Dose em pacientes em radiografia digital

Transcrição

1 Dose em pacientes em radiografia digital Alessandro Martins da Costa Universidade de São Paulo Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto Departamento de Física e Matemática 1 de março de 2010

2 Produção de raios X Raios X são produzidos quando elétrons altamente energéticos interagem com a matéria e há conversão de energia cinética em radiação eletromagnética Um dispositivo que realiza esta tarefa consiste em: uma fonte de elétrons um caminho (vácuo) para a aceleração dos elétrons uma fonte de energia externa para acelerar os elétrons

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4 Espectro de bremsstrahlung Os elétrons do catodo movem-se para o anodo acelerados pela diferença de potencial elétrico entre estes eletrodos A energia cinética adquirida por um elétron é proporcional à diferença de potencial entre o anodo e o catodo as energias dos elétrons acelerados por diferenças de potencial de 20 e 100 kvp são 20 e 100 kev, respectivamente

5 Espectro de bremsstrahlung (continuação) No impacto com o alvo, a energia cinética dos elétrons é convertida em outras formas de energia A maioria das interações produzem calor O aquecimento limita o número de raios X que podem ser produzidos em um determinado tempo sem destruir o alvo Ocasionalmente um elétron chega perto de um núcleo no eletrodo alvo Forças coulombianas atraem e desaceleram o elétron Um fóton de raios X com energia igual à energia cinética perdida pelo elétron é produzido

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8 Eficiência de produção de raios X Os principais fatores que afetam a eficiência de produção de raios X incluem o número atômico do material do alvo e a energia cinética dos elétrons Perdas radiativas Perdas colisionais = E CZ

9 Eficiência de produção de raios X (continuação) Para elétrons de 100 kev colidindo com tungstênio (Z = 74), a razão aproximada entre perdas radiativas e colisionais é 0,9% Mais de 99% da energia incidente gera calor Para elétrons de 6 MeV, a razão aproximada entre perdas radiativas e colisionais é 54% O excesso de calor é menos problemático em energias maiores

10 Espectro de raios X característicos Energias de ligação são únicas para um dado elemento, e assim são as suas diferenças Os raios X emitidos têm energias discretas que são características desse elemento Os raios X característicos predominantes na faixa de energia de radiodiagnóstico resultam de vacâncias na camadas K, que são preenchidas por elétrons vindos das camadas L, M e N

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12 Espectro de raios X característicos (continuação) A camada da captura do elétron designa a transição do raio X característico Um subscrito α ou β indica se a transição é a partir de uma camada adjacente (α) ou não adjacente (β) Dentro de cada camada (com exceção da camada K), há sub camadas discretas de energia, o que resulta na divisão fina da energia dos raios X característicos

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14 Espectro de raios X característicos (continuação) Raios X característicos que não os gerados por transições para a camada K são irrelevantes no radiodiagnóstico, porque eles são quase inteiramente atenuados pela janela do tubo de raios X ou pela filtração adicional Raios X característicos da camada K são emitidos apenas quando os elétrons que colidem com o alvo têm uma energia cinética que excede a energia de ligação de um elétron da camada K Interações entre raios X de bremsstrahlung e elétrons por meio do efeito fotoelétrico também contribuem para a produção de raios X característicos

15 Tubos de raios X Componentes principais: Catodo Anodo Rotor/Estator Invólucro de vidro (ou metal) Alojamento do tubo

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18 Condições de operação típicas Para radiodiagnóstico, a tensão de pico varia de 20 a 150 kvp As correntes no tubo (a taxa de fluxo de elétrons do catodo para o anodo) estão na faixa de: 1-5 ma para fluoroscopia contínua ma para radiografia de projeção (com tempo de exposição curto, muitas vezes inferior a 100 ms) A kvp, ma e o tempo de exposição são os três principais parâmetros selecionáveis no painel de controle do gerador de raios X

19 Catodo O catodo é constituído por um filamento helicoidal de tungstênio rodeado por um focalizador O circuito do filamento fornece uma tensão de até cerca de 10 V para o filamento, produzindo uma corrente de até cerca de 7 A A resistência elétrica aquece o filamento e libera elétrons Elétrons liberados a partir do filamento fluem através do tubo (vácuo) para o anodo positivo quando uma voltagem é aplicada ao anodo em relação ao catodo

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22 Focalizador Rodeia o filamento e determina a largura do feixe de elétrons Um focalizador isolado pode ser polarizado com uma tensão mais negativa (cerca de 100 V menos) que o filamento Cria um campo elétrico mais estreito ao redor do filamento Reduz a divergência do feixe de elétrons Resulta em uma largura pequena do ponto focal

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24 Corrente no filamento A corrente no filamento determina a temperatura do filamento e, assim, a taxa de emissão termoiônica de elétrons Quando nenhuma voltagem é aplicada entre o catodo e o anodo, uma nuvem eletrônica (carga espacial) é criada em torno do filamento A aplicação de alta tensão no anodo com relação ao catodo acelera os elétrons em direção ao anodo e produz um corrente no tubo Pequenas mudanças na corrente no filamento podem produzir relativamente grandes mudanças na corrente no tubo

