Comissão Nacional de Energia Nuclear - bdtd.cdtn.br · TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Bruno Beraldo Oliveira Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações Orientador:

Comissão Nacional de Energia Nuclear

CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR

Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações,

Minerais e Materiais

PERFIL DE DOSE EM VARREDURAS DE TÓRAX POR

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

Bruno Beraldo Oliveira

Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações

Orientador: Dr. Teógenes Augusto da Silva

Co-Orientador: Dr. Arnaldo Prata Mourão

Belo Horizonte

2011

Comissão Nacional de Energia Nuclear

CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR

Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das

Radiações, Minerais e Materiais

PERFIL DE DOSE EM VARREDURAS DE TÓRAX POR

TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA


Dissertação apresentada ao Curso de Pós-Graduação em Ciência e

Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais, como requisito

parcial à obtenção do Grau de Mestre

Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações

Orientador: Dr. Teógenes Augusto da Silva

Co-Orientador: Dr. Arnaldo Prata Mourão

Belo Horizonte

2011

III

IV

Dedico este trabalho aos meus pais e aos meus amigos

pelo carinho e por sempre terem me dado apoio nas

horas de insegurança.

V

AGRADECIMENTOS

Primeiramente a Deus, por estar sempre comigo, por proporcionar todos os momentos

especiais que passei em minha vida e por me guiar em todas as decisões.

À minha família, principalmente aos meus pais, José Roberto de Oliveira e Maisa

Silveira Beraldo, pelo apoio nas horas difíceis de indecisão, pela educação ensinada e por

todo o amor e atenção que me deram durante todos estes anos.

Aos meus amigos de Passos/MG, Mateus, Lucas, Charles, Wesley, André, Marcelo,

Edson e, especialmente, à Bruna, pelas conversas, compreensão, atenção e carinho que me

ajudaram a enfrentar e superar as dificuldades.

Aos novos amigos de Belo Horizonte, pelo divertimento, pela confiança e por terem

me ajudado na adaptação a uma nova cidade.

Ao prof. Dr. Teógenes Augusto da Silva, pela orientação, pela aprendizagem, pelas

oportunidades, por me receber como mais um de seus alunos de mestrado.

Ao prof. Dr. Arnaldo Prata Mourão, pela co-orientação, pelos ensinamentos, pela

confiança durante a realização deste projeto e por ter um contato direto com os hospitais que

proporcionou o desenvolvimento deste trabalho.

À prof. Dra. Suely Epsztein Grynberg, minha antiga orientadora que me deu diversos

conselhos, além de incentivo para seguir um novo caminho.

Aos funcionários dos hospitais visitados, por sempre estarem dispostos a ajudar, por

facilitar a entrada nos hospitais e pelo auxílio no manuseio dos equipamentos.

Às pessoas do laboratório LCD, em especial, Annibal, Carlos Manoel, Ronaldo Bittar

e Flávio, pela paciência e por serem sempre prestativos no decorrer do trabalho.

Ao CDTN, pela oportunidade e por oferecer uma excelente infra-estrutura e diversos

materiais para o desenvolvimento do projeto.

Aos amigos de trabalho, em especial, Peterson, William, Natália, Cássio, Adriana,

Marcos Tadeu, Flávia e Luciana, pelo auxílio em diversas ocasiões.

À turma de 2009 do curso de mestrado do CDTN, pelo companheirismo durante todo

este tempo e pela ajuda prestada nas diversas disciplinas cursadas.

Aos funcionários da secretaria da pós-graduação, Cerisa, Roseli, Helena e Fulgêncio

pela paciência e pelo auxílio em diversos momentos.

À Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior – CAPES, pelo

financiamento do mestrado.

