ESTABELECIMENTO DE REQUISITOS DE DESEMPENHO EM DOSIMETRIA E PROTEÇÃO RADIOLÓGICA NOS SERVIÇOS DE MAMOGRAFIA DIGITAL DE MINAS GERAIS

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1 ESTABELECIMENTO DE REQUISITOS DE DESEMPENHO EM DOSIMETRIA E PROTEÇÃO RADIOLÓGICA NOS SERVIÇOS DE MAMOGRAFIA DIGITAL DE MINAS GERAIS Sabrina Donato da Silva Dissertação apresentada ao Programa de Pós-graduação de Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais como requisito parcial para obtenção do grau de mestre. 2014

2 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 ESTABELECIMENTO DE REQUISITOS DE DESEMPENHO EM DOSIMETRIA E PROTEÇÃO RADIOLÓGICA NOS SERVIÇOS DE MAMOGRAFIA DIGITAL DE MINAS GERAIS Sabrina Donato da Silva 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 Orientadora: Dr a. Maria do Socorro Nogueira BELO HORIZONTE 2014

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4 Aos meus familiares, amigos ao André e a minha mãe que estaria muito feliz comigo agora. 4

5 5 AGRADECIMENTOS Primeiramente agradeço a Deus por me dar força, coragem e fé para não desistir dos meus objetivos, por me guiar e nunca me deixar nessa caminhada e pela oportunidade de estar vivendo este momento especial. Agradeço ao meu pai Sebastião, aos meus irmãos Simone, Selmar e Sérgio, enfim a toda a minha família por estarem sempre comigo, comemorando as minhas vitórias e me fortalecendo em minhas derrotas sempre me incentivando a continuar e ir mais longe e entendendo os momentos em que tive de me ausentar. Em especial agradeço ao meu pai e a minha irmã Simone por me darem a oportunidade de estudar, crescer e ir mais longe. Aos meus amigos, por compreenderem a minha ausência e por aturarem os meus momentos de loucura. Ao André por me ajudar e me incentivar especialmente nos momentos difíceis. A Prof. Dra. Maria do Socorro Nogueira, pela orientação técnica cientifica, pelo constante incentivo, paciência, pelo apoio do começo ao fim do meu trabalho e nas decisões profissionais fora dele. Aos meus parceiros de laboratório, por me ajudarem na coletas de dados, sem eles esse trabalho não se realizaria. Em especial ao Bruno, Lucas e Fernando pela ajuda, apoio e por tornarem a minha jornada um pouco mais leve e divertida. A todos da Vigilância Sanitária de Minas Gerais por tornar possível esse estudo, em especial aos meus ex-colegas de trabalho: Geórgia, Seham, Jessica, Marqueone pelo apoio e compreensão nos momentos em que tive de me ausentar. Ao professor Teógenes pelas sugestões, paciência e atenção. Aos colegas do laboratório de dosimetria e Laram. A Thessa pelo apoio. A Secretaria da Pós Graduação e ao pessoal da biblioteca.

6 A coordenação da Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais do CDTN. Aos professores, que tanto me ensinaram. Ao CDTN por me acolher e fornecer meios de busca do conhecimento. A CAPES pelo fornecimento da bolsa de mestrado. E por fim agradeço ao Marcio e a Geórgia, pela ajuda, apoio, sugestões, puxões de orelha, paciência, atenção, compreensão, incentivo e por acreditarem em mim. Enfim por terem participado e auxiliado ativamente do meu desenvolvimento ao longo desse trabalho e principalmente pela amizade verdadeira. Sem eles esse trabalho não se concretizaria. 6

7 7 Que os vossos esforços desafiem as impossibilidades, lembrai-vos de que as grandes coisas do homem foram conquistadas do que parecia impossível. Charles Chaplin

8 ESTABELECIMENTO DE REQUISITOS DE DESEMPENHO EM DOSIMETRIA E PROTEÇÃO RADIOLÓGICA NOS SERVIÇOS DE MAMOGRAFIA DIGITAL DE MINAS GERAIS Sabrina Donato da Silva 8 RESUMO Segundo dados do Cadastro Nacional de Estabelecimentos de Saúde (CNES), o Estado de Minas Gerais possui aproximadamente 477 mamógrafos em uso. Destes, estima-se que em torno de 200 são digitais utilizando, principalmente, sistemas de radiografia computadorizada (CR) ou radiografia direta (DR). A mamografia é insubstituível no diagnóstico e detecção precoce do câncer de mama, principal causa de morte entre mulheres no mundo. Um alto padrão de qualidade da imagem, aliada com uma dose tão baixa quanto razoavelmente exequível, são essenciais para esta detecção precoce de forma segura, levando a necessidade de controle de qualidade através do processo de otimização dos procedimentos. Dentro deste contexto este estudo teve como objetivo determinar a dosimetria e a qualidade da imagem em 72 combinações mamógrafo/cr e DRs em 68 serviços de mamografia do Estado de Minas Gerais, o que corresponde aproximadamente 14% do total de mamógrafos atualmente em uso no Estado de Minas Gerais e a cerca de 34% dos mamógrafos digitais em uso (CRs e DRs). O teste que avalia a linearidade da resposta do detector mamógrafico atendeu aos critérios de desempenho especificados pela Sociedade Espanhola de Física médica em 85% dos equipamentos avaliados. Porém dos serviços que apresentaram não conformidade nesse quesito apenas dois apresentaram menos de quatro anos de uso do mamógrafo. Possivelmente o tempo de utilização dos mamógrafos esteja relacionado a não conformidade apresentada por esses serviços. A relação contraste ruído mostrou-se ser um ponto crítico na cadeia de produção da imagem em sistemas digitais, principalmente para maiores espessuras de acrílico. Mais da metade dos serviços avaliados nessa pesquisa obtiveram um bom desempenho na relação sinal ruído (SNR), e na avaliação da imagem através do simulador de contraste e detalhe CDMAM. Em relação ao ruído da imagem a maioria dos serviços ficaram não conformes. Na avaliação da dose glandular média realizada com simuladores de mama, a média geral dos valores de doses obtidos ficaram dentro dos limites considerados aceitáveis na literatura, para a maioria das espessuras simuladas de mama. Porém os resultados obtidos nesse teste são preocupantes, pois a maioria dos sistemas digitais avaliados ficaram não conformes nesse quesito em pelo menos uma espessura de acrílico avaliada, e além disso houve um aumento considerável da dose glandular média em comparação a medidas anteriores realizadas no Estado de Minas Gerais. Já na comparação da dose glandular média entre sistemas CR e DR os sistemas DR apresentaram doses consideravelmente menores para maiores espessuras, em comparação com os sistemas CR. Em relação à comparação entre avaliações subsequentes a amostra seguiu o comportamento geral dos serviços avaliados nesta pesquisa, com exceção da SNR que apresentou um pior desempenho entre as avaliações subsequentes e o ruído, que apesar do baixo índice de conformidade obteve uma melhora entre uma avaliação e outra. Apesar dos potenciais benefícios que podem ser alcançados com o uso do sistema CR e DR, o emprego dessa tecnologia precisa ser revisto e otimizado para que possa oferecer imagens de qualidade utilizando a menor dose possível de radiação. Palavras chaves: Radiodiagnóstico; Mamografia; Radiografia Computadorizada; Radiografia Direta; Controle de Qualidade; Dose Glandular Média.

9 ESTABLISHMENT OF PERFORMANCE REQUIREMENTS IN DOSIMETRY AND RADIATION PROTECTION IN DIGITAL MAMMOGRAPHY FACILITIES DIGITAL IN THE STATE OF MINAS GERAIS 9 Sabrina Donato da Silva ABSTRACT According to the National Registration of Health Establishments (CNES), there are approximately 477 mammographs operating in the state of Minas Gerais, of which, roughly estimating, 200 are digital apparatus using mainly computerized systems of radiography (CR) or direct radiography (DR). Mammography is irreplaceable in the diagnosis and early detection of breast cancer, the main cause of death in women worldwide. A high standard of image quality coupled with a dose as low as reasonably practicable, are essential for early detection of this disease with safely, leading to the need for quality control through optimization of process procedures. Within this context, this study aimed to determine dosimetry and image quality on 72 mammography combinations / CR and DR in 68 mammography services in the State of Minas Gerais, which represents approximately 14% of mammography units currently in use in the State of Minas Gerais and about 34% in use of digital mammography (CRs and DRs). The test evaluates the linearity of response of the detector mammographic met the performance criteria specified by the Spanish Society of Medical Physics in 85% of evaluated equipment. However, the services they showed non-compliance in this regard, only two were less than four years of use of mammography. Possibly the time of use of mammography is related to noncompliance by these services. The contrast noise ratio proved to be a critical point in the production chain image in digital systems, especially for thicker acrylic. More than half of the services evaluated in this study showed good performance in signal noise, and image evaluation by the phantom contrast and detail CDMAM. Regarding the image noise, most services were non-compliance. In evaluating the average glandular dose with breast phantom, the overall average dose values obtained were within acceptable limits in the literature for most of the simulated breast thicknesses. However the results of that test are troubling, since most digital systems evaluated were non-compliant in this regard at least one thick acrylic evaluated, and in addition there was a considerable increase in the average glandular dose compared to previous measurements performed in the State of Minas Gerais. In comparison between the average glandular dose in CR and DR systems, the DR systems showed significantly lower doses for greater thickness as compared with the CR systems. Regarding the comparison between subsequent reviews, the sample followed the general behavior of the services evaluated in this study, except the SNR had a worse performance between subsequent evaluations and noise, which despite the low level of compliance achieved an improvement between evaluation and other. Therefore, despite the potential benefits that can be attained with the use of the CR and DR systems, the employment of this technology has to be revised and optimised so that a better quality image can be achieved and the radiation dose reduced as much as possible. Keywords: Radiodiagnosis; Mammography; Computed Radiography; Direct Radiography Quality Control; Mean Glandular Dose.

10 10 LISTA DE FIGURAS Figura 1 Tipos de câncer mais incidentes, estimados para o ano de 2012 e 2013, na população brasileira, sem pele não melanoma Figura 2 - Taxas de mortalidade por câncer de Mama, brutas e ajustadas por idade, pelas populações mundial e brasileira, por mulheres, Brasil, entre 1985 e Figura 3 - Evolução temporal da mortalidade por câncer em mulheres, nas cinco localizações primárias mais frequentes em 2011, ajustadas por idade, população mundial, por mulheres no Brasil entre os anos de 1985 a Figura 4 - Aparelho de Mamografia Figura 5 - Espectro de um feixe de raios X não filtrados de um alvo de molibdênio para diferentes faixas de energia Figura 6 - Componentes de um equipamento de mamografia Figura 7 - Diferença entre uma mama sem compressão e outra comprimida Figura 8 Realização de um exame mamográfico Figura 9 - Radiografia da mama adquirida em meados de Figura 10 - Protótipo do primeiro mamógrafo, o Trepied Figura 11 - Primeiro modelo comercial do Senographe, lançado em Figura 12 - Constituição de um filme mamográfico, com o processo de absorção dos raios X e sua posterior conversão em fótons de luz Figura 13 - Aquisição da imagem para sistema CR Figura 14 - Método de aquisição direta da imagem com a-se Figura 15 - Método indireto de aquisição da imagem com CsI/a-Si Figura 16 - Curva de resposta típica de um sistema convencional (tela - filme) e de um detector digital em mamografia Figura 17 - Frequência espacial Figura 18 - Barra de ferramentas do Software ImageJ Figura 19 - Phantom CDMAM Figura 20 - Monitor específico para laudos mamográficos de 5 Mega Pixels Figura 21 - Placas de alumínio Figura 22 - Objeto de teste padrão para a avaliação da resolução espacial Figura 23 - Placas de acrílico

11 11 Figura 24 - Posicionamento das placas de PMMA para o teste da linearidade Figura 25 - Posicionamento do detector para o teste da linearidade Figura 26 - Exemplo de gráfico da relação do logaritmo do kerma em função dos VMP Figura 27 - Exemplo de gráfico da relação do kerma em função do pixel linearizado Figura 28 - Exemplo de um gráfico da relação do kerma em função do desvio padrão linearizado Figura 29 - Determinação dos coeficientes a b e c da equação de ruído relativo Figura 30 - Representação do espectro de potência do ruído Figura 31 - Posicionamento do objeto de teste da resolução espacial Figura 32 - Imagem radiográfica do objeto de teste de resolução espacial Figura 33 - Avaliação da uniformidade do detector em cinco pontos Figura 34 - Avaliação da uniformidade do detector em uma linha paralela Figura 35 - Posição da placa de alumínio e das ROIs na medida da CNR Figura 36 - Posicionamento do phantom CDMAM Figura 37 - Diagrama contraste detalhe que apresenta o diâmetro do disco versos a espessura do disco de ouro Figura 38 - Posicionamento do detector de estado sólido Figura 39 - Resultado da avaliação da linearidade do detector Figura 40 - Resultado da avaliação do ruído da imagem Figura 41 - Dispersão dos índices de potência encontrados na avaliação do ruído da imagem Figura 42 - Resultado da avaliação da resolução espacial Figura 43 - Resultado da avaliação da uniformidade do detector Figura 44 - Resultado da avaliação da uniformidade do detector para 5 e 3 ROIs Figura 45 - Resultado da avaliação da CNR Figura 46 - Resultado da avaliação da SNR Figura 47 - Resultado da avaliação do CDMAM Figura 48 - Resultado da DG para 20 mm de PMMA Figura 49 - Resultado da DG para 30 mm de PMMA Figura 50 - Resultado da DG para 40 mm de PMMA Figura 51 - Resultado da DG para 50 mm de PMMA Figura 52 - Resultado da DG para 60 mm de PMMA Figura 53 - Resultado da DG para 70 mm de PMMA Figura 54 - Resultado geral da avaliação da DG

12 12 LISTA DE TABELAS Tabela 1 - Estimativa dos novos casos de neoplasia, entre mulheres, no estado de Minas Gerais e capital nos anos de 2012 e Tabela 2 - Valores de fator s definidos por Dance para diferentes combinações de anodo e filtro Tabela 3 - Produto dos coeficientes g por c para mamas simuladas com PMMA Tabela 4 - Produto dos coeficientes g e c para mamas simuladas com PMMA Tabela 5 - Valores limites de CNR referentes a cada espessura de PMMA Tabela 6 - Espessuras mínimas dos discos de ouros que deve ser visualizadas para cada diâmetro no simulador CDMAM Tabela 7 (Parte 1 de 2) - Características dos mamógrafos dos serviços avaliados Tabela 8 (Parte 1 de 2) - Características dos sistemas CR avaliados Tabela 9 (Parte 1 de 3) - Resultados dos coeficientes de correlação (R2) de cada serviço avaliado Tabela 10 (Parte 1 de 2) - Resultados dos índices de potência encontrados nos serviços Tabela 11 (Parte 1 de 3) - Resolução espacial das imagens avaliadas Tabela 12 (Parte 1 de 3) - Valores médio de pixel e variações máximas de uniformidade do detector do detector para 5 ROIs Tabela 13 (Parte 1 de 3) - Valores médio de pixel e variações máximas de uniformidade detector para 3 ROIs Tabela 14 (Parte 1 de 2) - Valores de CNR relativa referente a cada espessura de PMMA Tabela 15 (Parte 1 de 2) - Variação percentual da SNR Tabela 16 (Parte 1 de 3) Valores encontrados na avaliação do CDMAM Tabela 17 - Tabela de Incertezas do Kai Tabela 18 - Comparação entre as DGs deste estudo e de Dantas (2010) Tabela 19 - Comparação entre as DGs de equipamentos CR e DR

13 13 LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES OMS INCA CR DR DG IAEA ANS kv Rh Mo W kvp mas DFP Z CAE PSP PSL PMT TFT Bit Pixel DICOM DO pl/mm VMP DP VMP DP CBR Organização Mundial de Saúde Instituto Nacional de Câncer Radiografia Computadorizada Radiografia Digital Direta Dose Glandular Média Agência Internacional de Energia Atômica Agência Nacional de Saúde Suplementar Kilo voltagem tensão Ródio Molibdênio Tungstênio Kilo voltagem de pico Mili ampère segundo corrente Distancia foco-pele Número atômico Controle Automático de Exposição Fósforo Foto-Estimulável Luminescência Foto-Estimulada Tubo Fotomultiplicador Transistores de películas de filme Binary digit Picture Element Imagem e Comunicação Digital em Medicina Densidade Ótica Pares de linha por milímetro Valor Médio de Pixel Desvio Padrão Valor Médio de Pixel linearizado Desvio Padrão linearizado Colégio Brasileiro de Radiologia

14 14 PNQM Programa Nacional de Qualidade em Mamografia EUREF European guidelines for quality assurance in breast cancer screening and diagnosis PECQMamo Programa Estadual de Controle de Qualidade em Mamografia SEFM Sociedade Espanhola de Física Médica D Dose Absorvida K Kerma Ka,i Gy Ka,e CNES VISA-MG CDTN ROI PMMA CSR CNR Raw Data SNR IP NHSBSP FDA Kerma no ar Incidente Gray Kerma no Ar na Superfície de Entrada Cadastro Nacional de Estabelecimentos de Saúde Vigilância Sanitária de Minas Gerais Centro de Desenvolvimento de Tecnologia Nuclear Região de Interesse Polimetilmetacrilato (acrílico) Camada Semi-Redutora Razão Contraste-Ruído Imagem sem processamento Razão Sinal-Ruído Placa de fósforo / Image Plate Programa de Rastreamento do Câncer de Mama NHS Food and Drug Administration

15 15 SUMÁRIO RESUMO... 8 ABSTRACT... 9 LISTA DE FIGURAS LISTA DE TABELAS LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES INTRODUÇÃO Justificativa Objetivos Objetivo Geral Objetivos específicos REFERENCIAL TEÓRICO O câncer no Brasil e no mundo O Câncer de Mama No Brasil e no Mundo Fatores de risco Detecção precoce Breves considerações sobre a anatomia mamária Funcionamento do aparelho mamográfico Requisitos técnicos de um Mamógrafo e componentes básicos Mamografia Mamografia Convencional Mamografia Digital Radiografia computadorizada CR Sistema de radiografia digital direta DR Captura direta da imagem Captura indireta da imagem Imagem digital na área médica Propriedades da Imagem Radiográfica Contraste Resolução Espacial Ruído na imagem digital Regulamentação em Radiodiagnóstico Grandezas dosimétricas Dose Absorvida Kerma Kerma no Ar Incidente, Ka,i... 48

16 Kerma no Ar na Superfície de Entrada Ka,e Dose Glandular Média, DG MATERIAL E MÉTODOS Materiais ImageJ Phantom CDMAM Monitor Placas de alumínio Objeto avaliador da resolução espacial Placas de acrílico Espaçadores de acrílico Detector de estado sólido Placas de fósforo em uso nos serviços Métodos para a realização dos testes Linearidade da resposta do detector Ruído da Imagem Resolução Espacial Uniformidade do detector Razão Contraste-Ruído (CNR) Razão Sinal-Ruído (SNR) Qualidade de imagem do phantom CDMAM Dose glandular média RESULTADOS E DISCUSSÃO Características dos serviços avaliados Resultados dos testes Linearidade da resposta do detector Ruído da Imagem Resolução Espacial Uniformidade do detector Razão Contraste-Ruído (CNR) Razão Sinal-Ruído (SNR) Qualidade de imagem do phantom CDMAM Dose glandular média

17 4.2.9 Evolução da qualidade da imagem e da dose em serviços com mais de uma avaliação CONCLUSÕES REFERÊNCIAS Apêndice A

18 18 1 INTRODUÇÃO A palavra câncer, de modo geral é utilizada para designar um conjunto de mais de cem doenças que têm em comum o crescimento desordenado de células. Nas últimas décadas, o câncer ganhou uma dimensão maior, convertendo-se em um problema de saúde pública mundial. Segundo dados da Organização Mundial da Saúde (OMS), para o ano de 2030, podemse esperar 27 milhões de casos incidentes de câncer, com 17 milhões de mortes e 75 milhões de pessoas vivas com a doença (INCA, 2011). Dentre os tipos de câncer, o de mama é o segundo tipo mais frequente no mundo sendo o mais comum entre as mulheres, respondendo por 22% de novos casos a cada ano (INCA, 2009). Só no Brasil, para os anos de 2012 e 2013, são esperados novos casos. A figura 1 mostra os tipos de cânceres mais incidentes entre homens e mulheres em 2012 e 2013 (INCA, 2011). Figura 1 Tipos de câncer mais incidentes, estimados para o ano de 2012 e 2013, na população brasileira, sem pele não melanoma. Fonte: INCA, Convém ressaltar que o câncer não melanoma é um tumor de pele que tem alta incidência e baixa mortalidade. E que o melanoma maligno é o tipo de câncer de pele com pior prognóstico. É um tumor altamente maligno nos seus estágios mais avançados, por causa da sua elevada probabilidade de sofrer metástases e se disseminar para outros órgãos. No estado de Minas Gerais espera-se novos casos para 2012 e 2013, com uma taxa bruta de incidência estimada de 45,04 casos para cada mulheres (Tabela 1) (INCA, 2011).