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26 Anodo O anodo é um eletrodo alvo metálico que é mantido a uma diferença de potencial positiva em relação ao catodo O tungstênio é o material mais usado para o anodo devido ao seu alto ponto de fusão (3422 C) e alto número atômico (Z = 74) O anodo de tungstênio pode lidar com substancial deposição de calor deposição sem rachaduras ou poros na sua superfície

27 Configurações do anodo O tipo mais simples de tubo de raios X tem um anodo estacionário (fixo) Consiste de uma placa fina de tungstênio incorporada em um bloco de cobre O cobre carrega o tungstênio e remove eficientemente o calor do alvo Uma pequena área do alvo limita a taxa de dissipação de calor, limitando o valor máximo da corrente no tubo e, portanto, o fluxo de raios X Utilizado em unidades de raios X odontológicos e aparelhos de raios X portáteis

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29 Anodos giratórios Anodos giratórios são utilizados para a maioria das aplicações de raios X diagnósticos Maior capacidade de armazenamento de calor e consequentemente maior capacidade de rendimento do tubo de raios X Os elétrons transmitem energia para um alvo continuamente girando, espalhando a energia térmica sobre uma área e massa grande

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32 Rotor e estator O rotor é constituído de barras de cobre dispostas em torno de um núcleo de ferro cilíndrico Electroímãs ao redor do rotor fora do tubo de raios X compõem o estator Uma corrente alternada atravessa os enrolamentos do estator, causando o giro do rotor As velocidades de rotação são de (baixa velocidade) ou (alta velocidade) rotações por minuto (rpm)

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34 Ângulo do anodo O ângulo do anodo é definido como o ângulo da superfície do alvo em relação ao raio central no campo de raios X Ângulos do anodo em tubos de raios X diagnóstico variam de 7-20, ângulos de são mais comuns

35 Tamanho do ponto focal O tamanho real do ponto focal é a área sobre o anodo que é atingida pelos elétrons Determinado principalmente pelo comprimento do filamento do catodo e pela largura do focalizador O tamanho efetivo do ponto focal é o comprimento e largura do ponto focal projetados abaixo do raio central no campo de raios X

36 Tamanho do ponto focal A largura efetiva do ponto focal é igual a largura real do ponto focal O comprimento efetivo do ponto focal é igual o comprimento real do ponto focal senθ Esta redução do tamanho do ponto focal, visualizado abaixo do raio central, é chamado de princípio do foco linear

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38 Efeito anódico O efeito anódico refere-se a uma redução da intensidade do feixes de raios X na direção do lado do anodo no campo de raios X Para um determinado tamanho de campo, o efeito anódico é menos proeminente com uma distância fonte-imagem maior O tubo de raios X é melhor posicionado com o catodo sobre as partes mais espessas do paciente para equilibrar os fótons de raios X transmitidos incidentes sobre o receptor de imagem

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40 Alojamento do tubo O alojamento carrega, isola e protege o tubo de raios X Óleo no alojamento fornece condução de calor e isolamento elétrico Uma blindagem de chumbo dentro do alojamento atenua os raios X que são emitidos em todas as direções

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42 Filtração Em radiodiagnóstico, filtros adicionais atenuam raios X de baixa energia do espectro que não têm praticamente nenhuma chance de penetrar no paciente e atingir o detector de raios X A dose no paciente é reduzida O alumínio é o material mais comumente adicionado como filtro Normas requerem filtração mínima (por exemplo, 2,5 mm Al para máquinas projetadas para funcionar em potenciais acima de 70 kvp)

43 Compensadores Compensadores são filtros adicionais com uma forma destinada a alterar o padrão espacial da intensidade de raios X incidente sobre o paciente, de modo a proporcionar uma maior uniformidade na exposição do detector aos raios X São colocados externamente ao sistema de colimação

44 Colimadores Os colimadores ajustam o tamanho e a forma do campo de raios X Obturadores de chumbo paralelo-opostos ajustáveis definem o campo de raios X Colimadores positivos automaticamente limitam o campo para o tamanho da área útil do detector

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46 Gerador de raios X Fornece a corrente para aquecer o filamento do catodo Fornece a voltagem para acelerar os elétrons no tubo Controle automático de exposição Fonte de energia

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48 As características do gerador têm uma forte influência na geração da imagem radiográfica A tensão no tubo (kv) contribui para a quantidade de radiação que chega ao receptor de imagem A corrente no tubo (ma) é igual ao número de elétrons que fluem da catodo para o anodo por unidade de tempo O tempo de exposição (s) deve ser o mais curto possível para eliminar borramentos na imagem devido ao movimento do paciente A quantidade de raios X é aproximadamente proporcional ao produto kv 2 mas

49 O valor da voltagem de pico influencia o poder de penetração do feixe Tem de ser relacionado à questão médica Que estrutura anatômica está sendo investigada? Que nível de contraste é necessário? Para um exame de tórax: kv é apropriada para visibilizar a estrutura do pulmão Somente 65 kv é necessária para ver a estrutura óssea

50 Forma de onda Geradores convencionais monofásico 1-pulso (odontológicos e portáteis) monofásico 2-pulsos (retificação de onda completa) trifásico 6-pulsos trifásico 12-pulsos Geradores de potencial constante Geradores de alta frequência inversor