VI

PERFIL DE DOSE EM VARREDURAS DE TÓRAX POR TOMOGRAFIA

COMPUTADORIZADA


RESUMO

Para a otimização das doses de pacientes em tomografia computadorizada (TC), a legislação

brasileira estabeleceu os níveis de referência em radiodiagnóstico (NRD) apenas em termos

da Dose Média em Cortes Múltiplos (MSAD) em um paciente adulto típico como um

parâmetro de controle de qualidade dos tomógrafos. A verificação da conformidade aos NRD

pode ser feita por meio da medida da distribuição de dose resultante da varredura de TC. Uma

análise da qualidade das varreduras por TC da região metropolitana de Belo Horizonte faz-se

necessária através da realização de testes pertinentes descritos no Guia da Agência Nacional

de Vigilância Sanitária (ANVISA). A proposta deste trabalho foi investigar, em varredura de

tórax, a variação da dose em TC. Para a medição do perfil de dose e o cálculo da MSAD,

foram utilizados dosímetros termoluminescentes do tipo bastão de fluoreto de lítio e filmes

radiocrômicos distribuídos em cilindros posicionados nas regiões periférica e central de um

objeto simulador de polimetilmetacrilato. Através de procedimentos que são adotados

internacionalmente, o Índice de Dose da Tomografia Computadorizada (CTDI) foi avaliado

com a câmara de ionização tipo lápis, modelo 10X5-3CT. Os resultados de MSAD obtidos

com as três diferentes técnicas dosimétricas foram comparados. Os dados obtidos permitem

observar a variação do perfil de dose no interior do objeto simulador, sendo que a região

periférica apresenta valores de dose maiores que a região central. A variação longitudinal

pode ser observada e a dose máxima foi registrada na região da periferia do objeto simulador,

no ponto central do eixo longitudinal. Os valores de MSAD calculados estão abaixo do nível

de referência em radiodiagnóstico de 25 mGy estabelecido pela legislação brasileira para o

abdômen. Os resultados contribuem para disseminar e otimizar o procedimento adequado da

dosimetria e dos testes de controle de qualidade em TC, assim como efetuar uma análise

crítica dos NRD.

Palavras chaves: perfil de dose, tomografia computadorizada, níveis de referência em

radiodiagnóstico, varreduras de tórax.

VII

DOSE PROFILE IN COMPUTED TOMOGRAPHY CHEST SCANS


ABSTRACT

For the optimization of the patient dose in computed tomography (CT), the Brazilian

legislation only established the diagnostic reference levels (DRLs) in terms of Multiple Scan

Average Dose (MSAD) in a typical adult as a parameter of quality control of CT scanners.

Conformity to DRLs can be verified by measuring the dose distribution in CT scans in

addition to the MSAD determination. An analysis of the quality of CT scans of the

metropolitan region of Belo Horizonte is necessary by conducting pertinent tests that are

presented in the National Agency of Sanitary Vigilance (ANVISA) Guide. The purpose of

this study was to investigate, in chest scans, the variation of dose in CT. The dose profile and

the MSAD were determined with lithium fluoride termoluminescent dosimeters (TLD-100

Rod) and radiochromic films distributed in cylinders positioned in peripheral and central

regions of a phantom of polymethylmethacrylate. The Computed Tomography Dose Index

(CTDI) was evaluated with a pencil ionization chamber model 10X5-3CT according to

internationally adopted procedures. The MSAD results obtained with the three dosimetric

techniques were compared. The obtained data allowed to observe the variation of the dose

profile inside the phantom. The peripheral region showed higher dose values than the central

region. The longitudinal variation can be observed and the maximum dose was recorded at the

edges of the phantom, at the midpoint of the longitudinal axis. The MSAD results were in

according to the DRL of 25 mGy established by Brazilian legislation for the abdomen. The

results contribute to disseminate the proper procedure and to optimize the dosimetry and the

tests of quality control in CT, as well as make a critical analysis of the DRLs.

Key words: dose profile, computed tomography, diagnostic reference levels, chest

scans.

VIII

LISTA DE FIGURAS

Figura 1. Posicionamento de paciente em aparelho de tomografia computadorizada:

vista lateral e vista posterior ..................................................................................................... 21

Figura 2. Esquema de aparelhos de TC: (a) de primeira geração e (b) de segunda

geração ...................................................................................................................................... 25

Figura 3. Esquema de aparelho de TC de terceira geração ...................................................... 26

Figura 4. Esquema de aparelho de TC de quarta geração ........................................................ 27

Figura 5. Trajetória do feixe de raios X no aparelho de TC helicoidal .................................... 28

Figura 6. Definição de pitch na TC helicoidal ......................................................................... 29