19 19 Tabela 1 - Estimativa dos novos casos de neoplasia, entre mulheres, no estado de Minas Gerais e capital nos anos de 2012 e Localização Primária Neoplasia Maligna Estimativa dos Casos Novos Casos no Estado Casos na Capital Mama Feminina Colo do Útero Cólon e Reto Traqueia, Brônquio e Pulmão Estômago Leucemias Cavidade Oral Pele Melanoma Pele não Melanoma Bexiga Ovário Esôfago Linfoma não Hodgkin Glândula Tireoide Sistema Nervoso Central Corpo do Útero Pele Melanoma Outras Localizações Pele não Melanoma Todas as Neoplasias *Números arredondados para 10 ou múltiplos de 10 Fonte: INCA, De acordo com dados da tabela 1 entre os cânceres que afetam as mulheres, o de mama representa mais de 16% de todo os casos em Minas Gerais. Sendo que, desses 16%, praticamente 22% foram diagnosticados na cidade de Belo Horizonte. Além disso, o câncer de mama também constitui-se na primeira causa de morte por câncer entre as mulheres. Em alguns países desenvolvidos tem-se observado um aumento na incidência acompanhado de uma redução da mortalidade por essa neoplasia, o que é associado à detecção precoce por meio da introdução da mamografia para rastreamento e à oferta de tratamento adequado. Em países em desenvolvimento, como no caso do Brasil, o aumento da incidência tem sido acompanhado do aumento da mortalidade, o que pode ser atribuído, principalmente a um retardamento no diagnóstico e na instituição de terapêutica adequada (INCA, 2004; INCA 2012). A qualidade dos exames mamográficos, para a detecção do câncer de mama em suas fases iniciais é crucial para se obter um diagnóstico efetivo. A mamografia, atualmente é o

20 20 método mais efetivo de diagnóstico do câncer de mama, pois é capaz de evidenciar lesões ainda em sua fase inicial (DANTAS, 2010; INCA, 2006). A otimização em mamografia é necessária para assegurar aos pacientes exames com qualidade e confiabilidade sofrendo a menor exposição à radiação possível. No Brasil a mamografia convencional filme/écran com processamento químico na revelação do filme vem sendo substituída gradativamente pela tecnologia digital, e a introdução dessas tecnologias em mamografia, através dos sistemas de radiografia computadorizada (CR) e radiografia digital direta (DR), têm aberto novas expectativas para estes procedimentos, baseados nos seus potenciais benefícios. Visando a qualidade dos exames oferecidos pelos serviços de radiodiagnóstico, em junho de 1998 foi publicada a Portaria SVS/MS nº 453/98 Diretrizes de Proteção Radiológica em Radiodiagnóstico Médico e Odontológico, que determina a realização de testes de desempenho periódicos e a avaliação da qualidade da imagem nos exames mamográficos, definindo também os Níveis de Referência em Radiodiagnóstico nas exposições em exames radiográficos, inclusive em mamografia, estabelecendo, portanto a proteção radiológica das pacientes submetidas a exames mamográficos. A Portaria estabelece critérios para realizações de ações que contribuem para garantir a qualidade em mamografia. Porém, essa Portaria e demais recomendações do Ministério da Saúde estabelecem ações e critérios apenas para mamógrafos convencionais faltando ainda estabelecer requisitos de desempenho para métodos de aquisição de imagens digitais tanto CR quando DR. Em relação às doses envolvidas em um exame de mamografia, o protocolo espanhol, por exemplo, recomenda que a Dose Glandular Média (DG), para uma mama comprimida de 4,5 cm de espessura, não exceda a 2 mgy (SEFM 2007; SEFM, 2011). Já no Brasil, a Portaria SVS/MS nº 453/98 tem como nível de referência o valor de 10 mgy para dose de entrada na pele para uma mama comprimida de 4,5 cm de espessura (BRASIL, 1998). Atualmente o número de mamógrafos digitais do tipo CR e DR que são instalados não só em Minas Gerais, mas em todo o território nacional, cresce cada vez mais, seguindo a tendência de substituição gradual da mamografia convencional para as novas tecnologias. Com isso, faz-se necessário a aplicação de um controle da qualidade da imagem e do nível de dose obtidos em exames mamográficos.

21 JUSTIFICATIVA Para Hulka e Stark (1995 apud Godinho e Koch, 2004) a prevenção do câncer de mama é bastante complexa porque muitos dos fatores associados a este são relacionados ao próprio organismo do indivíduo, portanto difíceis de serem controlados. Classicamente, a prevenção é dividida em primária e secundária. A prevenção primária busca eliminar ou modificar os fatores de risco para esse tipo de câncer, enquanto a secundária tem como objetivo identificar e tratar os cânceres iniciais. Ainda que já tenham sido identificados alguns fatores ambientais e comportamentais associados a um risco aumentado de desenvolver o câncer de mama, estudos epidemiológicos ainda não fornecem provas definitivas que possam justificar recomendações e estratégias específicas de prevenção primária. Desta maneira todo o esforço no controle dessa neoplasia deve ser voltado a ações de prevenção secundária (INCA, 2004; INCA 2011). Apesar dos inúmeros benefícios a mamografia possui suas limitações e o rastreio pode resultar em consequências adversas. Uma dessas limitações é a ocorrência do falso positivo que ocorre quando a suspeita de uma lesão maligna não se comprova após a biopsia. Outra limitação é o resultado falso negativo, que pode ocasionar o adiamento de uma ação adequada em relação ao câncer de mama (Corrêa et al., 2008). Além disso a mamografia é uma técnica radiológica especialmente complexa devido a composição da mama, constituída de tecidos adiposo, fibroso e glandular, que são de densidades radiográficas muito próximas. Os detalhes de interesse diagnósticos, como massas e microcalcificações, são também de densidades similares aos tecidos adjacentes tornando ainda mais complexo um diagnóstico precoce devido ao seu menor tamanho (IAEA, 2006). Segundo Dance (1999) somando-se a essas limitações existe ainda um pequeno, porém significante risco de indução de câncer por raios X na realização de uma mamografia. Contudo exames realizados com equipamentos e técnicas adequados tornam esse risco menor. Considerando essas limitações, a implantação e o desenvolvimento de programas de garantia de qualidade que avaliem o desempenho dos equipamentos mamográficos, com relação a qualidade da imagem e a dose é uma necessidade. Dentre os princípios básicos de proteção radiológica, o princípio da justificação da prática e das exposições médicas individuais indica que: 2.2 A justificação é o princípio básico de proteção radiológica que estabelece que nenhuma prática ou fonte adscrita a uma prática deve ser autorizada a menos que produza suficiente benefício para o indivíduo exposto ou para a sociedade, de modo a compensar o detrimento que possa ser causado.

22 2.3 O princípio da justificação em medicina e odontologia deve ser aplicado considerando: a) Que a exposição médica deve resultar em um benefício real para a saúde do indivíduo e/ou para sociedade, tendo em conta a totalidade dos benefícios potenciais em matéria de diagnóstico ou terapêutica que dela decorram, em comparação com o detrimento que possa ser causado pela radiação ao indivíduo. b) A eficácia, os benefícios e riscos de técnicas alternativas disponíveis com o mesmo objetivo, mas que envolvam menos ou nenhuma exposição a radiações ionizantes. 2.4 Na área da saúde existem dois níveis de justificação: justificação genérica da prática e justificação da exposição individual do paciente em consideração. a) Justificação genérica (i) todos os novos tipos de práticas que envolvam exposições médicas devem ser previamente justificadas antes de serem adotadas em geral. (ii) os tipos existentes de práticas devem ser revistos sempre que se adquiram novos dados significativos acerca de sua eficácia ou de suas consequências. b) Justificação da exposição individual (i) todas as exposições médicas devem ser justificadas individualmente, tendo em conta os objetivos específicos da exposição e as características do indivíduo envolvido. (Brasil, 1998, p. 4) Uma vez que o exame tenha sido clinicamente justificado, outro princípio básico de proteção radiológica deve ser considerado, a otimização, o que significa que as doses individuais, o número de pessoas expostas e a probabilidade de exposições acidentais devem ser tão baixos quanto razoavelmente exequíveis, relacionados com uma apropriada qualidade da imagem, incluindo os níveis de referência em radiodiagnóstico. Contudo, atenção insuficiente tem sido dada para esta questão (IAEA, 2005). Na área de otimização da proteção em radiologia diagnóstica, particularmente em mamografia existe uma margem considerável, tanto para melhoria da qualidade da imagem quanto na redução de doses. Medidas simples e de baixo custo são avaliadas para a redução das doses sem perda de informação diagnóstica, mas o grau em que são utilizadas essas medidas varia de país para país e de estado para estado (IAEA, 2005). A otimização em proteção radiológica diagnóstica não necessariamente significa redução de doses para pacientes, mas é fundamental que a confiança no diagnóstico em imagem não sejam comprometidos (IAEA, 2005). Há uma necessidade de avaliar a situação da otimização e proteção na mamografia em diferentes países, identificando pontos onde ações são necessárias e documentando a melhoria depois que ações corretivas são colocadas em prática (IAEA, 2005). Segundo a Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA, 2005) as lições aprendidas a partir deste exercício, já realizado em vários países, dará uma visão sobre a variação de práticas, padrão de problemas, otimização e posteriormente inferências sobre como a otimização pode ser eficaz. Neste exercício já realizado em seis países da Europa oriental, observações e analises úteis foram feitas, conseguindo atingir em média uma redução de 25% 22

23 23 da dose mantendo a qualidade da imagem. Outro fator que evidencia a necessidade da avaliação da qualidade da imagem e das doses envolvidas é a publicação da Resolução Normativa nº 167 no Diário Oficial da União feita em 10 de janeiro de 2008 pela Agência Nacional de Saúde Suplementar (ANS), que obriga a cobertura da mamografia digital pelos planos de saúde, o que levou ao aumento do uso dessa tecnologia no país, logo, é preciso implantar meios eficientes para a avaliação da qualidade de equipamentos desta categoria Portanto, é necessário conhecer a situação real do funcionamento dos equipamentos em uso através de avaliações criteriosas dos serviços, possibilitando dessa maneira levantar possíveis deficiências existentes e consequentemente definir diretrizes e estratégias para que os problemas sejam sanados e o serviço seja otimizado, beneficiando os pacientes com exames precisos e favorecendo o diagnóstico para tratamento do câncer.

24 OBJETIVOS Objetivo Geral Levantar a situação dos serviços de mamografia do estado de Minas Gerais que utilizam sistemas de obtenção de imagem digital do tipo CR e DR, através de uma amostra desses serviços, por meio de testes de controle de qualidade aplicados nos mesmos, seguindo o protocolo europeu e o protocolo espanhol de controle de qualidade em mamografia digital além de recomendações internacionais. Podendo assim, estabelecer procedimentos de garantia de qualidade e controle de risco, sob o ponto de vista de proteção radiológica e qualidade da imagem nos exames Objetivos específicos 1. Aplicar testes de desempenho do sistema mamógrafo/cr e DRs para serviços com processamentos digitais distintos de acordo com protocolos internacionais; 2. Avaliar a dose glandular média a qual as pacientes estão expostas ao realizarem um exame de mamografia utilizando os sistemas CR e DR; 3. Averiguar a qualidade da imagem através de imagens de um simulador de mama.

25 25 2 REFERENCIAL TEÓRICO 2.1 O CÂNCER NO BRASIL E NO MUNDO As células cancerosas se dividem em ritmo acelerado e tendem a ser muito agressivas e incontroláveis, culminando na formação de tumores malignos, que podem espalhar-se para outras regiões do corpo, originando as chamadas metástases. Já um tumor benigno é simplesmente uma massa localizada de células que se multiplicam vagarosamente e se assemelham ao seu tecido original e que raramente constitui um risco de vida (INCA, 2012). As causas de câncer são variadas, podendo ser externas ou internas ao organismo, podendo estar inter-relacionadas. As causas internas são na maioria das vezes geneticamente pré-determinadas e estão ligadas à capacidade do organismo de se defender das agressões externas, já as causas externas referem-se ao meio ambiente e aos hábitos ou costumes próprios de uma sociedade; entende-se como meio ambiente o meio em geral onde uma pessoa vive (água, terra e ar) o seu ambiente ocupacional (indústrias químicas e afins), o ambiente de consumo (alimentos, medicamentos) e o ambiente sociocultural (estilo e hábitos de vida) (INCA, 2013a). Já há muito tempo conhecido, o câncer já foi considerado uma doença de países desenvolvidos e com grandes recursos financeiros, porém a aproximadamente quatro décadas, a situação vem mudando, e a maior parte do ônus global do câncer pode ser observada em países em desenvolvimento, principalmente aqueles com menores recursos (INCA, 2011). Desse modo, nas últimas décadas, essa doença ganhou uma dimensão muito maior, convertendo-se em um evidente problema de saúde pública mundial sendo que o maior efeito desse aumento incide em países com rendas mais baixas (INCA, 2011). O câncer e outras doenças crônicas não transmissíveis vêm se tornando cada vez mais comuns em todo mundo e podem causar danos devastadores para famílias inteiras, principalmente quando o chefe da família adoece. Medidas preventivas devem ser implementadas agora para reduzir a carga do câncer. A prevenção e o controle do câncer devem adquirir o mesmo foco e a mesma atenção que áreas de serviços assistenciais (INCA, 2011). Seguindo a tendência mundial, o Brasil passa por processos de transição que têm produzido importantes mudanças no perfil das enfermidades que acometem a população. Observa-se que a partir de 1960 as doenças infecciosas e parasitárias deixaram de ser a principal causa de morte, sendo substituídas pelas doenças do aparelho circulatório e pelas neoplasias. Essa progressiva ascensão da incidência e da mortalidade por doenças crônico-degenerativas, conhecidas como transição epidemiológica, tem como principal fator o envelhecimento da

26 26 população, resultado do maior acesso à saúde e aumento da qualidade de vida (INCA, 2011). No Brasil, estima-se para o ano de 2012 e 2013 a ocorrência de aproximadamente casos novos de câncer, incluindo os casos de pele não melanoma. Excluindo-se os casos de pele não melanoma, estima-se um total de 385 mil casos novos. Os tipos mais incidentes serão os cânceres de pele não melanoma, próstata, pulmão, cólon e reto e estômago para o sexo masculino; e os cânceres de pele não melanoma, mama, colo do útero, cólon e reto e glândula tireoide para o sexo feminino (INCA, 2011). Diante desse cenário, fica evidente a necessidade de investimentos no desenvolvimento de ações abrangentes para o controle do câncer, nos diferentes níveis de atuação, como na promoção da saúde, na detecção precoce, na assistência aos pacientes, na formação de recursos humanos, na comunicação e mobilização social. 2.2 O CÂNCER DE MAMA NO BRASIL E NO MUNDO No campo da saúde pública, o câncer de mama feminino surge como uma doença de importância cada vez maior em todo o globo. Esse fato é devido principalmente a sua frequência elevada e à dimensão do problema. Segundo a Organização mundial de Saúde (OMS), nas décadas de 60 e 70 houve registros de um aumento de 10 vezes nas taxas de incidência de câncer de mama ajustadas por idade nos registros de câncer de base populacional de diversos continentes (INCA, 2006). Segundo relatório mundial sobre o câncer de mama estima-se que em 2013, pelo menos 60 mil mulheres a mais sejam diagnosticadas com a doença do que no ano de A previsão de novos casos identificados até o fim de 2012 em todo o planeta é de 1,6 milhão, contra 640 mil na década de 1980 (GLOBO, 2012). Segundo aponta o relatório da World Breast Cancer Report 2012 (2012 apud GLOBO, 2012) a ocorrência dessa neoplasia tem subido 3,1% por ano no mundo. Este documento destaca que o problema vem crescendo em taxas alarmantes em todo o mundo e já se tornou uma pandemia que ameaça a saúde pública, tanto as incidências quanto as mortes aumentaram, porém os métodos de diagnóstico por imagem também. A Figura 2 mostra o aumento da taxa de mortalidade dessa neoplasia nos últimos anos.

27 27 Figura 2 - Taxas de mortalidade por câncer de Mama, brutas e ajustadas por idade, pelas populações mundial e brasileira, por mulheres, Brasil, entre 1985 e Fonte: INCA, 2013b. A Organização Mundial da Saúde estima que, por ano, ocorram mais de casos novos de câncer de mama em todo o mundo. No Brasil não tem sido diferente. Informações processadas pelos Registros de Câncer de Base Populacional, disponíveis para 16 cidades brasileiras, mostram que na década de 90, este foi o câncer mais frequente no país. Além disso, registrou-se uma variação percentual relativa de mais de 80 % em pouco mais de duas décadas: a taxa de mortalidade padronizada por idade, por mulheres, aumentou de 5,77 em 1979, para 9,74 em 2000 (INCA, 2006). No Brasil, como já foi dito anteriormente, as taxas de mortalidade por câncer de mama continuam altas (Figura 3), isso provavelmente porque a doença ainda é diagnosticada em estádios avançados. A sobrevida média após cinco anos na população de países desenvolvidos tem apresentado um discreto aumento, cerca de 85%, entretanto, em países em desenvolvimento, a sobrevida fica em torno de 60% (INCA, 2011).