51 Monofásico 2-pulsos (retificação de onda completa)

52 Trifásico 6-pulsos

53 Inversor de alta-frequência

54 O ripple, r, de um gerador tem de ser o menor possível %r = kv max kv min kv m ax 100

55 Controle Automático de Exposição Otimização de parâmetros técnicos a fim de evitar repetições de exames (kv, ma) Detector de radiação atrás (ou na frente) do cassete (com a devida correção) A exposição é terminada quando a dose necessária é integrada Compensação para a kv para uma dada espessura Compensação para espessura para uma dada kv

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57 Potência nominal Descreve a energia por unidade de tempo que pode ser fornecida (gerador) ou recebida (tubo) A potência nominal em kw é a potência média que pode ser entregue pela corrente máxima no tubo em 100 kv e 0,1 s de tempo de exposição Potência=100 kv I max para uma exposição de 0,1 s

58 A escolha do número de pulsos 1 pulso: potência baixa (<2 kw) 2-pulsos: potência baixa e média 6-pulsos: potência média e (compensação manual ou automática para queda de tensão) 12-pulsos: usa 2 sistemas trifásicos deslocados, potência alta até 150 kw Potencial constante: elimina qualquer variação de tensão ou corrente no tubo Custo alto (equipamento e operacional) e espaço imenso necessário Alta frequência: combina as vantagens de potencial (quase) constante e geradores convencionais reprodutibilidade e consistência da tensão no tubo

59 Armazenamento de calor A Heat Unit (HU) é utilizada para expressar a deposição de energia e a sua dissipação no anodo de um tubo de raios X Energia (HU)=kV ma s Subestima a deposição de energia para geradores trifásicos, de alta frequência ou potencial constante Um fator multiplicativo entre 1,35 e 1,40 compensa esta diferença Para fluoroscopia HU/s=kV ma

60 Carta de exposição nominal Utilizada para determinar os limites operacionais de um tubo de raios X para exposições únicas ou múltiplas e o armazenamento de calor permitido no anodo e no alojamento do tubo É específica para um tubo de raios X e não deve ser utilizada para outros tubos

61 Carta de exposição única Fornece informação sobre as combinações permitidas de kv, ma e tempo de exposição para um particular tubo de raios X, tamanho de ponto focal, velocidade de rotação do anodo e tipo de gerador

62 Ponto focal de 0,3 mm, 10 kw, 3000 rpm

63 Ponto focal de 0,3 mm, 10 kw, rpm

64 Ponto focal de 1,2 mm, 120 kw, 3000 rpm

65 Ponto focal de 1,2 mm, 120 kw, rpm

66 Utilização das cartas Encontre a intersecção do requerido kv e tempo de exposição Determine a correspondente ma. Esta é a ma máxima permitida pelo ponto focal do tubo Compare a ma desejada com a máxima permitida. Se a exposição desejada é maior, a exposição não é permitida Para gráficos da ma em função do tempo com vários curvas de kv, as regras são as mesmas

67 Carta de aquecimento/resfriamento do anodo Mostra a capacidade de armazenamento de calor restante no anodo em função do tempo de resfriamento A capacidade de armazenamento de calor máxima é o maior valor no eixo y do gráfico Após uma série de exposições, o total de calor acumulado no anodo é calculado como a soma dos HU s incidentes por exposição Se for preciso esperar antes de reutilizar o tubo, a fim de evitar danos no anodo, a carta de resfriamento especifica quanto tempo de espera O mesmo gráfico mostra o calor que corresponde às curvas de entrada contínua de calor resultante de uma operação de fluoroscopia Útil para determinar a quantidade de calor acumulada no anodo após uma determinada quantidade de tempo fluoroscopia

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69 Carta de resfriamento do alojamento do tubo O calor gerado no anodo eventualmente é transferido para o alojamento do tubo O gráfico é utilizado da mesma forma como o gráfico de resfriamento do anodo A capacidade de armazenamento de calor do alojamento do tubo normalmente é superior à do anodo

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71 Radiografia de projeção refere-se à aquisição de uma imagem bidimensional da anatomia tridimensional do paciente imagem de transmissão conceitualmente diferente da imagem de emissão e da imagem de reflexão

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73 Sistema tela-filme

74 Telas intensificadoras o filme por si só pode ser utilizado para detectar os raios X relativamente insensíveis muita energia é necessária para produzir um filme exposto adequadamente telas intensificadoras são utilizadas para reduzir a dose no paciente as telas são feitas de uma material cintilador chamado de fósforo os raios X interagem no fósforo; luz visível ou UV é emitida detecção indireta

75 Materiais em boa parte do século 20, o tungstato de cálcio (CaWO 4 ) foi o mais comumente utilizado no início dos anos 1970 foram introduzidos os fósforos de terras raras oxissulfeto de gadolínio (Gd 2 O 2 S) oxibrometo de lantânio (LaOBr) e tantalato de ítrio (YTaO 4 ) eficiência de conversão intrínseca (fração da energia absorvida que é emitida como luz visível ou UV) maior que a do tungstato de cálcio (CaWO 4 ) utilizado no passado o iodeto de césio (CsI) é utilizado em fluoroscopia e radiografia digital; sensível à umidade e frágil para o uso em radiografia tela-filme

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77 Espessura do fósforo usualmente expressa como espessura de massa (produto da espessura pela densidade) do fósforo, excluindo o aglutinante para radiografia geral são utilizadas duas telas, cada tela tendo uma espessura de aproximadamente 60 mg/cm 2 para mamografia é utilizada uma única tela de aproximadamente 35 mg/cm 2