Figura 7. Sistema de aquisição de dados de corte único e multicorte ...................................... 31

Figura 8. Gradiente de dose resultante da exposição radiográfica ........................................... 32

Figura 9. Gradiente de dose resultante da completa exposição em 360° de uma

varredura de TC ........................................................................................................................ 33

Figura 10. Gradiente de dose radial com uma proporção de 2:1 da periferia para o centro

em um objeto simulador de tórax ............................................................................................. 33

Figura 11. Ausência de um gradiente de dose radial em um objeto simulador de cabeça ....... 34

Figura 12. Perfil de dose em um objeto cilíndrico de PMMA ao longo do eixo

longitudinal devido à irradiação da fatia central ...................................................................... 34

Figura 13. Câmara de ionização tipo lápis ............................................................................... 43

Figura 14. Processo físico da termoluminescência ................................................................... 45

Figura 15. Curva de emissão TL do detector de LIF:Mg,Ti..................................................... 45

Figura 16. Sistema da leitora de dosímetros TL ....................................................................... 47

Figura 17. Composição do filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-CT ............................... 49

Figura 18. Leitora termoluminescente Harshaw, Thermo Electron Corporation, modelo:

4500 .......................................................................................................................................... 53

Figura 19. Dosímetros termoluminescentes de LiF:Mg,Ti (TL100) tipo bastão...................... 53

Figura 20. Forno automatizado Freiburg .................................................................................. 54

Figura 21. Posicionamento dos dosímetros TL no irradiador de 137

Cs .................................... 54

Figura 22. Posicionamento da câmara de ionização Radcal Corporation, modelo: RC6:

(a) vista lateral e (b) vista frontal.............................................................................................. 56

Figura 23. Posicionamento dos dosímetros TL durante a calibração nas RQT: (a) vista

frontal e (b) em destaque .......................................................................................................... 57

IX

Figura 24. Local onde são inseridos os filtros de alumínio e cobre ......................................... 57

Figura 25. Filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-CT cortado ao meio (à esquerda) e

inteiro (à direita) ....................................................................................................................... 59

Figura 26. Posicionamento das tiras de filmes radiocrômicos na capa da câmara de

ionização ................................................................................................................................... 59

Figura 27. Scanner Microtek 9800 XL ..................................................................................... 60

Figura 28. Inversão das cores da imagem das tiras dos filmes radiocrômicos ......................... 60

Figura 29. Câmara de ionização tipo lápis da Radcal Corporation, modelo: 10X5-3CT,

nº 8171 ...................................................................................................................................... 61

Figura 30. Fonte de radiação beta de 90

Sr/90

Y .......................................................................... 61

Figura 31. Posicionamento dos materiais para o teste de repetibilidade e

reprodutibilidade da câmara de ionização tipo lápis ................................................................ 61

Figura 32. Posicionamento: (a) da câmara de ionização Radcal Corporation e (b) da

câmara monitora ....................................................................................................................... 62

Figura 33. Posicionamento: (a) do colimador e (b) em destaque ............................................. 63

Figura 34. Objeto simulador de tronco, com cinco orifícios para medidas .............................. 64

Figura 35. Posicionamento dos dosímetros nos cilindros de PMMA....................................... 64

Figura 36. Posicionamento do objeto simulador de tronco no isocentro do tomógrafo ........... 65

Figura 37. Filme mostrando a irradiação do objeto simulador contendo os cilindros

carregados com os dosímetros TL ............................................................................................ 65

Figura 38. Câmara de ionização tipo lápis inserida em um dos orifícios do objeto

simulador de PMMA ................................................................................................................ 66

Figura 39. Posicionamento da câmara de ionização tipo lápis nos cinco pontos de

medição ..................................................................................................................................... 66

Figura 40. Posicionamento das tiras de filmes radiocrômicos nos cilindros de PMMA .......... 67

Figura 41. Distribuição das médias das 10 leituras obtidas do primeiro lote dos

dosímetros TL ........................................................................................................................... 71

Figura 42. Fator de correção individual para os dosímetros TL ............................................... 72

Figura 43. Reprodutibilidade dos dosímetros TL ..................................................................... 73

Figura 44. Distribuição das médias das 10 leituras obtidas do segundo lote dos

dosímetros TL ........................................................................................................................... 75