28 28 Figura 3 - Evolução temporal da mortalidade por câncer em mulheres, nas cinco localizações primárias mais frequentes em 2011, ajustadas por idade, população mundial, por mulheres no Brasil entre os anos de 1985 a Fonte: INCA, 2013b. 2.3 FATORES DE RISCO O câncer de mama é relativamente raro antes dos 35 anos, acima desta faixa etária sua incidência cresce rápida e progressivamente, sendo a idade um importante fator de risco para essa condição. As taxas de incidência desse tipo de câncer aumentam rapidamente até os 50 anos e posteriormente a essa idade, esse aumento ocorre de forma mais lenta, essa mudança de comportamento da taxa devido à idade é conhecida na literatura como Clemmesen s hook, e tem sido atribuída ao início da menopausa (INCA, 2009) Outros fatores de risco para esse tipo de câncer relacionados à vida reprodutiva da mulher segundo o Instituto Nacional de Câncer (INCA, 2009) são conhecidos como: Menarca precoce, que é o início da menstruação mais cedo. Menopausa tardia que ocorre após os 50 anos de idade. Ocorrência da primeira gravidez após os 30 anos. Nuliparidade que é a mulher que não teve filhos. Uso de anticoncepcionais orais. Mulheres que estão em terapia de reposição hormonal.

29 29 A hereditariedade é também um fator de risco assim como o histórico familiar, principalmente se o câncer de mama acometeu parentes de primeiro grau antes dos 50 anos de idade. Assim como a ingestão regular de álcool e exposição a radiações ionizantes em idade inferior a 35 anos (INCA, 2006, 2009). 2.4 DETECÇÃO PRECOCE A probabilidade de cura é maior quando o câncer de mama é diagnosticado precocemente. Sendo assim, o rastreamento tem como objetivo detectar a doença em sua fase pré-clínica enquanto que o diagnóstico precoce visa identificar o câncer de mama em sua fase clínica precoce (INCA, 2006). As ações de diagnóstico precoce consistem no exame clínico da mama por um profissional de saúde devidamente treinado e capacitado enquanto que as ações de rastreamento adotadas no Brasil preconizam a mamografia bilateral em determinados grupos de mulheres. Para a detecção precoce do câncer de mama o Instituto Nacional de Câncer (INCA, 2006) recomenda: O rastreamento por meio do exame clínico da mama (ECM), para todas as mulheres a partir de 40 anos de idade, realizado anualmente. Este procedimento é ainda compreendido como parte do atendimento integral à saúde da mulher, devendo ser realizado em todas as consultas clínicas, independente da faixa etária. Rastreamento por mamografia, para as mulheres com idade entre 50 a 69 anos, com o máximo de dois anos entre os exames. Exame clínico da mama e mamografia anual, a partir dos 35 anos, para as mulheres pertencentes a grupos populacionais com risco elevado de desenvolver câncer de mama. Garantia de acesso ao diagnóstico, tratamento e seguimento para todas as mulheres com alterações nos exames realizados. 2.5 BREVES CONSIDERAÇÕES SOBRE A ANATOMIA MAMÁRIA A mamografia requer técnicas diferentes daquelas utilizadas na radiografia convencional. Tais variações técnicas se devem as diferenças substanciais na anatomia da mama. Na radiografia convencional, o contraste do objeto sob análise é elevado, devido a grandes diferenças de densidade de massa e número atômico entre ossos e tecidos.

30 30 Já na mama, os tecidos têm números atômicos efetivos e densidades de massa similares. Portanto, as técnicas radiográficas são desenvolvidas para realçar a absorção diferencial desses tecidos. (BUSHONG, 2010). A mama se situa na parte anterior do tórax de cada lado da linha medial, possuindo como referência o segundo arco costal superiormente e o sexto arco costal inferiormente. Externamente, cada mama, na sua região central, apresenta uma aréola e uma papila possuindo forma cônica, com a base fixada na parede torácica e o mamilo como vértice. É composta de tecido gorduroso, fibroso e adiposo que possui lobos e ductos, composição essa que varia com a idade e estado hormonal da mulher. As mamas são divididas em quatro padrões radiográficos: densas, onde não existe substituição de tecido mamário por gordura; predominantemente densas, onde já começa acontecer alguma substituição do tecido por gordura; predominantemente adiposa onde ocorreu substituição adiposa em mais de 50% e a mama adiposa, onde o tecido foi quase totalmente substituído por gordura. (UERJ, 2006a.) Mamas mais jovens apresentam maior quantidade de tecido glandular, fazendo com que fiquem mais densas e firmes. Ao se aproximar da menopausa, a mama vai se atrofiando e sendo substituída por tecido gorduroso, até ser formada quase que completamente de gordura e resquícios de tecido glandular na fase de pós- menopausa. A função principal da mama é produzir leite na amamentação, porém tem também grande importância psicológica para a mulher, representando um papel de destaque na formação de sua autoestima e autoimagem embelezando a silhueta do corpo feminino e desempenhando também a função erógena e de atração sexual (INCA, 2002). 2.6 FUNCIONAMENTO DO APARELHO MAMOGRÁFICO A formação da imagem mamográfica envolve a exposição da mama a um feixe de raios X, onde parte deste feixe é absorvido e parte é transmitido e espalhado pelo tecido mamário. Logo, a imagem formada é resultado da atenuação diferenciada dos raios X ao longo de seu caminho através das estruturas do tecido mamário (MOURÃO, 2009). O mamógrafo é o equipamento utilizado para realizar a mamografia. Esse equipamento possui recursos semelhantes aos apresentados pelos aparelhos de raios X convencionais, porém sua tecnologia é toda direcionada para a geração de imagens especificamente do tecido mamário apresentando assim, uma arquitetura diferenciada. Por ser um tecido de densidades muito próximas e possuir estruturas que não apresentam grande radiopacidade, uma imagem mamográfica obtida com um equipamento radiográfico

31 31 comum não iria gerar uma imagem com bom contraste. Por essa razão os equipamentos utilizados em raios X sofreram modificações estruturais, visando uma maior adequação a um sistema de obtenção de imagem dedicado as características específicas da mama, permitindo gerar uma imagem ótima com a menor dose de radiação possível na paciente (SANTANA, 2010). Os tubos dos mamógrafos são projetados para fornecer um feixe de raios X de baixa energia, e normalmente utilizam tensões que variam de 20 a 40 kv, necessário para a otimização das imagens. O espectro de radiação (que representa a energia dos feixes de raios X produzidos) é determinado pela combinação alvo/filtro e pela tensão no tubo de raios X (ALVARENGA, 2008: INCA, 2012). O posicionamento do tubo de raios X também é diferenciado, ao invés do campo de imagem ficar centralizado abaixo da fonte de raios X ele é posicionado de modo que uma linha imaginária vertical saia da fonte de raios X, toque levemente a parede torácica do paciente e cruze ortogonalmente a borda do receptor de imagem mais próxima ao paciente. Se o feixe de raios X fosse centralizado sobre a mama, algum tecido próximo a parede torácica poderia ser projetado para o interior do corpo do paciente, onde não poderia ser registrado (INCA, 2012). Estudos indicam que a distribuição energética dos fótons, dita espectro, ótima para ser usada em mamografia está entre 15 kev e 25 kev. Espectros com elevada incidência de fótons de energia inferior a 15 kev, entregam uma dose maior na mama, enquanto superiores a 35 kev, diminuem significativamente o contraste da imagem (ALVARENGA, 2008). Os mamógrafos utilizam geralmente um tubo de raios X com um anodo rotatório. O material mais utilizado como alvo é o Molibdênio (Mo), embora sejam utilizados também alvos de Ródio (Rh) e de Tungstênio (W), este último em equipamentos mais sofisticados. Um aparelho de mamografia pode ser visto na Figura 4 (MOURÃO, 2009). Figura 4 - Aparelho de Mamografia.

32 32 Os fótons de raios X gerados nos tubos que utilizam Molibdênio e Ródio são em sua maioria raios X característicos com energia na faixa mais indicada para mamografia, fazendo com que estes materiais sejam utilizados preferencialmente. A radiação característica ocorre em 17,5 kev e 19,6 kev para o Molibdênio, e em 20,2 kev e 22,7 kev para o Ródio. Esses valores de energia são considerados ideais para se produzir imagens de boa qualidade com dose relativamente baixa na mama. A energia dos fótons produzidos em um alvo de Ródio é maior em relação àquela produzida pelo alvo de Molibdênio, logo são mais úteis quando se deseja realizar estudos de mamas mais espessas, já que o feixe formado por energias mais altas se torna mais penetrante (ALVARENGA, 2008). A Figura 5 apresenta o espectro de emissão de um tubo com alvo de molibdênio para tensões de 26 e 30 kvp. Figura 5 - Espectro de um feixe de raios X não filtrados de um alvo de molibdênio para diferentes faixas de energia. Fonte: DANTAS, Combinações alvo/filtro de Mo/Rh e Rh/Rh requerem exposições 30% e 50% mais baixas respectivamente para obter a mesma densidade ótica que seria obtida utilizando Mo/Mo. Para mamas pequenas, utiliza-se Mo/Mo e baixas tensões para se obter imagens com contraste maior. Para mamas densas, as combinações Mo/Rh e Rh/Rh são mais indicadas, pois proporcionam um contraste similar, porém com uma redução significativa da dose (DANTAS, 2010). 2.7 REQUISITOS TÉCNICOS DE UM MAMÓGRAFO E COMPONENTES BÁSICOS De acordo com o item 4.18 da Portaria n.º 453/98 todo equipamento de mamografia deve possuir, além dos requisitos do item 4.13, as seguintes especificações: dispositivo para manter compressão firme da mama (a atenuação da placa de compressão deve ser de no máximo

33 33 ao equivalente a 2 mm de acrílico), transmissão menor que 1 µgy por exposição a 5cm do receptor de imagem sem a presença da mama, para valores máximos de kvp e mas empregados, tubo de mamografia com janela de berilo, gerador trifásico ou de alta frequência, escala de tensão em incrementos de 1 kv, distância foco-pele (DFP) não inferior a 30 cm e tamanho nominal do ponto focal não superior a 0,4 mm. A figura 6 mostra os componentes de um mamógrafo (UERJ, 2006b; Oliveira, 2006; BUSHONG, 2010). Figura 6 - Componentes de um equipamento de mamografia. Fonte: Adaptado de UERJ, 2006b. As letras na Figura 6 indicam os seguintes componentes: a) Cabeçote do equipamento Local onde a ampola (tubo) de raios X se encontra. b) Filtração A janela do tubo de raios X em um mamógrafo não deve atenuar significantemente o feixe, pois a mamografia utiliza uma baixa tensão de pico (kvp). Os tubos de raios X em mamógrafos tem uma janela de berílio (Z=4) ou uma fina janela de vidro de borosilicato para que não ocorra uma atenuação significativa. A grande maioria dos tubos de raios X em mamografia tem uma filtração inerente na janela do tubo equivalente a 0,1mm de Al. A filtração total de um feixe em mamografia deve ser menor que ou equivalente a 0,5 mm Al. c) Compressor A compressão do tecido mamário deve ser firme, porém tolerável pela paciente. Não existe um valor excelente conhecido para essa força, devendo estar compreendida entre 11 e 18 kg (INCA, 2007). A compressão é realizada através de uma bandeja radiotransparente que possui uma transmissão de raios X de aproximadamente 80% a 30 kvp. Uma boa compressão reduz a dose de radiação, porque possibilita a diminuição da espessura da mama; aumenta o contraste da imagem, porque resulta em um tecido mais fino e consequentemente, em menos radiação espalhada; a resolução da imagem é aumentada porque restringe os movimentos da paciente; diminui distorções, porque aproxima a mama do filme; a

34 34 compressão espalha as estrutura da mama e diminui a superposição (Figura 7) e diminui a variação na densidade radiográfica ao produzir uniformidade na espessura da mama. Figura 7 - Diferença entre uma mama sem compressão e outra comprimida. Fonte: UERJ, 2006b. d) Grade antidifusora São formadas por lâminas verticais alternadas de chumbo e material radiotransparente como plástico ou fibra. As lâminas da grade permitem a passagem da radiação primária e reduzem a passagem da radiação secundária, fazendo com que as mesmas se choquem nas lâminas de chumbo sendo absorvidas antes de chegar ao filme. A grade antidifusora é responsável pela redução dos efeitos de borramento da radiação espalhada na imagem radiográfica o que faz com que o contraste seja aumentado. O uso da grade antidifusora aumenta a dose na paciente, porém de forma aceitável e a melhora no contraste é significativa. e) Porta-chassi ou bucky Estrutura metálica onde é colocado o chassi que contém o filme. f) Controle automático de exposição (CAE) Sensor que determina os critérios de exposição de acordo com alguns parâmetros técnicos pré-estabelecidos e características físicas da mama irradiada. Os mamógrafos permitem três modos de operação: o automático que seleciona o kv e o mas automaticamente; o semi-automático que permite o operador selecionar o kv e seleciona automaticamente o mas e o manual que é o modo que permite o operador selecionar todos os parâmetros radiográficos. O CAE trabalha em conjunto com a fotocélula, que é o detector do seu sistema. Esse dispositivo deve ser posicionado em correspondência com a região de maior espessura a ser radiografada, para que o CAE possa selecionar a técnica radiográfica mais adequada.

35 MAMOGRAFIA No mamógrafo, entre outras especificidades, a mama é comprimida a fim de fornecer melhores imagens (Figura 8), proporcionando melhor capacidade de diagnóstico do que se este exame fosse feito em um aparelho de raios X convencional. Figura 8 Realização de um exame mamográfico. Fonte: INCA, 2012 Desde 1895, ano em que W.C Röentgen descobriu os raios X, a modalidade de exames de diagnóstico por imagem vem crescendo, e uma sucessão de eventos contribuíram para a evolução da prática mamográfica (UERJ, 2006b; INCA, 2012; OLIVEIRA, 2006): O início propriamente dito da mamografia foi em 1913, quando o cirurgião alemão Albert Salomon estudou radiografias de peças de mastectomias, comparando os achados macroscópicos nas imagens com sinais microscópicos das patologias mamárias. Na década de 20 as primeiras tentativas de diagnóstico de doenças mamárias foram realizadas por meio de radiografias (Figura 9);

36 36 Figura 9 - Radiografia da mama adquirida em meados de Fonte: INCA, Em 1931 as primeiras radiografias de mamas foram realizadas na Itália, na mesma época através dessas radiografias M. Romagnoli chamou a atenção para o diagnóstico precoce. No final da década de 60, os equipamentos tiveram uma rápida evolução (FIG. 10 e 11). Antes de 1969 os exames eram realizados em aparelhos convencionais, o que gerava imagens com pouco contraste e altas doses de radiação. Figura 10 - Protótipo do primeiro mamógrafo, o Trepied. Fonte: INCA, 2012.

37 37 Figura 11 - Primeiro modelo comercial do Senographe, lançado em Fonte: INCA, Em 1966 o primeiro aparelho dedicado à mamografia foi fabricado pela companhia GE, modelo Senographe o que fez com que modelos similares fossem produzidos por outros fabricantes. Em meados dos anos 1970, telas fluorescentes de alta resolução começaram a ser utilizadas em mamografia para converter o padrão de raios X formado pela mama em uma imagem visível. O uso de telas intensificadoras amplifica o efeito dos raios X formadores da imagem e diminuem a dose na paciente. Na década de 1980, o exame de mamografia começou a ser visto como instrumento para o rastreamento populacional e vários programas foram iniciados. No último século, o uso da mamografia para detecção precoce do câncer de mama percorreu um longo caminho. Hoje com base nas evidências existentes, sabe-se que o rastreamento em massa, através da mamografia, em mulheres assintomáticas pode ser usado para detectar precocemente o câncer de mama. Resultados de ensaios clínicos realizados, que compararam a mortalidade de mulheres que foram convidadas para rastreamento mamográfico com mulheres não submetidas a nenhuma intervenção são favoráveis ao uso da mamografia como método de detecção precoce. As conclusões desses ensaios demonstram que os benefícios do uso da mamografia residem, principalmente na diminuição da mortalidade em cerca de 30% para mulheres acima dos 50

38 38 anos, depois de sete a nove anos de implementação de ações organizadas de rastreamento (INCA, 2006). Sendo assim, a mamografia é indicada para mulheres assintomáticas, na forma de rastreamento do câncer de mama, e para mulheres sintomáticas, nas quais os achados clínicos indicam um possível câncer mamário. Considerando que quanto mais cedo diagnosticado o câncer de mama, maiores são as chances de tratamento, a taxa de sobrevida da paciente pode então ser relacionada com a detecção precoce deste câncer. Isso reforça ainda mais a importância da mamografia, pois um exame de qualidade com baixas doses para as pacientes faz a diferença na evolução ou não da doença. 2.9 MAMOGRAFIA CONVENCIONAL A mamografia convencional utiliza um filme de emulsão única projetado para ser exposto com uma tela intensificadora também única. Os filmes são formados por uma base de acetato ou poliéster, que serve para dar sustentação ao filme, uma emulsão que consiste em uma mistura homogênea de gelatina e cristais de haleto de prata (brometo e iodeto) que interage com os raios X, e uma camada protetora como mostra a figura 12. Figura 12 - Constituição de um filme mamográfico, com o processo de absorção dos raios X e sua posterior conversão em fótons de luz. Fonte: INCA, O receptor de imagem inclui ainda o chassi ou cassette que é o suporte protetor do filme e a tela intensificadora de imagem ou écran formado por terras raras. As telas de intensificação

39 39 de imagem são adicionadas permanentemente dentro dos chassis e têm a propriedade de emitir luz quando irradiadas por um feixe de raios X (fluorescência), e é essa luz que irá impressionar o filme mamográfico para formar a imagem latente. O filme radiográfico é muito mais sensível à luz do que aos raios X, consequentemente o uso da tela possibilita uma substancial diminuição da dose ministrada no paciente. Após esse processo o filme que foi exposto à radiação passa por um processamento com agentes químicos (BUSHONG, 2010) MAMOGRAFIA DIGITAL A mamografia digital é uma técnica radiográfica que vem substituindo o sistema receptor de imagem da mamografia convencional (filme-écran) por um detector eletrônico ou por uma placa de fósforo fotoestimulável, gerando uma imagem digital. Essa tecnologia pode ser dividida em dois grupos: O primeiro grupo é chamado de radiografia computadorizada (Computed Radiography - CR) e o segundo grupo chamado de radiografia digital direta (Direct Radiography - DR) que serão explicitados nos tópicos e Radiografia computadorizada CR No sistema CR o mamógrafo é o mesmo utilizado na mamografia convencional, a diferença está na substituição do filme-écran por uma placa de imagem (IP Image Plate) de fósforo estimulável. A placa de imagem de fósforo fotoestimulável (PSP), introduzida dentro do chassi, absorve e armazena a energia dos raios X transmitidos através da mama, produzindo assim uma imagem latente. Quando o chassi é introduzido na unidade digitalizadora, a placa de imagem é escaneada e a energia armazenada na estrutura cristalina é liberada, por meio da estimulação a laser, emitindo uma luminescência proporcional à intensidade dos raios X que atingiram o IP. A luz do laser é intensa e de baixa energia (~ 2 ev) e é altamente focalizada. Os elétrons que foram aprisionados na matriz do fósforo são estimulados pelo laser, e uma fração significante retorna ao nível de energia mais baixo do fósforo com uma liberação simultânea de uma luminescência fotoestimulada (PSL) de maior energia (~ 3 ev). A intensidade da PSL, proporcional ao número de elétrons liberados, é capturada por um sistema de guia de luz próximo ao IP (Figura 13).