78 Funções da tela a tela tem duas função: absorver os raios X incidentes emitir luz visível (ou UV) que expõe o filme a eficiência de conversão é definida como a fração da energia absorvida que é emitida como luz a do CaWO 4 é aproximadamente 5% a do Gd 2 O 2 S:Tb é aproximadamente 15% nem todos os fótons emitidos alcançam o filme

79 Eficiência de detecção quântica fração do fótons de raios X incidentes que interagem com a tela intensificadora modo mais fácil para aumentar a EDQ é fazer a tela mais grossa

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81 Efeitos da espessura

82 Resolução a resolução espacial na ausência da tela intensificadora é quase perfeita então por quê ela é utilizada? para reduzir a dose no paciente reduz-se os requisitos de rendimento do sistema de raios X reduz-se os requisitos de geradores de raios X mais potentes e de capacidade de aquecimento do tubo alta tempos de exposição menores artefatos devido ao movimento são reduzidos a exposição dos trabalhadores aos raios X espalhados também é reduzida

83 Características do filme: composição e função o filme não exposto consiste de uma ou duas camadas de emulsão sobre uma folha flexível feita de Mylar a emulsão consiste de grãos de haleto de prata (AgBr e AgI) em uma base de gelatina a emulsão de um filme não exposto contém a imagem latente processamento redução química do haleto de prata em grãos de prata metálica

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85 Densidade óptica o filme de raios X é um registro negativo um aumento na exposição à luz (ou raios X) torna o filme revelado mais escuro o grau de escurecimento de um filme é quantificado pela densidade óptica (DO), medida com um densitômetro a transmitância e a DO são definidas como: T = I DO = log T = log I 0 ( 1 T ) = log ( ) I0 I

86 Exemplos de densidade óptica T DO Comentário 1, filme perfeitamente transparente (não existe) 0,7760 0,11 filme não exposto (base+véu) 0, cinza médio 0, escuro 0, muito escuro 0, ,6 DO máxima utilizada em radiografia médica

87 Curva Hurter & Driffield

88 Contraste inclinação da curva H & D: regiões de maior inclinação têm maior contraste regiões de inclinação reduzida têm menor contraste um único número, que define o contraste total de um dado tipo de filme radiográfico, é o gradiente médio

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90 Gradiente médio DO 1 = 0, 25 + base + fog DO 2 = 2, 0 + base + fog Gradiente médio = DO 2 DO 1 log E 2 log E 1 o gradiente médio para filmes radiográficos varia de 2,5 a 3,5

91 Velocidade

92 Latitude

93 Sistema tela-filme a emulsão do filme deve ser sensível aos comprimentos de onda da luz emitida pela tela o tungstato de cálcio emite luz azul tela de terras raras emitem luz verde telas e filmes são normalmente adquiridos como um conjunto

94 Lei de reciprocidade

95 Radiação espalhada

96 Grade anti-espalhamento

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98 Outros parâmetros da grade distância focal inclinação das fendas frequência da grade número de barras por unidade de comprimento fator de grade razão da exposição de entrada no paciente quando a grade é utilizada pela exposição de entrada sem a grade na qual se obtém a mesma densidade no filme (depende da kvp e da espessura do paciente)

99 Artefatos causados pelas grades

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101 Processamento do filme filme tecnologia do século 19 inovação quando os raios X foram descobertos em 1895 nos primórdios da radiografia a base do filme era uma placa de vidro e as telas intensificadoras não eram utilizadas com o início da Primeira Guerra Mundial em 1914, o fornecimento de placas de vidro pela Bélgica parou, enquanto a demanda por radiografias médicas de soldados feridos aumentou foi desenvolvido um filme com base de nitrato de celulose e emulsão simples que era utilizado com uma única tela intensificadora por volta de 1918 foi desenvolvido um filme com emulsão dupla que era utilizado em um cassete com duas telas intensificadoras

102 Processamento do filme o nitrato de celulose era altamente inflamável e foi substituído pelo triacetato de celulose menos inflamável nos anos 1960 o poliéster foi introduzido e tornou-se a base padrão dos filmes na indústria o processamento do filme era realizado manualmente, utilizando um sistema de tanques químicos a primeira processadora automática foi introduzida em 1956 (tinha mais de 3 m de comprimento, pesava aproximadamente 640 kg e produzia uma radiografia seca em 6 min)

103 Emulsão do filme 95% AgBr 5% AgI ligações iônicas rede cristalina cúbica defeitos introduzidos pelo AgS propriedades ópticas na região do centro de sensibilidade essencialmente um deslocamento de carga positiva para a superfície do cristal

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105 Imagem latente elétrons fracamente ligados nos haletos de prata podem absorver a energia dos fótons os elétrons livres podem entrar em contato com os centros de sensibilidade positivos e apenas alguns átomos no grão são sensibilizados: Ag + + e Ag um filme exposto mas ainda não processado possui a imagem latente a imagem latente não é visível mas está codificada na emulsão do filme

106 Processamento os cristais de haleto de prata que não foram expostos na emulsão são inertes aos efeitos do revelador químico os átomos de prata metálica expostos agem como um catalisador para a redução dos íons de prata restantes em um grão de prata metálica cada grão escurecido contribui um pouco para a densidade óptica total áreas mais escuras do filme têm uma maior concentração de grãos (por mm 2 ) o tamanho de um grão é de 1 a 5 µm