Figura 45. Reprodutibilidade do segundo lote dos dosímetros TL........................................... 76

Figura 46. Distribuição da leitura do filme posicionado no centro do objeto simulador ......... 78

Figura 47. Distribuição da leitura do filme posicionado no norte do objeto simulador ........... 78

X

Figura 48. Distribuição da leitura do filme posicionado no sul do objeto simulador............... 79

Figura 49. Distribuição da leitura do filme posicionado no leste do objeto simulador ............ 79

Figura 50. Distribuição da leitura do filme posicionado no oeste do objeto simulador ........... 80

Figura 51. Corrente de fuga da câmara de ionização tipo lápis ................................................ 82

Figura 52. Corrente de referência da câmara de ionização tipo lápis ....................................... 83

Figura 53. Variação longitudinal da dose no tomógrafo T1 ..................................................... 85

Figura 54. Variação longitudinal da dose dos cilindros periféricos no tomógrafo T1 ............. 86











Figura 65. Comparação da variação da média das doses no eixo longitudinal dos

cilindros periféricos nos cinco tomógrafos estudados .............................................................. 95

Figura 66. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no centro do objeto

simulador em T2 ....................................................................................................................... 98

Figura 67. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no norte do objeto

simulador em T2 ....................................................................................................................... 98

Figura 68. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no sul do objeto

simulador em T2 ....................................................................................................................... 99

Figura 69. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no leste do objeto

simulador em T2 ....................................................................................................................... 99

Figura 70. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no oeste do objeto

simulador em T2 ..................................................................................................................... 100

XI

LISTA DE TABELAS

Tabela 1. Fatores de conversão entre as grandezas CTDI100 e CTDIFDA ................................. 37

Tabela 2. Tomógrafos dos estabelecimentos de assistência à saúde ........................................ 51

Tabela 3. Parâmetros utilizados na calibração dos dosímetros TL nas diferentes RQT .......... 57

Tabela 4. Tomógrafos visitados nas cidades da região metropolitana de Belo Horizonte

entre os anos 2005 e 2009 ........................................................................................................ 68

Tabela 5. Marca de tomógrafos visitados nas cidades da região metropolitana de Belo

Horizonte entre os anos de 2005 e 2009 ................................................................................... 69

Tabela 6. Quantidade de tensões entre 120 e 150 kV que foram utilizadas nos

tomógrafos visitados nas cidades da região metropolitana de Belo Horizonte entre os

anos de 2005 e 2009 ................................................................................................................. 70

Tabela 7. Distribuição de tomógrafos na região metropolitana de Belo Horizonte ................. 70

Tabela 8. Parâmetros da calibração dos dosímetros TL ........................................................... 73

Tabela 9. Leituras dos dosímetros TL (com o BG subtraído), média e desvios padrões

das medidas e o respectivo coeficiente de calibração para o 137

Cs e para as RQT .................. 74

Tabela 10. Leituras do segundo lote dos dosímetros TL (com o BG subtraído), média e

desvios padrões das medidas e o respectivo coeficiente de calibração para o 137

Cs e para

as RQT ...................................................................................................................................... 76

Tabela 11. Cálculo da incerteza da calibração do segundo lote de dosímetros TL .................. 77

Tabela 12. Resultados das integrais, das respectivas leituras feitas com câmara de

ionização, dos coeficientes de calibração dos filmes para cada posição e a respectiva

média ponderada ....................................................................................................................... 81

Tabela 13. Cálculo da incerteza da calibração dos filmes radiocrômicos ................................ 81

Tabela 14. Taxa de kerma no ar, coeficiente de calibração e incerteza para as RQT .............. 84

Tabela 15. Protocolos de tórax adotados nos tomógrafos estudados ....................................... 95

Tabela 16. Doses (mGy) obtidas através da câmara de ionização inserida no objeto

simulador .................................................................................................................................. 96

Tabela 17. Média da dose absorvida (mGy) encontrada nos cilindros periféricos

utilizando filmes radiocrômicos e dosímetros TL .................................................................. 101

Tabela 18. Resultados das integrais, os limites de integração e o valor de MSAD para as

três técnicas utilizadas no tomógrafo T2 ................................................................................ 101