40 40 Figura 13 - Aquisição da imagem para sistema CR. Fonte: INCA, Como se pode observar na figura acima a luminescência emitida é detectada e amplificada por um tubo fotomultiplicador (PMT), que produz um sinal elétrico de saída proporcional à luminescência emitida pelo ponto estimulado da placa de imagem. Esse sinal é então convertido em um formato digital e armazenado na memória de um computador para formar a imagem por meio de um programa. (INCA, 2012; SEFM, 2007). A informação da imagem latente residual é apagada através de uma luz intensa com comprimentos de onda que removem os elétrons que não foram liberados pela estimulação do laser, e o IP retorna ao cassete, pronto para ser reutilizado Sistemas de radiografia digital direta DR Os sistemas de radiografia digital direta (DR) possuem detectores integrados ao mamógrafo de forma que não podem ser utilizados com cassetes como o CR. Os detectores utilizados nesses sistemas podem ser, de acordo com a tecnologia utilizada, de conversão direta ou indireta Captura direta da imagem Geralmente o material utilizado na fabricação desse tipo de equipamento que possui esse tipo de detector é um fotocondutor que converte diretamente os fótons de raios X em pares de elétrons-buraco (Figura 14). A carga gerada é coletada aplicando um campo elétrico intenso, gerando assim um sinal elétrico. O detector mais utilizado é o selênio amorfo (a-se) que é um material fotocondutor, ou seja, quando atingido por fótons de raios X produz elétrons livres que geram sinais elétricos nos elementos da matriz de detectores (SEFM, 2007).

41 41 Figura 14 - Método de aquisição direta da imagem com a-se. Fonte: INCA, Captura indireta da imagem O funcionamento de detectores de captura indireta se baseia no duplo processo de conversão. Os fótons de raios X são primeiramente convertidos em fótons de luz e em seguida são convertidos em sinal elétrico (Figura 15) (INCA, 2012; SEFM, 2007). Figura 15 - Método indireto de aquisição da imagem com CsI/a-Si. Fonte: INCA, Nesse método utiliza-se um cintilador de tela plana e matriz de diodos para obter a imagem. Como cintiladores são usados cristais de iodeto césio (CsI) depositados em colunas lineares sobre cada elemento do detector com o objetivo de absorver os raios X e produzir cintilação luminosa. Então a luz é captada por elementos da matriz de fotodiodos (silício amorfo), que convertem a luz em corrente elétrica. Esses sensores de silício amorfo (a-si) são conectados a transistores de películas de filme (TFT) que armazenam a informação de cada

42 42 pixel até o momento de ser lida pelo circuito de varredura do detector (INCA, 2012; SEFM, 2007) IMAGEM DIGITAL NA ÁREA MÉDICA A imagem digital é formada por uma matriz bidimensional de elementos de imagem, pixels (picture element), da ordem de 40 a 100µm. É atribuído um valor numérico para cada pixel que corresponde a um determinado tom de cinza obtido a partir da interação dos raios X com esse pixel (INCA, 2012) A escala de cinza é determinada em função do número máximo de bits que podem ser armazenadas em um único pixel. Bit é o elemento básico de informação utilizado na computação ou informática, sendo que ao bit pode ser atribuído o valor de zero ou um, ou verdadeiro ou falso. A intensidade dos raios X em cada pixel é transformada em um número finito (2 n ) de níveis, onde n é o número de bits com que a imagem é digitalizada. Normalmente usa - se a digitalização de 2 12 a 2 14 bits que produz de a níveis de intensidade ou de tons de cinza (INCA, 2012). Na área médica, as imagens digitais geradas em equipamentos radiológicos seguem o formato DICOM (Digital Imaging and Communication in Medicine), que utiliza um conjunto de regras para comunicação, transmissão, armazenamento e tratamento das imagens. O formato DICOM objetiva uniformizar a formatação das imagens utilizadas para o diagnóstico como: radiográficas computadorizadas, tomografias, ressonâncias magnéticas, e demais modalidades médicas. Essa padronização permite que imagens médicas e informações associadas sejam trocadas entre computadores de forma independente do tipo de equipamento de diagnóstico por imagem utilizado, permitindo a padronização no processo de transmissão, armazenamento, impressão e apresentação das imagens digitais (ALVERENGA, 2008) PROPRIEDADES DA IMAGEM RADIOGRÁFICA A qualidade da imagem refere-se à fidelidade com que determinada estrutura anatômica sob análise é mostrada na radiografia. Uma radiografia que reproduz fielmente a estrutura sob apreciação é identificada como uma radiografia de alta qualidade. Porém, a qualidade associada a uma radiografia não é facilmente definida e não pode ser medida precisamente. Vários fatores afetam a qualidade da imagem e para realizar a avaliação desta, necessita-se analisar uma cadeia de processos que envolvem desde a formação da imagem até sua apresentação.

43 43 Algumas medidas, não precisas mas que são aceitas universalmente possibilitam julgar a qualidade da imagem e serão exemplificadas a seguir: Contraste A resolução de contraste é a habilidade de se distinguir estruturas anatômicas de contraste similar de uma região adjacente a uma estrutura sob avaliação. Todos os sistemas digitais têm resolução de contraste melhor do que os de imagem convencional, porque os sistemas convencionais possuem uma faixa limitada de valores de tons de cinza. O principal descritor da resolução de contraste é a escala de tons de cinza, também denominada de faixa dinâmica. Enquanto que sistemas digitais possuem um alcance dinâmico, da ordem de 1000:1 sistemas convencionais possuem um alcance da ordem de 40:1. Esse fato é consequência do comportamento não linear da curva de resposta do filme radiográfico (FIG. 16) (INCA, 2012). Figura 16 - Curva de resposta típica de um sistema convencional (tela - filme) e de um detector digital em mamografia Fonte: INCA, A figura 16 demonstra que para sistemas convencionais, níveis de exposição baixos ou altos produzem pequenas variações na densidade ótica (D.O), ou grau de enegrecimento do filme, enquanto que no nível intermediário ou na parte linear da curva, pequenas alterações na exposição produzem grandes mudanças na DO.

44 44 Já em sistemas digitais essa relação é linear, como no tópico 2.11, na digitalização de uma imagem pode ser produzido até níveis de cinza que uma vez armazenadas na memória do computador, a imagem digital pode ser apresentada para interpretação com contraste independente das características do detector e pode ser ajustado pelo indivíduo que irá interpretar a imagem. Dessa forma, a imagem digital supera a limitação da mamografia convencional Resolução Espacial Resolução é a habilidade de mostrar a imagem de dois objetos separados e conseguir diferenciar um do outro. A resolução espacial é a habilidade de um sistema de registro de imagem de mostrar pequenos objetos de alto contraste na imagem, como microcalcificações. A resolução espacial normalmente é descrita como o tamanho do objeto que pode ser visto. Em imagens médicas, resolução espacial é descrita pela quantidade da frequência espacial. A frequência espacial é expressa em pares de linhas por milímetro (pl/mm) (Figura 17). Figura 17 - Frequência espacial. Fonte: ALVARENGA, A frequência espacial classifica segundo o número de pares de linhas, um par de linha é uma linha preta em um fundo branco, como é mostrado na figura acima. Um sistema com alta frequência espacial tem melhor resolução espacial. Sistemas convencionais possuem excelente resolução espacial, de até 20 pares de linha por milímetro, enquanto que a resolução espacial em todas as modalidades de imagens digitais está limitada pelo tamanho do pixel e varia de 5 a 10 pl/mm sendo que sistemas digitais não podem apresentar objetos menores do que um pixel (BUSHONG, 2010) Ruído na imagem digital A contribuição mais importante do ruído em um detector de raios X deve ser associada ao ruído quântico. O ruído quântico é associado as flutuações estatísticas na fluência de fótons de raios X incidentes no detector e as variações aleatórias na absorção dos mesmos. A forma mais simples de caracterizar o ruído é medindo o desvio padrãoσ do número de fótons

45 45 absorvidos N em uma determinada região de interesse do detector. Esse número segue a estatística de Poisson e em consequência σ =N 0,5 (M. Chevalier et al., 2010). O ruído estrutural nos detectores digitais tem origem principalmente na falta de homogeneidade e na sensibilidade dos distintos detectores elementares existentes. Este ruído ocasiona a aparição de um fundo estruturado na imagem que pode ser eliminado habitualmente através de técnicas de aplanamento de campo. Essa técnica consiste em criar uma máscara corretora a partir de uma imagem direta e uniforme do feixe de raios X. A esses dois tipos de ruído deve se acrescentar o ruído eletrônico que é originado nos circuitos de leitura e amplificação do sinal (M. Chevalier et al., 2010). Quando o comportamento do σ não segue a lei σ =N 0,5 se faz necessário avaliar as contribuições de cada um desses ruídos na imagem, para eliminar possíveis falhas no funcionamento do detector, pois somente o desvio padrão tem um valor limitado, já que não têm informações sobre as características especificas do ruído (M. Chevalier et al., 2010). Alto ruído eletrônico pode afetar a visibilidade de pequenos objetos como microcalcificações enquanto que o ruído estrutural pode reduzir a detecção de objetos de pequeno contraste. Para verificar qual ruído é dominante necessita-se separar cada componente e calcular a contribuição relativa do ruído quântico em relação as outras fontes de ruído. A variância nos valores de pixel é observada na imagem com ruído. Esse ruído irá influenciar na percepção e visibilidade de objetos. A divisão em ruído quântico, estrutural e eletrônico é baseada na resposta da variância do pixel em relação a dose na entrada do detector (R Bouwman, et al. 2009). Deste modo os três tipos de ruído da imagem podem ser determinados em função do valor médio de pixel (VMP) e do desvio padrão (DP) através da equação 1. DP 2 = DP 2 el + DP 2 q + DP 2 s DP 2 el = k 2 el DP 2 q = k 2 q VMP DP 2 s = k 2 s VMP 2 (1) Onde, DP 2 é o desvio padrão total ao quadrado, DP + DP + DP são respectivamente 2 el 2 q 2 s o desvio padrão eletrônico, quântico e estrutural ao quadrado, Kel, Kq e Ks são, respectivamente, os coeficientes eletrônico, quântico e estrututal e VMP é o valor médio de pixels obtido no histograma da imagem digital. Fazendo a substituição dos coeficientes eletrônico, quântico e estrututal na equação 1, tem- se (equação 2):

46 46 DP = kel + k q VMP + k s VMP (2) Dividindo ambos os termos da equação2 por VMP 2 se obtem a equação 3. DP VMP 2 = k 2 el VMP 2 2 k q + VMP + k 2 s (3) Onde, DP ruído relativo VMP O ruído relativo DP/ VMP é utilizado na avaliação do ruído em mamografia digital porque esse parâmetro facilita a comparação entre sistemas individuais REGULAMENTAÇÃO EM RADIODIAGNÓSTICO Todo serviço de mamografia deve estar comprometido com a saúde da mulher, pois a sua relevância no diagnóstico precoce do câncer é enorme. Para que a qualidade da imagem seja garantida é necessária a realização de um conjunto de testes que envolvem a avaliação desde parâmetros relacionados com o mamógrafo até avaliações da imagem através de simuladores de mama. O Colégio Brasileiro de Radiologia (CBR) criou em 1993 o Programa de Qualidade em Mamografia (de adesão voluntária dos serviços) que visa avaliar a qualidade das imagens e dos diagnósticos realizados em serviços de mamografia com o intuito de estimular a implementação de melhorias nos serviços de mamografia. Cinco anos após a criação do Programa de Qualidade em mamografia foi criada a Portaria 453/98 do Ministério da Saúde, Diretrizes de proteção radiológica em radiodiagnóstico médico e odontológico que tem como exigência a implantação de um programa de garantia de qualidade para que os serviços atinjam um padrão de qualidade e segurança aceitáveis, entre outras exigências que visam melhorar a qualidade do serviço. Para tanto os titulares dos serviços devem realizar um conjunto de testes com uma periodicidade prédeterminada na portaria. Porém, essa regulamentação e recomendações do ministério da saúde abrangem somente a mamografia analógica, cujo funcionamento está baseado nos fenômenos

47 47 fotográficos, não abrangendo ainda a avaliação da mamografia digital. No ano de 2012 foi aprovada a Portaria GM/MS nº 531/12 que abrange desde requisitos técnicos para a realização de laudos e exames até requisitos de funcionamento de aparelhos. Esta portaria instituiu Programa Nacional de Qualidade em Mamografia (PNQM) objetivando garantir a qualidade dos exames de mamografia oferecidos à população e minimizar os riscos associados ao uso de raios X. Apesar dessa portaria já fazer menção aos novos aparelhos, suas diretrizes ainda são insuficientes. Atualmente no Brasil a avaliação dos sistemas digitais de mamografia é realizada através da utilização de normas, recomendações e adendos internacionais como a European guidelines for quality assurance in breast cancer screening and diagnosis (EUREF, 2006) e o Protocolo Español de Control de Calidad em Radiodiagnóstico (SEFM, 2007), assim como suas revisões (SEFM, 2011). Nesse estudo foram utilizados majoritariamente o referido protocolo e suas revisões (SEFM, 2007; SEFM, 2011), uma vez que o mesmo tem sido utilizado pela Vigilância Sanitária de Minas Gerais e já havia sido validado no trabalho realizado por Dantas (2010). Este documento foi desenvolvido pela Sociedade Espanhola de Física Médica (SEFM) com o objetivo de estabelecer os testes de controle de qualidade nos equipamentos de diagnóstico por imagem assim como os critérios para sua utilização. Considerando-se que os sistemas atuais de mamografia digital estão dominando o mercado, tornou-se imprescindível a criação de meios para análise e avaliação dos sistemas digitais que realizam exames de mamografia GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS Como a radiação ionizante não é percebida pelos nossos sentidos faz-se necessário utilizar métodos para realizar a sua detecção ou quantificação no meio. Uma abordagem para se realizar essa medida é através da interação da radiação com a matéria utilizando algum efeito ou subproduto dessa interação. As grandezas dosimétricas estão associadas à quantidade de radiação que um material foi submetido ou absorveu (CNEN, 2003). A seguir serão definidas as grandezas dosimétricas utilizadas em mamografia.

48 Dose Absorvida A dose absorvida é o quociente de d ε por dm, onde d ε é a energia média depositada pela radiação ionizante na matéria de massa dm, em um ponto de interesse representada pela equação 4 abaixo (IAEA, 2007). D = dε dm A unidade de dose absorvida é J.kg -1 com o nome especial de gray (Gy). (4) Kerma O Kerma é o quociente de detr por dm, onde detr é a soma das energias cinéticas iniciais de todas as partículas ionizantes carregadas liberadas pelas partículas ionizantes não carregadas em um material de massa dm, representado pela equação 5 abaixo (IAEA, 2000). K = de tr dm Essa grandeza se aplica somente para nêutrons e fótons (partículas ionizantes não carregadas) e para medidas em qualquer meio, sendo que sua unidade no Sistema Internacional é o J.kg -1 tendo o nome especial de Gray (Gy) (IAEA, 2000). (5) Kerma no Ar Incidente, Ka,i O kerma no ar incidente é o kerma no ar no eixo central de um feixe de raios X incidente na distância foco-superfície da pele, isto é, no plano de entrada da pele. Incluindo apenas o feixe de radiação primário incidente no simulador ou no paciente sem nenhuma radiação retroespalhada (IAEA, 2007). A unidade dessa grandeza é J.kg -1 com o nome especial de gray (Gy) (IAEA, 2007) Kerma no Ar na Superfície de Entrada, Ka,e O kerma no ar na superfície de entrada é o kerma no ar de um feixe de raios X no ponto de entrada no paciente ou simulador. A contribuição da radiação retroespalhada é incluída (IAEA, 2007).

49 49 A unidade dessa grandeza é J.kg -1 com o nome especial de gray (Gy), onde o kerma no ar na superfície de entrada Ka,e é relacionado com o kerma no ar incidente Ka,i pelo fator de retroespalhamento, B, assim como mostra a equação 6 (IAEA, 2007): K a, e = Ka, i B (6) Dose Glandular Média, DG Como já foi citado existe um risco de carcinogênese induzida por raios X na realização de uma mamografia. A determinação da dose glandular é uma parte importante do controle de qualidade de sistemas mamográficos, pois é a grandeza dosimétrica que melhor caracteriza esse risco. A dose glandular média (DG) é definida como sendo a dose média absorvida no tecido glandular no interior de uma mama comprimida no exame de mamografia (DANCE, 2000). A dose glandular média (DG) é determinada a partir do Kerma no Ar Incidente, (Ka,i) e dos coeficientes de conversão de acordo com a seguinte equação 7 (DANCE, 2000; SEFM,2011): DG = Ka, i. g. c. s (7) Onde o Ka,i é o kerma no ar incidente medido sem retroespalhamento, o coeficiente g converte o Ka,i em DG para uma mama com 50% de glandularidade.o coeficiente c corrige a diferença de gladularidade em relação à glandularidade de 50%. E o valor do coeficiente s depende da combinação ânodo/filtro (Tabela 2) (SEFM, 2011). Tabela 2 - Valores de fator s definidos por Dance para diferentes combinações de anodo e filtro. Combinação anodo/filtro Fator s Mo/Mo 1 Mo/Rh 1,017 Rh/Rh 1,061 Rh/Al 1,044 W/Rh 1,042 Fonte: Dance, Para o cálculo da dose glandular das diferentes espessuras de PMMA são utilizados os valores do produto de g por c em função da camada semi-redutora (Tabela 3) (DANCE, 2000, SEFM 2011).