107 Processamento solução reveladora tem a propriedade de transformar todos os grãos de brometo de prata em prata metálica esse processo ocorre com velocidade muito maior em grãos que já possuem alguns átomos sensibilizados solução fixadora interrompe a revelação quando todos os grãos sensibilizados previamente já foram revelados e remove os grãos de AgBr não revelados que não contém a imagem latente banho de água remove a solução fixadora secagem

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109 Processadora processadoras automáticas de filmes devem produzir um desempenho consistente a processadora controla a concentração e a temperatura dos químicos o tempo que a emulsão gasta em cada um dos banhos químicos é regulado pelo comprimento do caminho do filme através de cada tanque, que é governado pela profundidade do tanque e pela velocidade do filme

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114 Controle de qualidade da processadora devido à natureza química e o enorme grau de amplificação que o processamento produz, as processadoras são tipicamente os instrumentos menos precisos na geração de uma imagem diagnóstica controle de qualidade em um Serviço de Radiodiagnóstico a processadora é a primeira linha de defesa sensitômetro e densitômetro

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122 Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais É característica de qualquer dispositivo de radiografia digital que o estágio de detecção de raios X, o armazenamento final da informação digital, e os meios para a exibição da imagem são componentes fisicamente fisicamente Para o campo da comunicação de imagens médicas, os protocolos no padrão DICOM foram estabelecidos No entanto, devido ao rápido desenvolvimento de novas tecnologias e métodos, a compatibilidade e conectividade de sistemas de diferentes fabricantes é ainda um grande desafio

123 Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais Sistemas com fósforos de armazenamento usam uma placa fósforo de armazenamento para gravar a imagem da exposição aos raios X como informação latente Os sistemas são baseados em cassetes, então os equipamentos de raios X existentes podem ser usados sem modificações No entanto, os parâmetros de exposição não pode ser automaticamente armazenados em conjunto com os dados da imagem

124 Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais O flat-panel detector é a evolução mais recente A detecção dos raios X e leitura da imagem é realizada em uma etapa Uma montagem integrada composto por um conversor de raios X e a eletrônica de leitura é uma característica comum a estes detectores Equipamentos de raios X com detectores flat-panel são capazes de armazenar parâmetros de exposição, juntamente com os dados da imagem

125 Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais Uma das vantagens da digitalização da informação da imagem é a aplicação de processamento de imagem para melhorar a visualização Como conseqüência destas capacidades de processamento, já não há uma correlação estreita entre o brilho (ou escurecimento) da imagem e da exposição Uma função disponível em todas as estações de trabalho é o uso de janelas, o que permite a especificação de um subconjunto de toda a gama de valores de pixels para mostrar Todas as informações da imagem fora do intervalo de janela não é mais visível O centro da janela e largura são normalmente transferidos como parte do cabeçalho DICOM de uma imagem Uma janela de configuração incorreta pode também ser interpretado erroneamente como uma sub ou superexposição

126 Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais Um dispositivo de exibição de imagem com um desempenho insatisfatório pode comprometer a qualidade dos dados adquiridos O usuário deve ter informações completas no que diz respeito a um conjunto mínimo de requisitos para o dispositivo de exibição de imagem, quer através de especificação de parâmetros físicos importantes ou por referência a modelos específicos de dispositivos de exibição de imagem

127 Fatores que afetam a dose Radiografia convencional energia do feixe e filtração; colimação; grades; tamanho do paciente; combinações tela-filme e condições de processamento

128 Fatores que afetam a dose Radiografia digital CR (Computed Radiography) mesmos fatores que afetam a dose em radiografia convencional DR (Direct Radiography)

129 Fatores que afetam a dose A imagem médica está sendo transformado significativamente com a transição do analógico baseado em filmes paras as técnicas digitais As informações de diagnóstico fornecidas pelos modernos detectores digitais podem ser iguais ou superiores às fornecidas pelos sistemas tela-filme convencionais, com doses comparáveis nos pacientes Imagens digitais tem vantagens técnicas práticas em comparação com técnicas de filme, por exemplo, ampla gama de contraste dinâmico, a funcionalidade de pós-processamento, opções de visualização da múltiplas imagens, transferência eletrônica e as possibilidades de arquivamento

130 Fatores que afetam a dose Com sistemas digitais, uma exposição excessiva pode ocorrer sem um impacto negativo na qualidade da imagem Uma superexposição pode não ser reconhecida pelo radiologista ou pelo técnico Na radiografia convencional, a exposição excessiva produz um filme escuro e exposição inadequada produz um filme de claro, ambos com contraste reduzido Em sistemas digitais, o brilho da imagem pode ser ajustado no pós-processamento independente do nível de exposição

131 Fatores que afetam a dose Na radiologia digital, uma dose mais elevada no paciente por imagem geralmente geralmente significa melhor qualidade de imagem Existe uma tendência para utilizar doses mais elevadas no paciente do que o necessário, e isso deve ser evitado Diferentes procedimentos de imagens médicas exigem diferentes níveis de qualidade de imagem Os critérios de qualidade deve ser estabelecido para todas os procedimentos de imagens médicas O objetivo é evitar doses desnecessárias nos pacientes, i.e., doses que não têm nenhum benefício adicional para o efeito clínico pretendido