Tabela 19. Cálculo da incerteza dos dosímetros TL na medição no tomógrafo T2 ............... 102

XII

Tabela 20. Cálculo da incerteza da câmara de ionização tipo lápis na medição no

tomógrafo T2 .......................................................................................................................... 102

Tabela A1. Levantamento dos tomógrafos em 2005 .............................................................. 111





XIII

LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES

AIEA Agência Internacional de Energia Atômica (International Atomic Energy

Agency)

ANVISA Agência Nacional de Vigilância Sanitária

BG Radiação de Fundo (Background)

CASMIE Comitê de Avaliação de Serviços de Monitoração Individual Externa

CAT Scan Computerized Axial Tomography

CDTN Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear

CNEN Comissão Nacional de Energia Nuclear

CTDI Índice de Dose da Tomografia Computadorizada (Computed Tomography

Dose Index)

CEFET Centro Federal de Educação Tecnológica

DLP Produto Dose Comprimento (Dose Product Length)

FDA Food and Drug Administration

HU Hounsfield

ICRU International Commission on Radiation Units and Measurements

IPEN Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares

ISO International Standartization Organization

NRD Nível de Referência em Radiodiagnóstico

MDCT Multi Detector Computed Tomography

MSAD Dose Média em Cortes Múltiplos (Multi Slice Average Dose)

PET Tomografia por Emissão de Pósitrons (Positron Emission Tomography)

Pixel Picture Element

PMMA Polimetilmetacrilato

RQR Radiation Qualities in Radiation Beams Emerging from the X-ray Source

Assembly

RQT Radiation Qualities Based on Copper Added Filter

SDCT Single Detector Computed Tomography

TC ou CT Tomografia Computadorizada (Computed Tomography)

TL Termoluminescente

Voxel Volume Element

X-ray CT X-ray Computed Tomography

XIV

ÍNDICE

RESUMO ................................................................................................................................ VI

ABSTRACT .......................................................................................................................... VII

LISTA DE FIGURAS ......................................................................................................... VIII

LISTA DE TABELAS ........................................................................................................... XI

LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES .......................................................................... XIII

ÍNDICE ................................................................................................................................. XIV

1. INTRODUÇÃO .................................................................................................................. 16

2. OBJETIVOS ....................................................................................................................... 19

3. REVISÃO DA LITERATURA ......................................................................................... 20

3.1. A Tomografia e sua Evolução ........................................................................................ 20

3.2. Os Aparelhos de Tomografia Computadorizada ............................................................ 20

3.3. A Evolução Tecnológica dos Aparelhos de TC ............................................................. 23

3.3.1. Gerações dos aparelhos de TC ................................................................................. 24

3.3.2. Aparelhos Helicoidais .............................................................................................. 28

3.3.3. Aparelhos Multicorte ............................................................................................... 30

3.4. Variações da Dose no Objeto Irradiado ......................................................................... 32

3.5. Variação Longitudinal da Dose ...................................................................................... 34

3.6. Fatores que Influenciam a Dose de Radiação na TC ..................................................... 41

3.7. Técnicas de Medição ...................................................................................................... 41

3.7.1. Câmara de Ionização ................................................................................................ 41

3.7.2. Dosimetria Termoluminescente ............................................................................... 44

3.7.3. Filme Radiocrômico ................................................................................................ 48

4. METODOLOGIA E INFRA-ESTRUTURA ................................................................... 51

4.1. Amostra .......................................................................................................................... 51

4.2. Materiais ......................................................................................................................... 51

4.3. Metodologia ................................................................................................................... 52

4.3.1. Levantamento dos Tomógrafos ............................................................................... 52

4.3.2. Seleção dos Dosímetros TL ..................................................................................... 53

4.3.3. Calibração dos Dosímetros TL ................................................................................ 55

4.3.4. Calibração dos Filmes Radiocrômicos .................................................................... 58

4.3.5. Controle de Qualidade da Câmara de Ionização ...................................................... 60

XV

4.3.6. Calibração da Câmara de Ionização ......................................................................... 62

4.3.7. Medida dos Perfis de Dose em Varredura de Tórax ................................................ 63

5. RESULTADOS E DISCUSSÕES ..................................................................................... 68

5.1. Levantamento dos Tomógrafos ...................................................................................... 68