50 50 Espessura de PMMA (mm) Espessura de mama equivalente (mm) Tabela 3 - Produto dos coeficientes g por c para mamas simuladas com PMMA. Glandularidade de mama equivalente Fonte: Dance, 2000; SEFM, CSR (mm Al) ,336 0,377 0,415 0,450 0,482 0, ,245 0,277 0,308 0,338 0,368 0, ,191 0,217 0,241 0,268 0,296 0, ,172 0,196 0,218 0,242 0,269 0, ,157 0,179 0,198 0,221 0,245 0, ,133 0,151 0,168 0,187 0,203 0, ,112 0,127 0,142 0,157 0,173 0,194 Tabela 4 - Produto dos coeficientes g e c para mamas simuladas com PMMA. Espessura de PMMA (mm) Espessura de mama equivalente (mm) Fonte: SEFM, Glandularidade de mama equivalente CSR (mm Al) ,539 0,570 0,586 0,606 0, ,427 0,452 0,475 0,496 0, ,351 0,377 0,398 0,417 0, ,321 0,343 0,362 0,38 0, ,296 0,318 0,336 0,353 0, ,253 0,273 0,288 0,303 0, ,215 0,232 0,247 0,260 0,272

51 51 3 MATERIAIS E MÉTODOS A amostra Para a realização do estudo, foram coletados dados e realizados testes em 68 (sessenta e oito) estabelecimentos de assistência à saúde com serviço de radiologia digital em mamografia, dentre clínicas especializadas em mamografia, clínicas de radiodiagnóstico e hospitais com serviços de mamografia. O número de mamógrafos convencionais em uso que consta no Cadastro Nacional de Estabelecimentos de Saúde (CNES) é de aproximadamente 453 convencionais e 24 digitais. Mamógrafos convencionais podem ser usados com um sistema de radiografia computadorizada e provavelmente aqueles que fazem uso de processamento CR não estão sendo contabilizados como digitais (BRASIL, 2013). Portanto, é possível que os vinte e quatro digitais que constam no CNES são referentes a mamógrafos DR. Segundo uma projeção feita pela Vigilância Sanitária de Minas Gerais VISA-MG e pelo Centro de Desenvolvimento de Tecnologia Nuclear CDTN, o Estado atualmente conta com cerca de 200 mamógrafos digitais englobando tecnologias CR e DR. Neste estudo foram avaliados 69 (sessenta e nove) mamógrafos, 65 (sessenta e cinco) sistemas de radiografia computadorizada e 3 (três) de radiografia digital utilizados em mamografia, com um total de 72 combinações mamógrafo/cr e DRs, o que corresponde a aproximadamente 14% do total de mamógrafos atualmente em uso no Estado de Minas Gerais e cerca de 34% dos mamógrafos digitais em uso (CRs e DRs). 3.1 MATERIAIS Neste item serão descritos os materiais utilizados na execução dos testes de desempenho dos sistemas CRs, DRs e na avaliação da DG dos serviços de mamografia avaliados. Foram utilizados os seguintes equipamentos e materiais que estão disponíveis no Laboratório de Radioproteção Aplicada à Mamografia LARAM do CDTN, sendo que os IP de fósforo fotoestimulável utilizados foram os do próprio serviço avaliado ImageJ O programa computacional ImageJ (Figura 18) é um software livre empregado para a medida de parâmetros da imagem. O ImageJ foi utilizado para determinar através de

52 52 histogramas, o valor médio do pixel (VMP) e o desvio padrão (DP), de uma determinada região de interesse (ROI region of interest) selecionada na imagem mamográfica. Figura 18 - Barra de ferramentas do Software ImageJ Phantom CDMAM Para avaliação da qualidade da imagem mamográfica foi utilizado o phantom CDMAM tipo 3.4 (Figura 19) produzido pela Artinis Medical Systems que é um simulador de contraste e detalhes. O phantom CDMAM é composto por uma placa base de alumínio de 99,5% de pureza com espessura de 0,5 mm. Essa base possui anexada a ela, através de uma técnica de vaporização, discos de ouro de 99,9999% de pureza, de várias espessura e diâmetros, sendo que a base de alumínio com os discos de ouro estão ligadas a uma cobertura de acrílico. Esse arranjo do phantom em condições de exposição padrão com uma combinação alvo/filtro de Mo/Mo e uma energia de 28 kv produz uma atenuação do feixe de raios X equivalente a 10 mm de PMMA (Thijssen et al., 2006). Os discos de ouro são arranjados em 16 linhas e colunas (16x16), formando células. Dentro de uma linha o diâmetro do disco é constante, com um aumento exponencial da espessura de 0,03 a 2,00 µm. Dentro de uma coluna a espessura do disco é constante, com um aumento exponencial do diâmetro de aproximadamente 25% que corresponde a uma área de 50%, e que vai de (0,1 mm a 2 mm) (SEFM, 2011; Thijssen et al., 2006). Cada célula contém dois discos idênticos, um no centro e outro aleatoriamente escolhido em um canto, com objetivo de evitar a previa memorização do observador. O phantom CDMAM foi projetado de tal forma que cerca de 50% dos discos serão detectados por um observador experiente quando o mamógrafo é usado em condições de exposição padrão (Thijssen et al., 2006). O simulador ainda possui quatro placas de acrílico (polimetilmetacrilato PMMA), para simular diferentes espessuras de mamas, cada uma das placas de PMMA possui 10mm de espessura, com as mesmas dimensões do phantom e que correspondem a dimensão de um filme de mamografia padrão de 18 x 24 cm.

53 53 Figura 19 - Phantom CDMAM. Fonte: (Thijssen et al., 2006). Uma grande vantagem desse simulador é que as suas imagens podem ser avaliadas de maneira clássica com filmes e um observador humano ou utilizando a avaliação automatizada através do software CDMAM Analyser, que é o software de análise de imagens comercializado juntamente com o phantom CDMAM. O uso de sistemas digitais faz com que seja possível a avaliação automática de imagens feitas com o phantom CDMAM. Isso aumenta o uso desse simulador e a demora da avaliação manual é significativamente reduzida. Além disso, outra vantagem é a eliminação na subjetividade na identificação visual das estruturas quando realizada por observadores humanos, pois a habilidade de visualizar estruturas em uma imagem pode variar entre observadores Monitor Na avaliação visual das imagens foi utilizado um monitor específico de laudos mamográficos com resolução de 5 mega pixels, da marca PLANAR, modelo GX5MP que permitiu uma melhor avaliação visual das imagens do que a feita em um monitor comum, devido a sua melhor resolução (Figura 20).

54 54 Figura 20 - Monitor específico para laudos mamográficos de 5 Mega Pixels Placas de alumínio Para criação de uma região de contraste, foram utilizadas duas placas de alumínio com grau de pureza de 99,9%, cada uma com uma espessura de 0,1 mm ± 5%, de tamanho 20 x 20 mm, da marca Gammex, modelo RMI 115H (Figura 21). Figura 21 - Placas de alumínio.

55 Objeto avaliador da resolução espacial Para avaliar a resolução espacial foi utilizado o objeto de teste padrão da marca Victoreen, modelo FL (Figura 22). Este objeto é composto de 0,0152 mm de espessura de ouro e 0,0025 mm de níquel, tendo uma espessura total de 0,0177 mm, possuindo uma dimensão de 25 x 10 mm e um alcance de 5 a 20 pares de linha por milímetro. Figura 22 - Objeto de teste padrão para a avaliação da resolução espacial Placas de acrílico Foram utilizadas placas de polimetilmetacrilato (PMMA) ou acrílico para simular mamas com diferentes espessuras. Cada uma das placas de acrílico possui 10 mm de espessura e dimensões de 18 x 24 cm (Figura 23). Figura 23 - Placas de acrílico Espaçadores de acrílico Foram utilizados espaçadores de PMMA para completar a espessura necessária para simular mamas com diferentes espessuras. Os espaçadores possuem espessuras de 2 mm, 5mm e 10mm cada.

56 Detector de estado sólido Para se realizar as medidas de dose, kerma no ar incidente, camada semi-redutora e tensão foi utilizado o detector Unfors, que é um detector de estado sólido que possui uma unidade base da Ray Safe modelo Xi R/F & MAM detector Placas de fósforo em uso nos serviços No caso dos estabelecimentos de assistência à saúde que possuíam CRs foram utilizados os IPs de fósforo fotoestimulável que estavam em uso nos próprios serviços avaliados. 3.2 MÉTODOS PARA A REALIZAÇÃO DOS TESTES Neste tópico serão descritos os métodos utilizados para execução dos testes de desempenho dos sistemas mamógrafo/ CR e DR e na avaliação da DG nos serviços de mamografia avaliados. A coleta dos dados, os testes aplicados e as medidas utilizadas neste trabalho foram realizadas, em sua maioria, durante as inspeções de rotina da equipe do Programa Estadual de Controle de Qualidade em Mamografia - PECQMamo da Secretaria Estadual de Saúde de Minas Gerais. As informações coletadas e os resultados dos testes realizados foram registrados em formulário próprio (Apêndice A) para mamografia digital, previamente desenvolvido no trabalho feito por Dantas (2010). Os testes descritos e a análise dos mesmos foram baseados em programas já consolidados de rastreamento do câncer de mama realizados no exterior, uma vez que nem os padrões de desempenho, nem os procedimentos de testes para equipamentos de radiografia digital estão estabelecidos e consolidados na legislação vigente no país Linearidade da resposta do detector Neste teste avaliou-se a linearidade da resposta do detector com o kerma, ou seja, foi verificado se o VMP da imagem varia linearmente com a dose, no caso de sistemas DR essa resposta é linear e para sistemas CR essa resposta é diretamente relacionada com o logaritmo da dose conforme equação 8 (SEFM, 2007; SEFM, 2011). VMP = a ln( K, ) b (8) a i + Onde VMP é o valor médio do pixel, ln(ka,i) é o valor do logaritmo do kerma e a e b são respectivamente os coeficientes a e b da equação da reta.

57 57 Para a realização do teste quatro placas de PMMA (40 mm) foram posicionadas próximas à saída do feixe de raios X, como mostra a Figura 24. Foi obtida então uma sequência de imagens com uma tensão fixa de 28 kv, e com um amplo intervalo de valores de corrente, com o intuito de cobrir um amplo intervalo de doses clinicamente representativos, e a combinação alvo/filtro utilizada foi a de molibdênio/molibdênio (Mo/Mo). Então, as imagens obtidas foram gravadas sem processamento ou raw data (SEFM, 2007; SEFM, 2011). Figura 24 - Posicionamento das placas de PMMA para o teste da linearidade. A variação do mas produz uma variação equivalente do kerma, em função da qual será avaliada a linearidade da resposta do detector. Após a obtenção dessas imagens o detector de estado sólido foi posicionado sobre a bandeja de suporte de mama, com o sensor para mamografia centrado lateralmente e a 6 cm da parede torácica (Figura 25), com o objetivo de determinar o valor do kerma para cada uma das técnicas através das quais foram obtidas as imagens (SEFM, 2007; SEFM, 2011). Figura 25 - Posicionamento do detector para o teste da linearidade.

58 58 Em seguida objetivando determinar o valor médio dos pixels (VMP) e o desvio padrão dos pixels (DP), utilizando o software ImageJ, foi selecionada uma região de interesse (ROI) de aproximadamente 4 cm 2 à uma distância de 6 cm da parede torácica e centrada lateralmente em cada imagem (SEFM, 2007; SEFM, 2011). Depois, com posse dos valores de Ka,i,,VMP e DP foi construído um gráfico dos valores médio dos pixels pelos respectivos valores dos logaritmos das doses na superfície de entrada do detector (kerma), no caso de sistemas CR s, como já foi dito para sistemas DR essa resposta é linear, logo não foi preciso realizar a linearização dos valores obtidos nos testes. Por fim, foi determinada a equação linear que melhor se ajustava aos pontos das medidas, como mostra o exemplo da figura 26 (SEFM, 2007; SEFM, 2011). y = 110,18x -94,15 R² = 1,00 Valor médio do pixel - VMP Ln Ki Figura 26 - Exemplo de gráfico da relação do logaritmo do kerma em função dos VMP. Com os coeficientes, a e b, da equação da reta (y = a ln(ki) + b) os valores médio dos pixels foram linearizados através da seguinte equação 9: VMP' = e VMP b a (9) Onde, VMP é o valor médio do pixel linearizado, VMP é o valor médio do pixel e a e b são os coeficientes da equação da reta (y = a ln(ki) + b). Diante desse resultado um novo gráfico foi construído, utilizando VMP em função do valor de kerma (Figura 27). Enfim, da mesma forma, foi determinada a equação linear que melhor se ajustou aos novos pontos das medidas e foi calculado o quadrado do coeficiente de

59 59 correlação (R 2 ). Logo, para que o sistema tenha uma resposta linear o R 2 deve ser maior que 0,99 (SEFM, 2007; SEFM, 2011). y = 1,01x -0,82 R² = 1,00 VMP linearizado Ki [μgy] Figura 27 - Exemplo de gráfico da relação do kerma em função do pixel linearizado Ruído da Imagem O ruído é inerente à imagem digital e surge em todas as fases da cadeia de produção da mesma. Detectores podem apresentar limitação em função do ruído quântico em baixas faixas de dose, do ruído estrutural, que é dependente da dose, e do ruído eletrônico, que depende somente da leitura e amplificação do sinal. O ruído pode ser estimado através do desvio padrão do sinal detectado, ou seja, através de um desvio na relação linear da resposta do sistema (M. Chevalier et al., 2010; R Bouwman, et al. 2009). Através dos resultados do teste da linearidade da resposta do detector, foi feita a linearização dos valores de desvio padrão (DP) e dos valores médio dos pixels (VMP), através da equação 10 para sistemas CR, para sistema DR essa linearização não é necessária (SEFM, 2011). DP' = DP a e VMP b a (10) Onde DP é o desvio padrão linearizado, DP é o desvio padrão e a e b são os coeficientes da equação da reta obtida no teste de linearidade da resposta do detector. Então foi construído

60 60 um gráfico dos valores de dose (kerma) pelos desvios padrão linearizados (Figura 28), em seguida foi determinada a linha de tendência do tipo potência que melhor se ajustou aos pontos da equação da curva de potência. ) (SEFM, 2011). y = 0,1912x 0,5111 R² = 0,9968 σ linearizado Ki [μgy] Figura 28 - Exemplo de um gráfico da relação do kerma em função do desvio padrão linearizado. Um valor de b próximo de 0,5 indica que o maior componente do ruído total é o ruído quântico. Se o parâmetro b se afasta do valor de 0,5 é recomendado se realizar uma análise para saber qual é a fonte de ruído que está mais influente na imagem. Valores de b superiores a 0,5 estão associados com a presença de ruído estrutural e valores abaixo de 0,5 estão relacionados com o ruído eletrônico (SEFM, 2011). O espectro de potência do ruído demonstra a distribuição da variância de sinal discriminando as fontes de ruído que influenciam a imagem (M. Chevalier et al., 2010). Essa informação foi obtida através da comparação entre a equação 3 e a equação da linha de tendência do gráfico (DP /VMP ) 2 vs. 1/VMP obtido com os dados do teste de linearidade da resposta do detector (Figura 29) (R Bouwman, et. al. 2009; Oliveira, 2011).

61 61 Figura 29 - determinação dos coeficientes a b e c da equação de ruído relativo. Fonte: OLIVEIRA,2011 Com os valores a b e c da equação 3 foi confeccionado o gráfico de ruído relativo (Figura 30) onde pode-se diferenciar qual a influência de cada tipo de ruído para uma faixa de VMP (Oliveira, 2011). 0,140 Total Eletrônico Quântico Estrutural 0,120 0,100 Ruído Relativo 0,080 0,060 0,040 0,020 0,000 0,0 50,0 100,0 150,0 200,0 250,0 300,0 VMP' Resolução Espacial Figura 30 - Representação do espectro de potência do ruído. O teste do limite da resolução espacial avalia a capacidade do sistema de produção da imagem de registrar e visualizar objetos de pequeno tamanho. O teste foi realizado

62 62 posicionando 4,5 cm de PMMA sobre o suporte da mama, sendo que o objeto de teste deve ficar sob duas placas formando um ângulo de aproximadamente 45º com o lado da parede torácica, para se evitar interferências das linhas do objeto de teste com as linhas do detector ou com as linhas do monitor de análise, como mostra a Figura 31 (M. Chevalier et al., 2010; SEFM, 2007; SEFM, 2011;). Em seguida foi realizada uma exposição no modo automático, porém, antes a bandeja foi comprimida para garantir o total contado do objeto de teste com a placa de PMMA (SEFM, 2007; SEFM, 2011). Figura 31 - Posicionamento do objeto de teste da resolução espacial. Após a exposição do objeto de teste, a imagem obtida foi avaliada através da contagem do número de pares de linhas que é possível visualizar. A imagem adquirida é formada de pares de linhas brancas, devido à atenuação do objeto, e linhas negras, devido à passagem dos raios X pelas ranhuras do objeto (Figura 32) (SEFM, 2007; SEFM, 2011). Figura 32 - imagem radiográfica do objeto de teste de resolução espacial Esse teste se baseia na capacidade de detecção do componente de mais alta frequência que pode ser registrado na imagem, denominada frequência de Nyquist. A frequência de Nyquist é igual ao inverso do dobro do tamanho do pixel, que é (2 x) 1. Logo, um detector de

63 63 tamanho de pixel de 50 µm terá um limite de resolução espacial de 10 pl/mm (Dantas, 2010). Normalmente os valores da frequência de Nyquist para a maioria dos sistemas momográficos digitais estão entre 5 e 10 pl/mm (M. Chevalier et al., 2010) Uniformidade do detector O receptor de imagem deve apresentar resposta uniforme em todos os pontos do detector. A partir da mesma imagem gerada no teste da resolução espacial foi realizado o teste da uniformidade do detector. Para tanto a imagem foi salva em formato raw data e posteriormente a mesma foi analisada no software ImageJ. Em posse das imagem no formato raw data foi medido com o software ImageJ o VMP em cinco ROIs de 4 cm 2 situados nos quatro cantos da imagem e no centro da mesma (Figura 33). No caso de sistemas CRs, para evitar a falta de uniformidade associada ao efeito anódico, pode-se utilizar três ROIs situadas em uma linha paralela a parede do tórax e que fique a 6 cm da parede torácica e equidistantes entre si (Figura 34) (SEFM, 2011). Figura 33 - Avaliação da uniformidade do detector em cinco pontos. Figura 34 - Avaliação da uniformidade do detector em uma linha paralela.

64 64 A variação de cada VMP deve ser menor do que ±15 % em todas as áreas analisadas (SEFM, 2007; SEFM 2011; OLIVEIRA, 2011) Razão Contraste-Ruído (CNR) A CNR está intimamente ligada com a visualização de objetos. Esse parâmetro verifica se a qualidade que o sistema mamográfico proporciona é adequada independente da espessura da mama, ou seja, a CNR deve se manter estável e dentro de determinados parâmetros independente das características da mama, mantendo ao mesmo tempo os valores de dose abaixo dos limites aceitáveis (SEFM 2011). A CNR foi obtida através da exposição de placas de PMMA posicionadas sobre o suporte de mama, cuja espessura variou de 2 a 7 cm utilizando o controle automático de exposição (CAE). Entre a primeira e a segunda placa de PMMA foi inserido a 6 cm da parede torácica folhas de alumínio, com espessura de 0,2 mm e com 20 x 20 mm de lado, que se mantiveram na mesma posição durante todo o teste, a fim de gerar uma área de contraste na imagem. É importante salientar que as placas de alumínio foram posicionadas de tal forma que as mesmas não interferissem no CAE (SEFM 2011). Como alguns sistemas mamográficos selecionam a exposição em função da espessura da mama, foram adicionados as placas de PMMA espaçadores de PMMA nas bordas laterais, para não interferir na imagem, com o intuito de alcançar a espessura de mama equivalente. Em seguida foi aplicada uma força de compressão tipicamente utilizada em condições clinicas. E após cada exposição todos os parâmetros de exposição foram registrados para cada espessura e as imagens foram gravadas em raw data (SEFM 2011). Para a obtenção da CNR regiões de interesse (ROI) foram escolhidas na imagem obtida Figura 35 onde a ROI 1 é a região fora da folha de alumínio e a ROI 2 é a região dentro da folha de alumínio. Posteriormente, a determinação do valor médio de pixel (VMP) e do desvio padrão (DP) para cada ROI foi calculada. Em seguida a CNR foi calculada para cada espessura de mama através da Equação 11. (SEFM, 2007).