132 Fatores que afetam a dose A qualidade da imagem pode ser comprometida por níveis inadequados de compressão de dados e/ou técnicas de pós-processamento Isso depende da modalidade Os requisitos de compressão de dados e de pós-processamento devem ser definidos pela modalidade e procedimento de imagens médicas Os dados não processados obtidos com a imagem digital devem estar disponíveis para o usuário Níveis de referência de radiodiagnóstico locais são ferramentas úteis para gerenciar doses em pacientes nos procedimentos de imagens médicas Níveis de referência para procedimentos de imagem médica não-digital não são necessariamente aplicáveis aos específicos e semelhantes procedimentos de imagem digital

133 Fatores que afetam a dose Parâmetros de dose no paciente devem ser exibidos no console do operador para auxiliar os técnicos de radiologia e médicos especialistas na gestão da dose A formação básica em gestão de qualidade de imagem e dose em pacientes em radiologia digital é necessária para radiologistas, físicos médicos e técnicos em radiologia envolvidos na utilização de novas técnicas

134 Dosimetria de pacientes em radiodiagnóstico fontes de radiação utilizadas em medicina maior contribuição à dose da população devido às fontes artificiais acima de 90% provêm de raios X diagnósticos 75% dos exames ocorrem nos paíse com nível de atenção à saúde I 25% da população mundial 1% dos exames ocorrem nos países com níveis de atenção III e IV 20% da população mundial o Brasil é classificado como nível de atenção II

135 Dosimetria de pacientes em radiodiagnóstico é esperado um crescimento na radiologia médica nos países em desenvolvimento onde ainda faltam instalações e serviços de radiodiagnóstico o Safety Series No. 115 (1996) pede que sejam estabelecidos níveis de referência devem ser derivados de dados obtidos em levantamentos em grande escala e revisados com o desenvolvimento da tecnologia e das técnicas de radiodiagnóstico são baseados nos valores do terceiro quartil para as distribuições da grandeza específica encontradas no levantamento não são limites regulamentados

136 Dosimetria de pacientes em radiodiagnóstico as doses recebidas por um paciente são função da modalidade de imagem, do equipamento, dos fatores da técnica utilizada, e, no caso da fluoroscopia, da habilidade do operador em minimizar o tempo de fluoroscopia objetivos da dosimetria determinar as grandezas dosimétricas para o estabelecimento e o uso de níveis de referência em radiodiagnóstico avaliação comparativa de risco de dano biológico avaliação do desempenho do equipamento como parte de um programa de controle de qualidade

137 Dosimetria de pacientes em radiodiagnóstico doses típicas nos órgãos em radiografias tela-filme, incluindo mamografia 1 20 mgy tomografia computadorizada, fluoroscopia e procedimentos intervencionistas mgy valores muito abaixo dos requeridos para produzir efeitos determinísticos, mas podem resultar em efeitos estocásticos

138 Grandeza dosimétrica: Kerma um feixe de radiação indiretamente ionizante deposita energia em um meio em um processo de dois estágios: 1. a energia transportada pelos partículas não carregadas é convertida em energia cinética de partículas carregadas 2. partículas carregadas diretamente ionizantes depositam suas energias no meio por excitação e ionização kerma (K ) é um acrônimo para kinetic energy released in matter é o quociente de de tr por dm, em que de tr é a soma das energias cinéticas iniciais de todas as partículas carregadas liberadas pelas partículas não carregadas em uma massa dm de material, então unidade: J/kg K = de tr dm o nome especial para a unidade de kerma é gray (Gy)

139 Grandezas dosimétricas de aplicação específica o kerma no ar é utilizado como base para todas grandezas de aplicação específica diretamente medidas kerma no ar incidente, K i é o kerma no ar para um feixe de raios X incidente medido no eixo central do feixe na posição da superfície do paciente ou do objeto simulador a radiação retro espalhada não é incluída unidade: J/kg (Gy) kerma no ar na superfície de entrada, K e é o kerma no ar medido no eixo central do feixe na posição da superfície do paciente ou do objeto simulador incluindo a radiação retro espalhada unidade: J/kg (Gy) outros nomes: dose na superfície de entrada, dose de entrada na pele

140 Grandezas dosimétricas de aplicação específica rendimento do tubo de raios X, R é o quociente do kerma no ar a uma distância específica, d, do foco do tubo de raios X pelo produto corrente no tubo-tempo de exposição R(d) = K (d) P It unidade: (J/kg)/C ou Gy/C ou Gy/(As) produto kerma no ar área, P KA integral do kerma no ar sobre a área do feixe de raios X em um plano perpendicular ao eixo do feixe P KA = K (x, y)dxdy unidade: (J/kg) m 2 ou Gy m 2 grandezas específicas para dosimetria em tomografia computadorizada A

141 Grandezas relacionadas a efeitos estocásticos e determinísticos dose no órgão D T = ɛ T m T dose glandular média, D G dose equivalente H T = w R D T unidade: J/kg ou sievert (Sv) dose efetiva E = w T H T T fatores de conversão para avaliação de dose no órgão ou tecido dose no órgão ou tecido c = grandeza medida ou calculada