5.2. Seleção do Primeiro Lote de Dosímetros TL ................................................................. 71

5.3. Calibração do Primeiro Lote de Dosímetros TL ............................................................ 73

5.4. Seleção do Segundo Lote de Dosímetros TL ................................................................. 74

5.5. Calibração do Segundo Lote de Dosímetros TL ............................................................ 76

5.6. Calibração dos Filmes Radiocrômicos ........................................................................... 77

5.7. Controle de Qualidade da Câmara de Ionização ............................................................ 82

5.7.1. Corrente de Fuga ...................................................................................................... 82

5.7.2. Testes de Repetibilidade e Reprodutibilidade ......................................................... 83

5.8. Calibração da Câmara de Ionização ............................................................................... 84

5.9. Avaliação dos Perfis de Dose em Varreduras de Tórax ................................................. 84

6. CONCLUSÕES ................................................................................................................. 103

7. REFERÊNCIAS ............................................................................................................... 106

APÊNDICE A ....................................................................................................................... 111

16

1. INTRODUÇÃO

Os efeitos danosos causados pelas radiações ionizantes exigiram a criação de um

sistema de proteção radiológica adotado internacionalmente, o qual estabelece um padrão

apropriado de proteção das pessoas que são expostas às radiações decorrentes do trabalho

(indivíduos ocupacionalmente expostos), por motivo de exames ou tratamento (pacientes) e

por proximidade às fontes de radiação (público). A proteção radiológica baseia-se nos

princípios da justificação e otimização da prática, além da limitação de dose ou risco. A

prática é realizada através de metodologias de monitoração de área e individual, que inclui a

confiabilidade instrumental, as medidas e suas interpretações (IAEA, 1996; ICRP, 2007).

O uso das radiações na área médica tem crescido bastante, tanto pelos benefícios

associados quanto pelo desenvolvimento tecnológico. Em tomografia computadorizada (TC),

a evolução tecnológica envolve o sistema de gerador de raios X, a tecnologia dos detectores, a

diminuição do tempo de aquisição das imagens e o sistema computacional associado. A cada

quatro anos, os principais fabricantes de aparelhos de TC lançam novas gerações de

tomógrafos no mercado apresentando como principal característica uma sensível redução no

tempo de varredura implicando em um aumento na potência do tubo de raios X. Associado a

esse aumento de velocidade, existe um aumento significativo do volume irradiado através do

aumento do número de detectores.

Atualmente, apesar dos tomógrafos utilizados nos serviços de radiodiagnóstico serem

todos com arquitetura de terceira geração, há diferentes fatores que os diferenciam, como a

forma de varredura: axial (convencional), helicoidal e helicoidal multicorte. Estes diferentes

tipos de aquisições têm o mesmo objetivo de se obter uma qualidade de imagem que permita

um diagnóstico adequado.

A grande variedade de fabricantes faz que existam diferenças entre os tubos dos

tomógrafos. Os diferentes sistemas detectores e as distâncias tubo-detector contribuem para

esta diferenciação. Dessa forma, como os feixes de raios X são divergentes, os detectores

recebem uma menor quantidade de fótons com o aumento da abertura do gantry. Os valores

de tensão, corrente do tubo e tempo são fatores que também contribuem para essa

diferenciação, pois são parâmetros que podem ter valores modificados a cada procedimento

tomográfico.

Além dos protocolos de varredura dependerem da tecnologia do aparelho, cada

serviço, independentemente do tipo de tomógrafo que utiliza, pode modificar o protocolo,

17

sendo este o principal motivo que determina a existência de diferentes técnicas para a

aquisição de imagem.

Nos aparelhos convencionais de raios X, para cada espessura do paciente há uma

técnica radiográfica utilizada, devido justamente à possibilidade de variação da tensão e da

corrente do tubo. Em TC, a mesma técnica é utilizada para todos os pacientes

independentemente da sua massa ou do tipo de exame a ser feito. A maioria dos serviços

utiliza um protocolo de aquisição para indivíduos adultos e outro para aquisições pediátricas.