65 65 CNR = Figura 35 - Posição da placa de alumínio e das ROIs na medida da CNR. VMP' ( DP' Al 2 Al VMP + DP' 2 F F ' ) / 2 (11) Onde o VMPAl é o valor médio de pixel linearizado dentro da placa de Al, VMP F é o valor médio de pixel linearizado associado ao fundo da imagem, DP 2 AL é o desvio padrão linearizado dentro da placa de Al e o DP 2 F é o desvio padrão linearizado associado ao fundo da imagem. É importante salientar que em sistemas DR não foi necessário utilizar o VMP e o DP. Posteriormente a avaliação dos resultados foi realizada através da CNR relativa (equação 12) que relaciona os valores da CNR de diferentes espessuras com os valores de CNR da espessura padrão de 50 mm. 100 %) (12) Onde CNRrel é o valor da CNR relativa, CNRn é o valor da CNR da espessura n de PMMA e CNR50 é o valor da CNR da espessura de 50 mm de PMMA.A tabela 5 mostra os valores dos limites aceitáveis das CNRs relativa que foram utilizados para cada espessura de PMMA.

66 66 Tabela 5 - Valores limites de CNR referentes a cada espessura de PMMA. Espessura de PMMA Valor limite para CNR relativa (%) 20 > > > > >95 70 >90 Fonte: SEFM, Razão Sinal-Ruído (SNR) O sinal recebido por um detector deve ser maior do que ruído para a formação de uma imagem de qualidade. O teste da Razão Sinal-Ruído foi realizado a partir das imagens obtidas na avaliação da CNR. Porém, foram utilizados o VMP e o DP de uma ROI de 4 cm 2 centrado lateralmente a 6 cm do lado correspondente a parede torácica fora da placa de alumínio Equação 13, ressaltando novamente que para sistemas DR a linearização não se fez necessária. ( SEFM, 2011; OLIVEIRA, 2011). VMP a SNR = = DP' σ ' (13) Onde VMP é o valor médio de pixel linearizado associado ao fundo da imagem, DP é o desvio padrão linearizado associado ao fundo da imagem, α é o valor de a do logaritmodo kerma e σ Desvio padrão (SEFM, 2011). Os valores de SNR para cada espessura de PMMA permitiram o cálculo da relação sinal ruído média (SNRm). A SNR foi avaliada, medindo a variação (em %) de cada valor em relação ao valor de SNRm (OLIVEIRA, 2011). Sendo que o limite máximo aceitável de variação percentual para SNR de cada espessura de PMMA é de no máximo ± 10% (SEFM, 2011; OLIVEIRA, 2011) Qualidade de imagem do phantom CDMAM O phantom CDMAM avalia o limiar de contraste de uma imagem mamográfica, ou seja, o simulador avalia a capacidade do sistema de imagem de visualizar pequenos objetos de baixo

67 67 contraste e diâmetro. Neste teste o simulador foi montado colocando a placa de alumínio contendo os discos de ouro entre quatro placas de PMMA, duas placas de 10 mm acima e duas placas de 10 mm abaixo. Em seguida o simulador foi posicionado sobre a bandeja de suporte da mama com o seu lado que contém os discos de menores diâmetros voltados para a parede torácica. O simulador (Figura 36) então foi comprimido e uma exposição foi realizada utilizando o modo automático (SEFM, 2007; SEFM 211; Thijssen et al., 2006). Logo, em seguida a exposição os valores de mas, kv e anodo filtros foram anotados e o mesmo procedimento descrito acima foi realizado nas doze imagens obtidas, com pequenas alterações no posicionamento do phantom entre as exposições a fim de assegurar que as pequenas imperfeições geométricas e limitações do tamanho do pixel seriam cancelados. As imagens adquiridas foram salvas em formato raw data e em seguida uma avaliação com o auxílio do software de interpretação do simulador Artinis CDMAM 3.4 (cdcom.exe) foi realizada, e assim foi determinada as espessuras dos discos de 0,10, 0,25, 0,50, 1,00 e 2,00 mm de diâmetro que estão no limiar de contraste para as imagens que podiam ser visualizadas. (SEFM 2011; SEFM, 2007). Figura 36 - Posicionamento do phantom CDMAM. O Software assinala no seu relatório de resultados os discos reconhecidos na imagem, separando os que estão no centro e os que estão em posições fora da posição central da célula. Após realizar essa avaliação o programa mostra a pontuação contraste detalhe que indica a porcentagem de posições corretas detectadas (Figura 37).

68 68 Figura 37 - Diagrama contraste detalhe que apresenta o diâmetro do disco versos a espessura do disco de ouro. (Thijssen et al., 2006). No diagrama de contraste detalhe (Figura 37) gerado pelo software de análise do simulador CDMAM as células sem disco de ouro são apresentadas com um quadro cinza, células com menos que 25% detectados ou com uma porcentagem igual a 25% são apresentadas em branco, as células com 100% dos discos detectados são apresentadas totalmente vermelhas e as outras células são apresentadas mais ou menos vermelhas vermelho pálido, com uma cor proporcional a sua taxa de detecção (Thijssen et al., 2006). A tabela 6 apresenta os valores aceitáveis das espessuras dos discos de ouro que devem ser visualizadas para cada diâmetro de disco de ouro avaliado. Tabela 6 - Espessuras mínimas dos discos de ouros que deve ser visualizadas para cada diâmetro no simulador CDMAM. Diâmetro (mm) Valor aceitável (µm) 0,10 < 1,68 Fonte: SEFM, ,25 < 0,352 0,50 < 0,150 1,00 < 0,091 2,00 < 0,069

69 Dose glandular média A Dose Glandular Média não é medida diretamente, ela é estimada a partir do valor de Kerma no Ar Incidente sem retroespalhamento e de coeficientes de conversão (DANCE, 2000; SEFM 2007; SEFM 2011). A DG foi calculada utilizando os parâmetros de exposição do teste da CNR, para as diferentes espessuras de PMMA (SEFM, 2007). Os valores de Ka,i foram obtidos diretamente com o detector de estado sólido da Unfors assim como os valores da Camada Semi-Redutora (CSR). Neste teste o detector foi posicionado sobre a bandeja (Figura 38) a 6 cm da parede torácica e seis exposições foram feitas no modo manual, utilizando os valores obtidos no teste da CNR. Figura 38- Posicionamento do detector de estado sólido Os valores de mas utilizados foram corrigidos (Equação 14), pois não foi possível selecionar os mesmos valores de mas obtidos no teste da CNR com o CAE. Os valores Ka,i também foram corrigidos em relação à distância para cada espessura simulada de mama (Equação 15). mas CAE M CAE = (14) masm1 Onde mascae é o valor de mas obtido com o CAE e masm1 é o valor de mas obtido sem o CAE (IAEA 2011).

70 70 K a, i, n = K a, i,20 ( d ( d 20) n) Onde Ka,i,n é o valor de Ka,i obtido para uma espessura n, d é a distância entre o ponto focal do tubo de raios X e o suporte de mama e n é a soma das espessuras das placas e espaçadores de acrílico utilizados (IAEA 2011). Os valores de Ka,i foram calculados multiplicando o Ka,i já corrigido para cada espessura, pelo fator de calibração do detector. (IAEA 2011). A DG referente a cada espessura simulada de mama, de 2 a 7 cm, foi calculada através da Equação 7 do referencial teórico utilizando os valores dos coeficientes de conversão c, s e g que se encontram tabelados (DANCE, 2000; SEFM,2011). (15)

71 71 4 RESULTADOS E DISCUSSÃO Nessa seção são apresentados os resultados e discussões dos testes referentes à qualidade da imagem e das doses glandulares médias (DG) das 72 combinações mamógrafo/cr e DR avaliados no estado de Minas Gerais. Inicialmente serão consolidadas as características dos serviços que foram avaliados. Em seguida serão mostrados os resultados e discussão dos testes realizados e por fim, uma avaliação da evolução da qualidade da imagem e da dose em serviços onde as medições foram realizadas mais de uma vez. 4.1 CARACTERÍSTICAS DOS SERVIÇOS AVALIADOS Nesse estudo, três dos sistemas de radiografia computadorizada disponíveis no mercado foram analisados (Agfa, Fuji e Kodak). No universo de mamógrafos sob estudo nessa pesquisa não foram encontrados CRs da Konica. O valor médio encontrado para o tempo de uso dos mamógrafos foi de aproximadamente nove anos, com variação de 3 meses a 20 anos de uso. Sendo que mais de 20 mamógrafos apresentaram mais de 10 anos de uso (tabela 7 parte 1 e 2). O número de exames realizados por mamógrafo apresentou variação entre 30 e 1200 exames por mês, com média em torno de 441 exames por mês. De acordo com o estudo feito por Oliveira (2006), a média de exames realizados por mês nos serviços de mamografia convencional era de 300. E de acordo com estudo feito por Dantas (2010) a média foi de 750 exames por mês. O aumento do número de exames mensais realizados em relação ao estudo realizado por Oliveira (2006) pode ser explicado pelo menor tempo de digitalização de uma imagem feita em sistemas CRs ou DRs em relação a mamografia convencional, que efetua a revelação dos filmes em uma processadora com auxílio de químicos. Já a queda no número de exames realizados com relação a Dantas (2010) se deve ao aumento da amostra, que inclui cidades do interior onde o fluxo de exames é menor e abrangeu serviços que estavam iniciando suas atividades.

72 72 Tabela 7 (Parte 1 de 2) - Características dos mamógrafos dos serviços avaliados. Código do Serviço Mamógrafo/Modelo Tempo de uso (meses) Nº Mensal de exames M1 GE 800T M2 GE/Alpha ST M3 GE/Senographe 800T M4 a GE/Senographe 800T - - M4 b GE/Performa MGF M5 GE/Senographe 800T M6 GE/Senographe 700T - - M7 GE/DMR M 8 a GE/ Senographe 800T M 8 b GE/Senographe 700T M9 Siemens/ Mammomat M 10 a Siemens/ Mammomat M 10 b GE/Senographe 700T - - M11 VMI/ Graph Mammo M12 Lorad/Hologic/ Affinity M13 GE/Senographe 700T M14 GE/Alpha ST M15 GE/DMR M16 Senographe DMR 144 _ M17 Hologic-Lorad/M - IV M18 GE/Senographe 700T M19 GE/ Senographe 700T M20 Siemens/ Mammomat C3 - _ M21 GE/Senographe DMR 24 _ M22 GE/Senographe DMR 180 _ M23 Lorad/Hologic/ Affinity 72 _ M24 VMI/Graph Mammo MAF M25 Siemens/Mammomat 3000 nova 144 _ M26 VMI/ Graph Mammo AF M27 GE/Senographe 800T M28 GE/Senographe 800T M29 GE/Senographe 800T M30 Lorad/M-IV Platinum M31 GE/Senographe 800T M32 GE/Senographe 800T M33 GE/Performa M34 GE/Senographe DMR 180 _

73 73 Tabela 7 (Parte 2 de 2) - Características dos mamógrafos dos serviços avaliados. Código do Serviço Mamógrafo/Modelo Tempo de uso (meses) Nº Mensal de exames M35 Siemens/Mammomat M36 GE/Senographe DMR M37 GE/Senographe 600T M38 GE/Senographe 700T M39 GE/Senographe 800T M40 GE/Performa M41 GE/Senographe 800T M42 Lorad/Hologic/ M - IV 24 _ M43 VMI/Grapha Mammo AF M44 GE/Senographe 700T M45 GE/Senographe 600T 180 _ M46 SIEMENS/Mamomat _ M47 GE/Senographe 600T - FD 180 _ M48 GE/Senographe 600T - FD 60 _ M49 VMI/Graph Mammo AF M50 GE/Senographe 700T M51 GE/ Senographe 800T M52 GE/Senographe 800T M53 GE/Senographe 600T - FD M54 GE/Senographe 800T 84 _ M55 Siemens/Mammomat M 56 a Hologic-Lorad/M - IV M 56 b Siemens/Mammomat 3000 Nova 10 _ M57 Lorad/ M - IV M58 GE/Senographe 600T - FD M59 Philips/ Mammo Diagnost UC M60* DR Hologic M61* Lorad/ Hologic/ Selenia M62* Lorad Hologic/ Selenia - _ M63 GE/Senographe DMR M64 Philips/Mammo Diagnost UC M65 Elscint/MAM - CH M66 GE/Senogrephe 700T 192 _ M67 GE 800T 192 _ M68 Siemens/ Mammomat * Os serviços M60, M61 e M62 são equipamentos de mamografia digital direta. Os serviços M4, M8, M10 e M56 possuem dois mamógrafos e apenas um sistema CR.

74 74 O valor médio encontrado para o tempo de uso das unidades digitalizadoras (CR) foi de aproximadamente 2 anos, sendo que a unidade com maior tempo de uso foi de 6 anos e com o menor tempo foi de uma semana. A tabela 8 parte 1 e 2 mostram um resumo das características dos sistemas de radiografia computadorizada que foram avaliados. Tabela 8 (Parte 1 de 2) - Características dos sistemas CR avaliados. Código do Serviço Fabricante CR Modelo Tempo de Uso (meses) M1 Kodak/Carestream Classic 24 M2 Kodak/Carestream CR M3 Kodak/Carestream CR M 4 a M 4 b Kodak/Carestream _ 12 M5 Kodak/Carestream Elite CR 24 M6 Kodak/Carestream Elite CR _ M7 Kodak/Carestream CR M 8 a M 8b Kodak/Carestream CR M9 Kodak/Carestream Elite CR 2 M 10 a M 10 b Kodak/Carestream Elite CR _ M11 Kodak/Direct View Elite CR 30 M12 Kodak/Direct View Elite CR _ M13 Kodak/Direct View Elite CR 12 M14 Kodak/Direct View Elite CR 24 M15 Kodak/Direct View CR M16 Kodak/Direct View Elite CR 12 M17 Kodak/Direct View Elite CR 36 M18 Kodak/Direct View Elite CR 36 M19 Kodak/Direct View CR M20 Kodak/Direct View Elite CR 36 M21 Kodak/Direct View Elite CR 12 M22 Kodak/Direct View Elite CR 24 M23 Kodak/Direct View M24 Kodak/Direct View Elite CR 3 M25 Kodak/Direct View M26 Fuji FCR Capsula XL II 10 M27 Fuji Profect one 48 M28 Fuji Profect 5 M29 Fuji Profect CS 10 M30 Fuji FCR Capsula XL II 10 M31 Fuji Profect Cs 60 M32 Fuji FCR Profect CS 15 M33 Fuji _ 0,233 M34 Fuji FCR Profect CS 60

75 75 Tabela 8 (Parte 2 de 2) - Características dos sistemas CR avaliados. Código do Serviço Fabricante CR Modelo Tempo de Uso (meses) M35 Fuji Profect one 24 M36 Fuji Profect Cs 48 M37 Fuji FCR Capsula XL II 30 M38 Fuji FCR Capsula XL II 24 M39 Fuji Profect FCR CS _ M40 Fuji FCR Profect One 18 M41 Fuji Profect one 12 M42 Fuji FCR Profect CS 24 M43 Fuji Profect One 48 M44 Fuji _ 3 M45 Fuji FCR Profect CS 60 M46 Fuji Profect one 24 M47 Fuji FCR CAPSULA XLII 4 M48 Agfa CR M49 Agfa CR 35 - X 8 M50 Agfa CR 85 - X 3 M51 Agfa DX - M 12 M52 Agfa CR 35 - X 30 M53 Agfa CR85 - X 12 M54 Agfa CR 85 - X 72 M55 Agfa CR 85 - X 48 M 56 a M 56 b Fuji FCR Profect CS 12 M57 Fuji Fcr Profect CS 36 M58 Fuji FCR Profect One 28 M59 Kodak/Carestream Elite CR 12 M60* _ M61* _ M62* _ M63 Agfa DX - M 12 M64 Agfa CR 35 - X 18 M65 Agfa CR 35 - X 27 M66 Kodak/Carestream Elite CR _ M67 Kodak/Carestream Elite CR _ M68 Agfa CR 35 - X 24 * Os serviços M60, M61 e M62 são equipamentos de mamografia digital direta.