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143 Formalismo dosimétrico baseado em padrões de kerma no ar É o formalismo empregado para a determinação das grandezas dosimétricas utilizadas em radiodiagnóstico K = (M Q0 M 0 )N K,Q0 em que M Q0 é a leitura do dosímetro sob as condições de referência utilizadas no laboratório padrão, M 0 é a leitura do dosímetro na ausência do feixe sob as mesmas condições, e N K,Q0 é o coeficiente de calibração do dosímetro em termos do kerma no ar obtido em um laboratório padrão N K,Q0 refere-se às condições de referência utilizadas nos laboratórios padrão e é a razão entre o valor convencionado verdadeiro da grandeza a ser medida e o valor indicado pelo dosímetro K representa um termo genérico para qualquer uma das grandezas dosimétricas de aplicação específica ao radiodiagnóstico

144 Condições de referência As condições de referência representam um conjunto de valores (valores de referência) das grandezas de influência para os quais o coeficiente de calibração é válido sem correções adicionais. Exemplos: qualidade do feixe, temperatura, pressão e umidade relativa do ar ambiente, direção de incidência da radiação, etc... Como as condições de medição geralmente não correspondem às condições de referência utilizadas nos laboratórios padrões, correções adicionais às condições de referência utilizadas no laboratório para os efeitos das grandezas de influência são necessárias

145 Grandezas de influência Definidas como grandezas que não são o objeto da medição, mas ainda assim podem ter uma influência no resultado da medição Podem ser de natureza diferente ambientais, do dosímetro, do campo de radiação Podem ter efeitos diferentes em tipos de dosímetros diferentes por exemplo dosímetros com detectores semicondutores geralmente não são influenciados por mudanças na pressão atmosférica enquanto câmaras de ionização são.

146 Grandezas de influência Durante a medição, tantas grandezas de influência quanto praticável são mantidas sob controle Muitas grandezas de influência não podem ser controladas É possível corrigir para os efeitos destas grandezas de influência aplicando-se fatores de correção Assumindo que as grandezas de influência atuam independentemente uma da outra: K = (M Q M 0 )N K,Q0 ki em que k i representa uma correção para o efeito da i-ésima grandeza de influência Se M 0 for desprezível K = M Q N K,Q0 ki

147 Correções para a densidade do ar Câmaras de ionização ( ) ( ) 273, 2 + T P0 k TP = 273, 2 + T 0 P em que P 0 =101,3 kpa e T 0 =20 C

148 Correções para a qualidade do feixe de radiação Câmaras de ionização, assumindo que as outras grandezas de influência são mantidas em seus valores de referência K Q = M Q N K,Q0 k Q,Q0 k Q,Q0 fornecido pelo laboratório de calibração ou N K,Q para todas as qualidades Q medidas k Q,Q0 = N K,Q N K,Q0

149 Correções para a qualidade do feixe de radiação K Q = M Q N K,Q0 k Q,Q0 K Q = M Q R Q em que R Q = (N K,Q0 k Q,Q0 ) 1 é a resposta do dosímetro para a qualidade Q R Q = M Q K Q k Q,Q0 = R Q 0 R Q = M Q 0 /k Q0 M Q /k Q

150 Outras correções Algumas comuns a todos os métodos de medição não linearidade de resposta, posicionamento do detector, não homogeneidade do campo, tamanho do campo Outras são específicas da técnica empregada câmaras de ionização recombinação, efeitos de polaridade, corrente de fuga TL fator de correção individual, desvanecimento térmico do sinal

151 Análise de incerteza Na dosimetria em radiodiagnóstico a incerteza associada com a medição é muitas vezes expressa em termos da exatidão e da precisão A precisão especifica o grau de concordância entre os resultados de medições sucessivas de um mesmo mensurando efetuadas sob as mesmas condições de medição O termo precisão não deve ser utilizado como exatidão A exatidão especifica o grau de concordância entre o resultado de uma medição e um valor verdadeiro do mensurando Os resultados de uma medição não podem ser absolutamente exatos e a inexatidão de um resultado de medição é caracterizado como a sua incerteza

152 Análise de incerteza A incerteza de medição é um parâmetro que descreve a dispersão dos valores medidos de uma grandeza; é avaliada por métodos estatísticos (tipo A) ou por outros métodos (tipo B); não tem sinal conhecido e assume-se normalmente que é simétrica O erro de medição é a diferença entre o resultado de uma medição e o valor verdadeiro do mensurando; tem um valor numérico e um sinal O erro deve ser entendido como uma quantidade não conhecida exatamente e os conceitos de erro e incerteza devem ser cuidadosamente distinguidos O erro deve ser estimado da melhor maneira possível e correções devem ser feitas Após a aplicação de todas as correções, o valor esperado para o erro deve ser zero e a única quantidade de interesse deve ser a incerteza

153 Incerteza padrão tipo A, u A Valor médio: Desvio padrão: x = 1 N N i=1 x i [ ] 1 N 1 2 σ x = (x i x) 2 N 1 i=1 Desvio padrão do valor médio: σ x = 1 N σ x u A = σ x obtida por análise estatística de repetidas medições e, em princípio, pode ser reduzida aumentando-se o número de medições