A partir da Conferência de Málaga, em 2001, foram lançadas as bases para a

dosimetria em radiologia visando à proteção radiológica de pacientes submetidos a exames

diagnósticos ou terapia, tanto na radioterapia, radiodiagnóstico e medicina nuclear (IAEA,

2007). Muitos países já introduziram em suas legislações a obrigatoriedade de verificação das

doses depositadas em pacientes submetidos a exames radiodiagnósticos mediante a medida de

grandezas e parâmetros. Para TC, a legislação brasileira incluiu apenas a Dose Média em

Cortes Múltiplos (MSAD) em um paciente adulto típico como um parâmetro de controle de

qualidade dos tomógrafos, definidas em 50 mGy para cabeça, 35 mGy para coluna lombar e

25 mGy para abdômen (BRASIL, 1998). Estes níveis de referência em radiodiagnóstico

(NRD) são obtidos em um objeto simulador de polimetilmetacrilato (PMMA). Os NRD

devem ser utilizados de modo a permitir a revisão e adequação dos procedimentos e técnicas

quando as doses excederem os valores especificados (BRASIL, 1998). Todos os valores

foram adotados de recomendações internacionais (Basic Safety Standards) e podem não

representar a realidade das condições dos exames feitos no Brasil. A verificação da

adequabilidade dos NRD é recomendada e depende das medidas em vários protocolos.

A garantia de exames com qualidade em TC, além de ser uma necessidade

operacional, é prevista e exigida pela Portaria nº 453/98. O objetivo de um programa de

controle de qualidade é assegurar que cada imagem gerada pelo tomógrafo possa propiciar um

diagnóstico médico adequado, com doses tão baixas quanto razoalmente exeqüíveis (BRASIL,

1998).

Outros parâmetros, dependendo de testes de qualidade, são só especificados e limites

são estabelecidos no Regulamento Técnico anexo à Portaria nº 453/98 do Ministério da Saúde

e no Guia anexo à Resolução 1016 da Agência Nacional de Vigilância Sanitária (ANVISA).

Em Minas Gerais, a obrigatoriedade dos testes para TC está em vigor desde 01/07/2009,

porém muitos destes testes não estão sendo feitos, devido, principalmente, à falta de pessoal

capacitado para a realização dos mesmos.

18

O conhecimento dos níveis de radiação em uma varredura de TC é observado através

da estimativa de grandezas específicas, visando à proteção radiológica dos pacientes. Porém, a

terminologia das grandezas dosimétricas utilizadas em radiodiagnóstico vem se tornando cada

vez menos satisfatórias para mensurar e permitir a discussão da realidade imposta pela grande

variação do parque tecnológico. Algumas vezes uma mesma grandeza que é citada por

diferentes nomes ou um mesmo nome refere-se a diferentes grandezas. Diferenças sutis, como

a presença ou não do retroespalhamento nas medidas, passam despercebidas devido à falta de

clareza na terminologia e nas definições utilizadas. Em TC, a situação não é diferente, o

Índice de Dose da Tomografia Computadorizada (CTDI), a grandeza mais difundida, tem

diferentes definições com variações nos limites de integração, no método de medida e no

meio onde a dose absorvida é determinada (MAIA, 2005).

Além do CTDI, não há uma padronização consolidada em outras grandezas específicas

para TC, como a Dose Média em Cortes Múltiplos (MSAD), o Índice de Dose para

Tomografia Computadorizada no ar (CTDI100,ar), o Índice de Dose ponderada para

Tomografia Computadorizada (CTDIw) e o Produto Dose Comprimento (DLP), importantes

para o conhecimento dos níveis de radiação nas varreduras de TC (BASTOS, 2006).

As grandezas específicas para TC podem ser determinadas experimentalmente

utilizando-se uma câmara de ionização tipo lápis inserida em um objeto simulador de PMMA.

Para o conhecimento da exata distribuição de dose dentro do objeto simulador, obtêm-se o

perfil de dose substituindo a câmara de ionização por dosímetros termoluminescentes (TL) e

filmes radiocrômicos. A comparação entre os resultados e com os NRD ressaltam a

importância do conhecimento e da divulgação aos médicos radiologistas dos valores das

grandezas dosimétricas e do perfil de dose dos exames de TC, para efetuar uma análise crítica

dos NRD e perceber o aumento do nível de exposição dos pacientes (VICEDO et al., 2006;

HERRERO et al., 2006; ZENÓBIO et al., 2007).