76 RESULTADOS DOS TESTES Linearidade da resposta do detector Na tabela 9 parte 1, 2 e 3 são apresentados os resultados dos coeficientes de correlação (R 2 ) de cada serviço avaliado discriminando a marca e modelo do mamógrafo, o sistema de radiografia computadorizada e o seu modelo. Tabela 9 (Parte 1 de 3) - Resultados dos coeficientes de correlação (R2) de cada serviço avaliado. Código do Serviço Mamógrafo/Modelo Fabricante CR Modelo Linearidade (R 2 ) M1 GE 800T Kodak/Carestream Classic 1 M2 GE/Alpha ST Kodak/Carestream CR M3 GE/Senographe 800T Kodak/Carestream CR M4 a GE/Senographe 800T 1 Kodak/Carestream _ M4 b GE/Performa MGF M5 GE/Senographe 800T Kodak/Carestream Elite CR 1 M6 GE/Senographe 700T Kodak/Carestream Elite CR 1 M7 GE/DMR Kodak/Carestream CR M8 a GE/ Senographe 800T 1 Kodak/Carestream CR 850 M8b GE/Senographe 700T 1 M9 Siemens/ Mammomat 300 Kodak/Carestream Elite CR 1 M10 a Siemens/ Mammomat 300 Kodak/Carestream Elite CR 1 M 10 b GE/Senographe 700T 0,99 M11 VMI/ Graph Mammo Kodak/Direct View Elite CR 1 M12 Lorad/Hologic/ Affinity Kodak/Direct View Elite CR 1 M13 GE/Senographe 700T Kodak/Direct View Elite CR 1 M14 GE/Alpha ST Kodak/Direct View Elite CR 1 M15 GE/DMR Kodak/Direct View CR M16 Senographe DMR Kodak/Direct View Elite CR 0,99 M17 Hologic-Lorad/M - IV Kodak/Direct View Elite CR 1 M18 GE/Senographe 700T Kodak/Direct View Elite CR 1 M19 GE/ Senographe 700T Kodak/Direct View CR M20 Siemens/ Mammomat C3 Kodak/Direct View Elite CR 1 M21 GE/Senographe DMR Kodak/Direct View Elite CR 0,99 M22 GE/Senographe DMR Kodak/Direct View Elite CR 1

77 77 Tabela 9 (Parte 2 de 3) - Resultados dos coeficientes de correlação (R 2 ) de cada serviço avaliado Código do Serviço Mamógrafo/Modelo Fabricante CR Modelo Linearidade (R 2 ) M23 Lorad/Hologic/ Affinity Kodak/Direct View _ 1 M24 VMI/Graph Mammo MAF Kodak/Direct View Elite CR 1 Siemens/Mammomat 3000 Kodak/Direct View _ 1 M25 nova FCR Capsula XL Fuji 0,99 M26 VMI/ Graph Mammo AF II M27 GE/Senographe 800T Fuji Profect one 0,94 M28 GE/Senographe 800T Fuji Profect 0,83 M29 GE/Senographe 800T Fuji Profect CS 0,85 M30 Lorad/M-IV Platinum Fuji FCR Capsula XL II 0,99 M31 GE/Senographe 800T Fuji Profect Cs 1 M32 GE/Senographe 800T Fuji FCR Profect CS 1 M33 GE/Performa Fuji _ 1 M34 GE/Senographe DMR Fuji FCR Profect CS 0,99 M35 Siemens/Mammomat 300 Fuji Profect one 1 M36 GE/Senographe DMR Fuji Profect Cs 1 M37 GE/Senographe 600T Fuji FCR Capsula XL II 1 M38 GE/Senographe 700T Fuji FCR Capsula XL II 0,99 M39 GE/Senographe 800T Fuji Profect FCR CS 1 M40 GE/Performa Fuji FCR Profect One 1 M41 GE/Senographe 800T Fuji Profect one 0,94 M42 Lorad/Hologic/ M - IV Fuji FCR Profect CS 1 M43 VMI/Grapha Mammo AF Fuji Profect One 1 M44 GE/Senographe 700T Fuji _ 1

78 78 Tabela 9 (Parte 3 de 3) - Resultados dos coeficientes de correlação (R 2 ) de cada serviço avaliado Código do Serviço Mamógrafo/Modelo Fabricante CR Modelo Linearidade (R 2 ) M45 GE/Senographe 600T Fuji FCR Profect CS 0,69 M46 SIEMENS/Mamomat 1000 Fuji Profect one 0,99 FCR CAPSULA Fuji 0,99 M47 GE/Senographe 600T - FD XLII M48 GE/Senographe 600T - FD Agfa CR ,49 M49 VMI/Graph Mammo AF Agfa CR 35 - X 1 M50 GE/Senographe 700T Agfa CR 85 - X 1 M51 GE/ Senographe 800T Agfa DX - M 1 M52 GE/Senographe 800T Agfa CR 35 - X 1 M53 GE/Senographe 600T - FD Agfa CR85 - X 1 M54 GE/Senographe 800T Agfa CR 85 - X 0,61 M55 Siemens/Mammomat 3000 Agfa CR 85 - X 0,93 M 56 a M 56 b Hologic-Lorad/M - IV Siemens/Mammomat 3000 Nova Fuji FCR Profect CS M57 Lorad/ M - IV Fuji Fcr Profect CS 1 M58 GE/Senographe 600T - FD Fuji FCR Profect One 1 M59 Philips/ Mammo Diagnost UC Kodak/Carestream Elite CR 1 M60* DR Hologic 1 M61* Lorad/ Hologic/ Selenia 0,94 M62* Lorad Hologic/ Selenia 1 M63 GE/Senographe DMR Agfa DX - M 0,93 M64 Philips/Mammo Diagnost UC Agfa CR 35 - X 0,94 M65 Elscint/MAM - CH225 Agfa CR 35 - X 1 M66 GE/Senogrephe 700T Kodak/Carestream Elite CR 1 M67 GE 800T Kodak/Carestream Elite CR 1 M68 Siemens/ Mammomat 3000 Agfa CR 35 - X 1 * Os serviços M60, M61 e M62 são equipamentos de mamografia digital direta. Nota: Em vermelho serviços que ficaram fora do limite considerado aceitável estipulado pela SEFM (2007) e SEFM (2011). A resposta do detector para o sistema de radiografia computadorizada e radiografia digital direta em função da dose mostrou-se bastante linear. Das setenta e duas combinações mamógrafo/cr e DRs avaliados sessenta e um apresentaram coeficientes de correlação (R 2 ) superiores a 0,99 o que corresponde a um índice de conformidade de 85%, como mostra a Figura

79 79 Percentual de Conformidade CONFORMES 15 NÃO CONFORMES Figura 39 - Resultado da avaliação da linearidade do detector. Dos serviços que apresentaram não conformidade, apenas dois apresentaram menos de quatro anos de uso do mamógrafo. Possivelmente o tempo de utilização dos mamógrafos esteja relacionado a não conformidade apresentada por esses serviços. Outra questão a ser levantada é a não conformidade de um equipamento DR neste teste. Tal situação evidencia que não basta ter equipamentos modernos se toda a cadeia de obtenção da imagem não for otimizada. Além disso, é importante ressaltar que enquanto a vida útil de um mamógrafo convencional utilizado em programas de rastreamento internacionais varia de 6 a 8 anos, no Brasil encontramos mamógrafos com mais de 20 anos de uso (NHSBSP, 2004). Esse fato mostra que sistemas CRs estão entrando no mercado brasileiro para operar juntamente com mamógrafos antigos e que por vezes a integração entre mamógrafo e CR não é levada em consideração no momento da instalação do equipamento. Segundo o Protocolo Espanhol de Controle de Qualidade em Radiodiagnóstico este teste deve ser realizado inicialmente, no momento da instalação do equipamento digital, para verificar se o equipamento está de acordo com as especificações do fabricante. E anualmente ou após mudanças. Para tanto deve-se ficar atento as especificações do fabricante, verificando- se a faixa de exposição na qual a resposta do detector é linear é maior do que a faixa de exposição que atinge o detector nas situações de rotina dos exames Ruído da Imagem A tabela 10 parte 1 e 2 mostram os resultados dos índices de potência, cujos valores devem estar compreendidos entre 0,450 e 0,550 para que o ruído seja considerado conforme (SEFM, 2007).

80 80 Tabela 10 (Parte 1 de 2) - Resultados dos índices de potência encontrados nos serviços. Código do Serviço Mamógrafo/Modelo Fabricante CR Modelo Ruído (Indice de Potência) M1 GE 800T Kodak/Carestream Classic 0,546 M2 GE/Alpha ST Kodak/Carestream CR 975 0,609 M3 GE/Senographe 800T Kodak/Carestream CR 975 0,504 M4a GE/Senographe 800T 0,527 Kodak/Carestream _ M4b GE/Performa MGF 110 0,511 M5 GE/Senographe 800T Kodak/Carestream Elite CR 0,584 M6 GE/Senographe 700T Kodak/Carestream Elite CR 0,456 M7 GE/DMR Kodak/Carestream CR 850 0,573 M8 a GE/ Senographe 800T 0,558 Kodak CR 850 M8 b GE/Senographe 700T 0,545 M9 Siemens/ Mammomat 300 Kodak/Carestream Elite CR 0,479 M10 a Siemens/ Mammomat 300 0,545 Kodak/Carestream Elite CR M10 b GE/Senographe 700T 0,463 M11 VMI/ Graph Mammo Kodak/Direct View Elite CR 0,571 M12 Lorad/Hologic/ Affinity Kodak/Direct View Elite CR 0,598 M13 GE/Senographe 700T Kodak/Direct View Elite CR 0,494 M14 GE/Alpha ST Kodak/Direct View Elite CR 0,721 M15 GE/DMR Kodak/Direct View CR 850 0,540 M16 Senographe DMR Kodak/Direct View Elite CR 0,568 M17 Hologic-Lorad/M - IV Kodak/Direct View Elite CR 0,693 M18 GE/Senographe 700T Kodak/Direct View Elite CR 0,540 M19 GE/ Senographe 700T Kodak/Direct View CR 850 0,584 M20 Siemens/ Mammomat C3 Kodak/Direct View Elite CR 0,517 M21 GE/Senographe DMR Kodak/Direct View Elite CR 0,529 M22 GE/Senographe DMR Kodak/Direct View Elite CR 0,562 M23 Lorad/Hologic/ Affinity Kodak/Direct View _ 0,789 M24 VMI/Graph Mammo MAF Kodak/Direct View Elite CR 0,607 M25 Siemens/Mammomat 3000 nova Kodak/Direct View _ 0,599 M26 VMI/ Graph Mammo AF Fuji FCR Capsula XL II 0,141 M27 GE/Senographe 800T Fuji Profect one 0,737 M28 GE/Senographe 800T Fuji Profect 0,549 M29 GE/Senographe 800T Fuji Profect CS 0,592 M30 Lorad/M-IV Platinum Fuji FCR Capsula XL II 0,559 M31 GE/Senographe 800T Fuji Profect Cs 0,687 M32 GE/Senographe 800T Fuji FCR Profect CS 0,566

81 81 Tabela 10 (Parte 2 de 2) - Resultados dos índices de potência encontrados nos serviços Código do Serviço Mamógrafo/Modelo Fabricante CR Modelo Ruído (Indice de Potência) M33 GE/Performa Fuji _ 0,577 M34 GE/Senographe DMR Fuji FCR Profect CS 0,526 M35 Siemens/Mammomat 300 Fuji Profect one 0,556 M36 GE/Senographe DMR Fuji Profect Cs 0,560 M37 GE/Senographe 600T Fuji FCR Capsula XL II 0,706 M38 GE/Senographe 700T Fuji FCR Capsula XL II 0,568 M39 GE/Senographe 800T Fuji Profect FCR CS 0,830 M40 GE/Performa Fuji FCR Profect One 0,823 M41 GE/Senographe 800T Fuji Profect one 0,542 M42 Lorad/Hologic/ M - IV Fuji FCR Profect CS 0,711 M43 VMI/Grapha Mammo AF Fuji Profect One 0,622 M44 GE/Senographe 700T Fuji _ 0,568 M45 GE/Senographe 600T Fuji FCR Profect CS 0,634 M46 SIEMENS/Mamomat 1000 Fuji Profect one 0,560 M47 GE/Senographe 600T - FD Fuji FCR CAPSULA XLII 0,605 M48 GE/Senographe 600T - FD Agfa CR ,687 M49 VMI/Graph Mammo AF Agfa CR 35 - X 0,603 M50 GE/Senographe 700T Agfa CR 85 - X 0,540 M51 GE/ Senographe 800T Agfa DX - M 0,553 M52 GE/Senographe 800T Agfa CR 35 - X 0,597 M53 GE/Senographe 600T - FD Agfa CR85 - X 0,746 M54 GE/Senographe 800T Agfa CR 85 - X 0,582 M55 Siemens/Mammomat 3000 Agfa CR 85 - X 1,061 M56 a Hologic-Lorad/M - IV Fuji FCR Profect CS 0,534 M56 b Siemens/Mammomat 3000 Nova 0,559 M57 Lorad/ M - IV Fuji Fcr Profect CS 0,744 M58 GE/Senographe 600T - FD Fuji FCR Profect One 0,700 M59 Philips/ Mammo Diagnost UC Kodak/Carestream Elite CR 0,677 M60* DR Hologic 0,343 M61* Lorad/ Hologic/ Selenia 0,298 M62* Lorad Hologic/ Selenia 0,305 M63 GE/Senographe DMR Agfa DX - M 1,024 M64 Philips/Mammo Diagnost UC Agfa CR 35 - X 1,203 M65 Elscint/MAM - CH225 Agfa CR 35 - X 0,564 M66 GE/Senogrephe 700T Kodak/Carestream Elite CR 0,502 M67 GE 800T Kodak/Carestream Elite CR 0,535 M68 Siemens/ Mammomat 3000 Agfa CR 35 - X 0,551 * Os serviços M60, M61 e M62 são equipamentos de mamografia digital direta. Nota: Em vermelho serviços que ficaram fora do limite considerado aceitável estipulado pela SEFM (2007) e SEFM (2011).

82 82 Com relação ao ruído da imagem, os sistemas avaliados mostraram-se problemáticos, sendo que apenas 22 combinações mamógrafo/crs obtiveram o índice de potência desejado, entre 0,450 e 0,550, o que corresponde a 31% de conformidade como mostra a Figura 40. Valores de índice de potência (b) próximos ou iguais a 0,5 indicam que o maior componente do ruído é o quântico. Valores de b superiores a 0,5 estão associados com a presença de ruído estrutural e valores abaixo estão associados com o ruído eletrônico. Nos serviços avaliados a maioria das não conformidades foi devido à presença de ruído estrutural. Uma possível explicação para os valores de b em sua maioria acima de 0,5 seria o fato de todos os sistemas digitais, exceto sistemas CR, terem os efeitos de ruídos estruturais removidos quase inteiramente pela operação flat-fielding, que é a operação utilizada para remover a influência do efeito anódico e a variação de sensibilidade dentro e entre as placas de imagem. Percentual de Conformidade CONFORMES 69 NÃO CONFORMES Figura 40 - Resultado da avaliação do ruído da imagem Na figura 41 é apresentada a dispersão dos valores de índice de potência obtidos para cada sistema mamógrafo/cr e DR avaliados. As maiores dispersões apresentadas, em relação a 0,5 foram a dos serviços M26 que apresentou um valor de b igual a 0,141 e M64 que apresentou um valor de b de 1,2032.

83 83 1,4 Valores dos Índices de Potência 1,2 1 0,8 0,6 0,4 0, Serviços de mamografia Figura 41 - Dispersão dos índices de potência encontrados na avaliação do ruído da imagem Resolução Espacial Nas tabela 11 partes 1, 2 e 3 são mostrados os resultados encontrados de resolução espacial nas imagens produzidas em cada combinação mamógrafo/cr e DRs avaliados. Tabela 11 (Parte 1 de 3) - Resolução espacial das imagens avaliadas. Código do Serviço Mamógrafo/Modelo Fabricante CR Modelo Resolução Espacial (pl/mm) M1 GE 800T Kodak/Carestream Classic 8 M2 GE/Alpha ST Kodak/Carestream CR M3 GE/Senographe 800T Kodak/Carestream CR M4 a GE/Senographe 800T 8 Kodak/Carestream _ M4 b GE/Performa MGF M5 GE/Senographe 800T Kodak/Carestream Elite CR 8 M6 GE/Senographe 700T Kodak/Carestream Elite CR 10 M7 GE/DMR Kodak/Carestream CR M8 a GE/ Senographe 800T 10 Kodak/Carestream CR 850 M8 b GE/Senographe 700T 8 M9 Siemens/ Mammomat 300 Kodak/Carestream Elite CR 10 M10 a Siemens/ Mammomat Kodak/Carestream Elite CR M 10 b GE/Senographe 700T 10 M11 VMI/ Graph Mammo Kodak/Direct View Elite CR 10 M12 Lorad/Hologic/ Affinity Kodak/Direct View Elite CR 10 M13 GE/Senographe 700T Kodak/Direct View Elite CR 10 M14 GE/Alpha ST Kodak/Direct View Elite CR 8

84 84 Tabela 11 (Parte 2 de 3) - Resolução espacial das imagens avaliadas. Código do Serviço Mamógrafo/Modelo Fabricante CR Modelo Resolução Espacial (pl/mm) M15 GE/DMR Kodak/Direct View CR M16 Senographe DMR Kodak/Direct View Elite CR 10 M17 Hologic-Lorad/M - IV Kodak/Direct View Elite CR 8 M18 GE/Senographe 700T Kodak/Direct View Elite CR 8 M19 GE/ Senographe 700T Kodak/Direct View CR M20 Siemens/ Mammomat C3 Kodak/Direct View Elite CR 8 M21 GE/Senographe DMR Kodak/Direct View Elite CR 10 M22 GE/Senographe DMR Kodak/Direct View Elite CR 8 M23 Lorad/Hologic/ Affinity Kodak/Direct View _ 10 M24 VMI/Graph Mammo MAF Kodak/Direct View Elite CR 10 M25 Siemens/Mammomat 3000 nova Kodak/Direct View _ 10 M26 VMI/ Graph Mammo AF Fuji FCR Capsula XL II 8 M27 GE/Senographe 800T Fuji Profect one 8 M28 GE/Senographe 800T Fuji Profect 8 M29 GE/Senographe 800T Fuji Profect CS 8 M30 Lorad/M-IV Platinum Fuji FCR Capsula XL II 10 M31 GE/Senographe 800T Fuji Profect Cs 8 M32 GE/Senographe 800T Fuji FCR Profect CS 10 M33 GE/Performa Fuji _ 10 M34 GE/Senographe DMR Fuji FCR Profect CS 10 M35 Siemens/Mammomat 300 Fuji Profect one 8 M36 GE/Senographe DMR Fuji Profect Cs 8 M37 GE/Senographe 600T Fuji FCR Capsula XL II 8 M38 GE/Senographe 700T Fuji FCR Capsula XL II 8 M39 GE/Senographe 800T Fuji Profect FCR CS 8 M40 GE/Performa Fuji FCR Profect One 8 M41 GE/Senographe 800T Fuji Profect one 8 M42 Lorad/Hologic/ M - IV Fuji FCR Profect CS 8

85 85 Tabela 11 (Parte 3 de 3) - Resolução espacial das imagens avaliadas. Código do Serviço Mamógrafo/Modelo Fabricante CR Modelo Resolução Espacial (pl/mm) M43 VMI/Grapha Mammo AF Fuji Profect One 8 M44 GE/Senographe 700T Fuji _ 8 M45 GE/Senographe 600T Fuji FCR Profect CS 5 M46 SIEMENS/Mamomat 1000 Fuji Profect one 8 M47 GE/Senographe 600T - FD Fuji FCR CAPSULA XLII 8 M48 GE/Senographe 600T - FD Agfa CR M49 VMI/Graph Mammo AF Agfa CR 35 - X 8 M50 GE/Senographe 700T Agfa CR 85 - X 10 M51 GE/ Senographe 800T Agfa DX - M 10 M52 GE/Senographe 800T Agfa CR 35 - X 10 M53 GE/Senographe 600T - FD Agfa CR85 - X 8 M54 GE/Senographe 800T Agfa CR 85 - X 10 M55 Siemens/Mammomat 3000 Agfa CR 85 - X 10 M56 a Hologic-Lorad/M - IV 10 Fuji FCR Profect CS M56 b Siemens/Mammomat 3000 Nova 8 M57 Lorad/ M - IV Fuji Fcr Profect CS 10 M58 GE/Senographe 600T - FD Fuji FCR Profect One 10 M59 Philips/ Mammo Diagnost UC Kodak/Carestream Elite CR 10 M60* DR Hologic 10 M61* Lorad/ Hologic/ Selenia 8 M62* Lorad Hologic/ Selenia 8 M63 GE/Senographe DMR Agfa DX - M 10 M64 Philips/Mammo Diagnost UC Agfa CR 35 - X 10 M65 Elscint/MAM - CH225 Agfa CR 35 - X 10 M66 GE/Senogrephe 700T Kodak/Carestream Elite CR 8 M67 GE 800T Kodak/Carestream Elite CR 8 M68 Siemens/ Mammomat 3000 Agfa CR 35 - X 8 * Os serviços M60, M61 e M62 são equipamentos de mamografia digital direta. Nota: Em vermelho serviços que ficaram fora do limite considerado aceitável estipulado pela SEFM (2007) e SEFM (2011). A resolução espacial dos sistemas de radiografia digital é inferior ao da radiografia convencional (BUSHONG, 2010). Oliveira (2006) realizou um estudo onde 91% dos serviços de mamografia convencional obtiveram resolução espacial superior a 12 pares de linha por milímetro. Em 2010 no trabalho realizado por Dantas o valor máximo de resolução espacial encontrado nos CRs foi de 10 pl/mm, assim como no presente estudo. A figura 42 demonstra o alto percentual de conformidade dos serviços obtidos neste teste, onde com exceção de um