154 Incerteza padrão tipo B, u B Não pode ser estimada por repetidas medições inclui influências no processo de medição, aplicação de fatores de correção ou dados físicos obtidos da literatura Julgamento científico, baseando-se em todas as informações sobre a possível variabilidade da grandeza Muitas vezes assume-se que a incerteza padrão tipo B tem um distribuição de probabilidades, tal como uma distribuição normal. retangular ou triangular Pode ser derivada estimando-se o limite superior e inferior para a grandeza (simétrico) e uma fração deste limite é tomado como u B. A fração é escolhida de acordo com a distribuição assumida

155 Incerteza combinada e incerteza expandida A incerteza combinada u C associada a uma grandeza é a soma quadrática de u A e u B u C = (u 2 A + u2 B ) 1 2 Assume-se que a incerteza combinada tem uma distribuição normal e é multiplicada por um fator de abrangência k, para obter-se uma incerteza expandida U = ku C O resultado da medição de uma grandeza qualquer Q é então expresso por Q ± U A incerteza expandida U com um fator de abrangência k = 2, correspondente a uma probabilidade de abrangência de 95%, é frequentemente utilizado para representar a incerteza geral

156 Propagação de incertezas: um exemplo prático K Q = M Q N K,Q0 ki y = f (x 1, x 2, x 3,...) u(y) = [ ( f x 1 1 ) 2 ( ) 2 ( ) 2 2 u 2 f (x 1 ) + u 2 f (x 2 ) + u 2 (x 3 ) +...] x 2 x 3 [ ] { 2 [ ] 2 [ ] u(kq ) u(mq ) u(nk,qo ) 2 = + + [ ] } u(ki ) K Q M Q N K,QO i k i

157 Expressão da incerteza e resultados Arredondamento de números 1,243 1,24 3,458 3,46 2,745 2,74 Incerteza 0, ,005 0,0235 0,024

158 Dosimetria de raios X medições diretas dose de entrada na pele (kerma no ar na superfície de entrada) com dosímetros termoluminescentes posicionadas sobre a pele do paciente fluoreto de lítio ou borato de lítio muito sensíveis aproximadamente equivalentes ao tecido resposta dependente da energia a resposta de dosímetros individuais à mesma quantidade de radiação varia resposta linear com a dose radiação de fundo deve ser monitorada em medições de doses baixas dose nos órgãos pode ser avaliada para exames típicos utilizando um objeto simulador antropomórfico também pode ser calculada a partir de dados da dose em profundidade se a dose de entrada na pele é conhecida

159 Dosimetria de raios X medições indiretas câmaras de ionização kerma no ar fator de retroespalhamento energia e tamanho do campo dose de entrada na pele produto kerma no área independente da distância cálculos é possível estimar as dose nos pacientes conhecendo-se o rendimento do tubo ( ) 2 d K e = R(d)P It B d fsd

160 Dosimetria de raios X medições indiretas Com a CR, não há nenhuma ligação física entre o receptor de imagem e o sistemas gerador de raios X Assim, não há possibilidade de capturar os fatores de técnica utilizados para um determinado paciente diretamente para o PACS Os mais importantes fabricantes de sistemas de CR têm tentado, para compensar esta dificuldade, a verificação dos fatores de técnica introduzindo alguns índices de exposição relacionados com a luz emitida pelas placas de fósforo durante o processo de digitalização O termo índice de exposição refere-se à dose absorvida na placa fósforo Após a leitura da imagem com o sistema laser o histograma dos sinais é computado e o índice de exposição é determinado com base nos valores dos pixels usando uma relação logarítmica Este parâmetro é armazenado no cabeçalho DICOM das imagens

161 medições indiretas Os fabricantes oferecem os índices de exposição como um salvaguarda contra doses altas, mas a base para os valores recomendados não é clara. Além disso, os índices de exposição não estão diretamente relacionados com a dose no paciente Note-se que o índice de exposição é uma ferramenta que fornece indiretamente informações sobre a dose no paciente mas não é um substituto para a dose de entrada na pele (ou kerma no ar na superfície de entrada) ou para o produto dose área (ou produto kerma no ar área) Presentemente, um esforço para padronizar estes índices de exposição foi iniciado pela International Electrotechnical Commission e pela American Association of Physicists in Medicine mas a aplicação prática ainda vai exigir vários anos É possível estabelecer um método indireto para calcular os valores de kerma no ar na superfície de entrada em pacientes submetidos a exames diagnósticos em sistemas de raios X com CR com base no índice de exposição extraído do cabeçalho DICOM das imagens

162 Avaliação da dose de entrada na pele câmara de ionização e eletrômetro, trena exames e condições de exposição: kvp, mas, filtração adicional, tamanho do campo, ponto focal e distância foco-filme medições com a câmara de ionização determinação da CSR cálculo K e = K i B B é o fator de retroespalhamento na água para a geometria e qualidade da radiação as doses equivalentes ou as doses efetivas são determinadas a partir da dose de entrada na pele comparam-se os valores obtidos com os níveis de referência apresentados no regulamento nacional

163 Fator de retroespalhamento razão entre o kerma no ar medido na superfície de um objeto simulador (água) e o kerma no ar medido no mesmo ponto sem o objeto simulador fator pelo qual o K i aumenta devido à radiação retro espalhada pelo objeto simulador é uma função do tamanho do campo e da qualidade da radiação tabulados sugere-se que B para campos retangulares (de comprimento L e largura W ) seja obtido para campo quadrado equivalente de lado L equiv dado por: L equiv = 2LW (L + W )