86 86 serviço, todos obtiveram uma resolução espacial maior ou igual a 8 pares de linha por milímetro (tabela 11 parte 1,2 e 3) que é uma resolução que está dentro dos limites consideráveis aceitáveis para mamografia. Percentual de Conformidade CONFORME Conforme; 99 NÃO CONFORME Não conforme; 1 Figura 42 - Resultado da avaliação da resolução espacial Uniformidade do detector A tabela 12 parte 1, 2 e 3 mostram os valores médios de pixel em cada área analisada das imagens, além de suas variações máximas, para medidas com 5 ROIs. Tabela 12 (Parte 1 de 3) - Valores médio de pixel e variações máximas de uniformidade do detector para 5 ROIs. Código do Serviço VMP Superior Esquerdo UNIFORMIDADE DE RESPOSTA DO DETECTOR 5 ROIs VMP VMP VMP VMP VMP Superior Inferior Inferior Centro Média Direito Esquerdo Direito Variação Máxima (%) M1 2174, , , , , ,08 1,84 M2 2057, , , , , ,15 5,32 M , , , , ,77 2,58 M4 a 2041, , , , , ,32 3,15 M4 b 2051, , , , , ,47 4,52 M5 1998, , , , , ,84 4,86 M6 1802, , , , , ,56 2,56 M7 1979, , ,91 973, , ,35 3,38 M8 a 1997, , , ,2 2088, ,55 3,41 M 8 b 1787, , , , ,11 4,45 M9 2096, , , , ,74 2,59 M10 a 1972, ,7 2080, , , ,49 3,19 M 10 b 1797, , ,1 1892, , ,68 3,47 M , , , , , ,53 4,24

87 87 Tabela 12 (Parte 2 de 3) - Valores médio de pixel e variações máximas de uniformidade do detector para 5 ROIs. Código do Serviço VMP Superior Esquerdo UNIFORMIDADE DE RESPOSTA DO DETECTOR 5 ROIs VMP Superior Direito VMP Inferior Esquerdo VMP Inferior Direito VMP Centro VMP Média Variação Máxima (%) M , , , , , ,83 3,3 M , , , , , ,67 3,55 M , ,7 1743, , , ,8 14,35 M , ,1 2021, , ,8 1965,94 3,89 M ,1 1913,4 2032,3 2059,1 2012, ,3 M , , , , ,6 2062,41 2,8 M , , , , , ,27 3,4 M , , , , , ,75 3,12 M , , , , , ,25 16,62 M , , , , , ,18 3,85 M , , , , ,97 2,62 M , ,2 2070, , , ,14 4,41 M , , , , ,66 10,14 M , , , , , ,23 2,18 M26 680,02 679,36 70,05 699,09 694,9 690,89 1,67 M27 705,7 686,68 780,41 735,23 801,04 741,8 7,98 M28 631,47 652,9 696,72 698,8 707,7 677,52 6,8 M29 724,68 710,16 724,95 722,79 728,02 722,12 1,66 M30 641,87 651,16 640,09 644,13 649,92 645,43 0,89 M31 711,76 669,29 666,05 707,65 713,45 693,64 3,98 M32 691,17 668,12 690,25 667,67 696,69 682,78 2,21 M33 699, ,73 680, ,874 73, ,14 5,44 M , , , , ,5 2200,48 1,88 M35 493,78 394,36 495,14 412,65 507,65 460,72 14,4 M36 869,4 852,74 838,82 856,04 877,62 858,92 2,34 M37 436,64 348,2 334,27 431,92 433,83 396,97 15,8 M38 740,59 705,35 705,38 740,74 757,22 729,86 3,75 M39 705,26 675,73 696,09 668,06 724,45 693,92 4,4 M40 499,75 447,84 442,16 490,92 521,81 480,5 8,6 M41 812,3 787,98 787,87 819,11 849,48 811,35 4,7 M42 644,06 713,56 696,9 613,55 682,27 670,07 8,43

88 88 Tabela 12 (Parte 3 de 3) Valores médio de pixel e variações máximas de uniformidade do detector para 5 ROIs. Código do Serviço VMP Superior Esquerdo UNIFORMIDADE DE RESPOSTA DO DETECTOR 5 ROIs VMP Superior Direito VMP Inferior Esquerdo VMP Inferior Direito VMP Centro VMP Média Variação Máxima (%) M43 790,79 762,62 804,55 775,64 805,64 787,85 3,2 M44 787,19 794,33 652,87 661,78 800,5 739,33 11,69 M45 500,17 459,5 451,97 494,96 466,56 474,63 5,38 M46 696,4 696,41 722,45 720,28 723,37 711,78 2,16 M47 735,19 719,5 768,16 752,1 753,12 745,61 3,5 M , , , , ,7 4,56 M , , , , , ,8 1,82 M , , , , , ,4 2,59 M , , , , , ,22 M , , , , ,7 3,58 M , ,8 7638, , ,7 46,33 M , , , , , ,5 1,38 M55 600,31 649,35 671,43 587,54 663,94 634,51 7,4 M56 a 647,98 688,66 734,96 643,7 650,71 673,2 9,17 M56 b 760,87 738,22 736,52 762,56 764,73 752,58 2,13 M , , , , , ,46 2,9 M58 500,73 136,81 116,89 497,58 424,36 335,27 65,14 M , , , , , ,82 12,47 M60* 343,64 349,15 339,8 345,4 346, ,48 M61* 482,84 488,03 490,79 487,48 487,87 487,4 0,94 M62* 635,88 637,08 631,13 629,21 632,48 633,16 0,62 M , , , , , ,21 8,47 M64 660,23 892,44 937,07 671,8 862,63 804,83 17,97 M , , , , ,7 6,34 M , , , , , ,16 3,34 M , , , , ,2 2046,76 2,66 M , , , , ,3 4,6 * Os serviços M60, M61 e M62 são equipamentos de mamografia digital direta. Nota: Em vermelho serviços que ficaram fora do limite considerado aceitável estipulado pela SEFM (2007) e SEFM (2011). Os detectores apresentaram-se uniformes, em toda sua extensão e em quase todos os serviços (Figura 43). Os cinco serviços CRs que ficaram não conformes foram os serviços que apresentaram um tamanho de campo menor do que o chassi. Nota-se também que os sistemas DR s foram os que apresentaram as menores variações, ficando bem abaixo do limite de 15% de variação permitida.

89 89 Percentual de Conformidade CONFORME 7 NÃO CONFORME Figura 43 - Resultado da avaliação da uniformidade do detector O Protocolo Espanhol de Controle de Qualidade em Radiodiagnóstico e o Protocolo Europeu para controle de qualidade dos aspectos físicos e técnicos de rastreamento mamográfico recomendam, no caso de sistema CRs, realizar o teste com apenas três ROIs situadas em uma linha paralela e a 6 cm a parede torácica para evitar a falta de uniformidade associada ao efeito anódico. A tabela 13 partes 1, 2 e 3 demonstram os resultados das medidas feitas com três ROIs nos sistemas CRs. Tabela 13 (Parte 1 de 3) - Valores médio de pixel e variações máximas de uniformidade do detector para 3 ROIs. Uniformidade 3 ROIs (CR) Código do Serviço VMP Superior VMP Centro VMP Centro VMP Média Variação Máxima (%) M1 2201, , , ,28 0,67 M2 2148, , , ,66 1,52 M3 2146, , , ,91 0,19 M4 a 2113,5 2127, , ,98 0,49 M4 b 2145,9 2172, , ,2 0,85 M5 2078, , , ,16 0,23 M6 851, ,25 851, ,63 0,46 M7 2060, , , ,19 1,09 M8 a 2095, , , ,16 0,64 M8 b , , ,8 0,86 M9 2136, , , ,93 0,25 M10 a 2038,8 2043, , ,42 0,18 M10 b 1845, , , ,88 1,19

90 90 Tabela 13 (Parte 2 de 3) - Valores médio de pixel e variações máximas de uniformidade do detector para 3 ROIs. Uniformidade 3 ROIs (CR) Código do Serviço VMP Superior VMP Centro VMP Centro VMP Média Variação Máxima (%) M , , , ,67 1,51 M , , , ,37 0,48 M , ,4 1931,8 1937,11 0,58 M , , , ,71 7,33 M , , ,7 1982,31 0,49 M , , ,7 1982,31 0,49 M , , , ,77 0,77 M , , , ,07 0,3 M , , , ,63 1 M , , , ,64 7,78 M , , , ,1 0,8 M , , , ,5 0,47 M , , ,5 1971,44 1,27 M , , ,2 1869,75 8,11 M ,4 2021, , ,29 0,6 M26 688,47 693,5 686,47 689,48 0,58 M27 718,03 795,91 758,84 757,59 5,22 M28 648,11 705,45 695,23 682,94 5,1 M29 711,69 722,54 714,26 716,16 0,89 M30 644,66 649,19 643,4 645,75 0,53 M31 690,54 715,43 689,07 698,35 2,45 M32 686,85 696,07 695,56 692,83 0,86 M33 692,15 708,84 697,88 699,62 1,32 M34 756,48 783,99 750,16 763,54 2,68 M35 488,05 503,5 490,99 494,18 1,89 M36 870,35 874,33 857,71 867,71 1,12 M37 410,47 416,67 398,33 408,49 2,49 M38 735,97 754,85 734,68 741,83 1,75 M39 685,34 710,82 681,3 692,49 2,65 M40 480,09 503,15 465,97 483,07 4,16 M41 823,91 846,34 814,49 828,25 2,18 M42 633,4 663,59 602,04 633,01 4,89

91 91 Tabela 13 (Parte 3 de 3) - Valores médio de pixel e variações máximas de uniformidade do detector para 3 ROIs. Uniformidade 3 Rois (CR) Código do Serviço VMP Superior VMP Centro VMP Centro VMP Média Variação Máxima (%) M43 768,53 789,39 760,8 772,91 2,13 M44 786,55 797,42 645,16 743,04 7,32 M45 478,44 486,67 469,21 478,11 1,86 M46 713,06 722,3 711,28 715,55 0,94 M47 756,24 755,72 736,31 749,42 1,75 M , , , ,49 M , , , ,4 0,72 M , , , ,8 0,91 M , , ,9 1,18 M , , , ,91 M , ,2 0,85 M , , ,5 1284,18 9,47 M55 632,5 661,64 633,09 642,41 2,99 M56 a 643,53 649,96 637,43 643,64 0,98 M 56 b 753,48 762,1 751,6 755,73 0,84 M57 678,75 703,31 668,33 683,46 2,9 M58 463,07 471,24 441,03 458,45 3,8 M , , , ,19 1,41 M60* _ M61* _ M62* _ M , , , ,84 3,24 M64 764,89 836,42 807,16 802,82 4,72 M , , ,9 3,83 M , , , ,93 0,63 M , , , ,85 0,3 M , , , ,3 2,04 * Os serviços M60, M61 e M62 são equipamentos de mamografia digital direta. O efeito anódico é a diferença na intensidade da radiação em todo o feixe útil, que faz com que a intensidade da radiação no lado do catodo na área irradiada seja maior do lado do anodo. Esse processo é inerente a produção de raios X em aparelhos radiográficos e ocorre devido absorção parcial do feixe radiação pelo anodo. Tal efeito é importante quando se está realizando imagens de estruturas anatômicas que diferem em espessura ou densidade de massa. Em mamografia, por exemplo, o tubo de raios X é projetado para que o lado mais intenso do feixe, o catodo, esteja posicionado na direção da parede torácica.

92 92 Para sistemas DR uma correção é aplicada. Nessa correção o valor dos elementos detectores defeituosos são reconstruídos a partir da leitura dos detectores vizinhos aos mesmos, assim correções para diferenças de ganho eletrônico da leitura e variações de sensibilidade são realizados. Para sistemas CRs essa correção pode ser feita posteriormente pelo operador. Por isso é recomendado realizar esse teste com as 3 ROIs, pois o efeito anódico influência no resultado das medidas em equipamentos CRs, assim como se pode notar na tabela 13 partes 1, 2 e 3 e na Figura 44 os valores de desvios realizados com 3 ROIs são bem inferiores as medidas realizadas com cinco ROIs (tabela 12 partes 1, 2 e 3). Porém, apesar dos valores dos desvios obtidos serem menores o teste com 5 ROIs também se mostrou bastante eficiente, evidenciando constatações que não foram evidenciadas com o teste feito com 3 ROIs, como por exemplo, o menor tamanho de campo de algumas imagens que propiciaram um desvio alto nas imagens. Percentual de conformidade conforme; 100 conforme; 93 não conforme; 7 não conforme; 0 Serviços Conformes e Não Conformes 5 ROIs 3 ROIs Figura 44 - Resultado da avaliação da uniformidade do detector para 5 e 3 ROIs. A falta de uniformidade pode ser advinda de distintos fatores, como a falta de uniformidade do feixe de raios X que é consequência das distintas trajetórias dos fótons de raios X através do ar, devido ao efeito anódico e a elementos do equipamento como a grade, compressor, filtro e etc. Por isso recomenda-se verificar a uniformidade do detector do sistema de radiografia computadorizada semanalmente.

93 Razão Contraste-Ruído (CNR) A tabela 14 partes 1 e 2 mostram os resultados de CNR relativa encontrados para cada imagem analisada com diferentes espessuras de PMMA. Tabela 14 (Parte 1 de 2) - Valores de CNR relativa referente a cada espessura de PMMA. Código do Serviço CNR Relativa 20 mm 30 mm 40 mm 50 mm 60 mm 70 mm M1 155,2 127,2 112, ,9 83,3 M2 147, ,1 73,2 M3 158,7 148,6 130, ,5 80,9 M4 a 186,5 168, ,1 83,7 M 4 b 179,9 144,4 115, ,1 79,4 M5 125,7 122,8 110, ,4 76,3 M6 126,1 119,8 115, ,5 75,5 M7 166,5 156,7 135, ,2 110,8 M8 a 144,1 127,5 108, ,1 88,8 M 8 b 136,7 127,3 114, ,2 17,1 M9 159,5 140,9 124, ,8 72 M10 a 160, , ,1 150,1 M 10 b 122,6 116,4 110, ,7 M11 144,7 124,6 113, ,1 73,7 M12 139,6 117,5 117, ,8 49,8 M13 129,7 121,8 115, ,1 65 M14 135,3 125,7 113, ,8 M15 148, ,7 129,8 M16 148,4 141,3 112, ,6 87,2 M17 347,5 285,3 184, ,8 70,2 M18 156,7 136,2 115, ,5 76,5 M19 115,7 110,1 106, ,9 77,2 M20 97, , ,4 79,3 M ,6 134, ,8 111,8 M22 162,9 138,4 112, ,2 86,6 M23 132,8 122,2 110, ,5 80,4 M24 166,8 177,1 120, ,9 60,5 M25 149,2 132, ,7 89,7 M26 119,9 117,5 111, ,7 72,9 M27 124,7 118,8 110, ,3 96,6 M28 141,6 128,4 118, ,5 87,5 M29 142,8 139,5 119, ,1 77,7 M ,1 112, ,8 76,4 M31 166,1 150,4 130, ,1 72,2

94 94 Tabela 14 (Parte 2 de 2) - Valores de CNR relativa referente a cada espessura de PMMA. Código do Serviço CNR Relativa 20 mm 30 mm 40 mm 50 mm 60 mm 70 mm M32 172,8 151,4 135, ,3 79,5 M33 194,8 166,9 124, ,3 70,4 M34 152,4 135,8 117, ,9 M ,2 114, M36 328,3 282,3 233, ,1 161,6 M , ,8 85,6 M38 143,6 134, ,3 M39 134,9 125,7 108, ,7 61,7 M40 221,5 194,1 167, ,7 98,3 M41 115,8 109,1 102, ,4 M42 212,4 187,2 157, ,7 41,8 M43 175,8 150, ,4 59,1 M44 142,9 140,4 120, ,6 80,1 M45 132,8 129,2 119, M46 126,4 122, ,6 83,8 M47 125,1 121,5 115, ,8 78,4 M48 136,6 128,9 118, ,4 M49 128,9 118,6 109, ,8 73 M50 143,4 132,1 117, ,6 82,3 M51 189,8 170,2 115, ,6 M52 63,9 106,5 74, ,2 82,2 M53 143,7 136,1 116, ,2 72,2 M54 122,1 133,2 105, ,1 71 M55 141,8 125, ,4 M56 a 132,8 128,3 127, ,1 71 M56 b 151,6 119,6 111, ,9 86,7 M , ,5 70,6 M , ,1 68,6 M ,1 111, ,1 63,5 M60* 127,9 117,7 105, ,4 90,6 M61* 119,9 140, ,7 53,3 M62* 203,4 171,4 129, ,7 71 M63 149,2 148,5 118, ,5 86,1 M64 162,2 148,7 125, ,1 M65 152,5 141,9 139, ,6 70,1 M66 118,2 116,5 105, ,9 69,1 M67 84,5 182,2 170, ,6 129,5 M68 145, , ,5 85,4 * Os serviços M60, M61 e M62 são equipamentos de mamografia digital direta. Nota: Em vermelho serviços que ficaram fora do limite considerado aceitável estipulado pela SEFM (2007) e SEFM (2011).

95 95 Os resultados mostraram que esse é um ponto crítico na cadeia de formação da imagem em sistemas digitais, já que 65 sistemas mamógrafo/cr e DRs (90%) dos 72 avaliados ficaram não conforme e apenas 7 (10%) ficaram conforme (Figura 45). Percentual de Conformidade CONFORME 90 NÃO CONFORME Figura 45 - Resultado da avaliação da CNR. Fato semelhante ocorreu no trabalho feito por Dantas (2010) onde 85% dos serviços avaliados ficaram não conformes, principalmente para espessuras maiores de PMMA. O autor em sua pesquisa relatou que os valores de CNR fora dos limites aceitáveis eram atribuídos a não utilização do CAE. Porém no presente estudo todas as medidas foram realizadas com o CAE, fato que evidencia que os aparelhos de radiografia computadorizada não estão funcionando em perfeita integração com o mamógrafo e que os equipamentos de radiografia digital direta necessitam ser otimizados, já que dois dos três avaliados apresentaram não conformidade Razão Sinal-Ruído (SNR) A SNR avalia a capacidade que o sistema digital tem de produzir sinal útil para a formação da imagem através dos fótons de raios X que atingem o detector, sendo um importante parâmetro da qualidade da imagem digital, funcionando também como uma indicação da presença de fontes adicionais de ruído além do ruído quântico. A tabela 15 partes 1 e 2 mostram as variações percentuais de SNR das imagens, de diferentes espessuras, avaliadas nos serviços.