19

2. OBJETIVOS

O objetivo principal deste trabalho é o estudo do perfil de dose nas varreduras de tórax

da amostragem adotada utilizando um objeto simulador de PMMA, além da comparação entre

os resultados obtidos com protocolos definidos para um mesmo objetivo diagnóstico.

Este trabalho visa também o conhecimento dos tomógrafos que estão sendo utilizados

nos estabelecimentos de assistência à saúde da região metropolitana de Belo Horizonte, além

da identificação de uma amostragem significativa destes equipamentos para serem submetidos

a testes de qualidade que estão descritos no Guia da ANVISA.

A análise dos parâmetros de qualidade faz-se necessária a fim de assegurar a

confiabilidade metrológica dos sistemas dosimétricos utilizados através de testes pertinentes e

das respectivas calibrações.

A investigação da variação das grandezas dosimétricas de interesse faz-se necessária

para verificar a conformidade com os níveis de referência em radiodiagnóstico estabelecidos

pela Portaria nº 453/98 do Ministério da Saúde.

20

3. REVISÃO DA LITERATURA

3.1. A Tomografia e sua Evolução

A palavra tomografia significa imagem em tomos, ou em planos, sendo esta a

definição para as imagens de qualquer aparelho diagnóstico que permita a geração de imagem

de um plano de corte, possibilitando o estudo de estruturas localizadas no interior do corpo.

Essas imagens podem pertencer a planos de corte diversos (axial, frontal, lateral ou inclinado)

e sua grande vantagem está na não superposição das estruturas representadas (MOURÃO,

2007).

Existem vários aparelhos geradores de imagens diagnósticas que possibilitam a

geração de imagem de planos de corte, portanto em cortes tomográficos, como: o ultra-som, a

ressonância magnética, a tomografia por emissão de pósitrons - PET (Positron Emission

Tomography), etc. Apesar dessas possibilidades, o aparelho que gera imagem tomográfica a

partir da atenuação diferenciada do feixe de raios X é que passou a ser denominado aparelho

de tomografia computadorizada. A tomografia computadorizada foi inicialmente denominada

CAT Scan (Computerized Axial Tomography), posteriormente, X-ray CT (X-ray Computed

Tomography) e, finalmente, TC ou CT (Computed Tomography).

Os aparelhos de TC disponíveis no mercado tiveram sua origem em um processo de

aquisição tomográfica denominado tomografia linear. Incluída entre as tomografias

convencionais, a tomografia linear engloba os processos tomográficos que não utilizam

computador para gerar imagens de corte anatômico (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007).

3.2. Os Aparelhos de Tomografia Computadorizada

O aparelho de tomografia computadorizada permite gerar a imagem de um corte

anatômico axial com o auxílio de um computador. Este método utiliza um tubo gerador de

raios X que emite radiação enquanto se move em círculo, ou semicírculo, em torno do objeto

do qual se deseja gerar imagem. Ao invés de gerar a imagem diretamente sobre o filme

radiográfico, a radiação que atravessa o objeto é captada por detectores posicionados em

oposição à fonte de radiação, após o objeto (Fig. 1) (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007).

21

Figura 1. Posicionamento de paciente em aparelho de tomografia computadorizada: vista lateral e vista posterior.

Fonte: MOURÃO, 2007.

O princípio da tomografia computadorizada é baseado na possibilidade de se

reproduzir um objeto bi ou tridimensional a partir de múltiplas projeções deste objeto. A

imagem tomográfica é formada a partir de um conjunto de projeções de uma região do corpo.

As projeções são obtidas por meio de diversas irradiações da região, em ângulos diferentes,

por um feixe colimado, e a radiação transmitida é medida por um conjunto de detectores. As

medidas do detector são processadas por um computador que faz a reconstrução da imagem

(MAIA, 2005).

A imagem mostrada na tela do computador é uma representação bidimensional de um

corte tomográfico, que é na realidade uma fatia tridimensional. A imagem é composta por

muitas células, onde a cada uma delas é associado um número que está relacionado ao

coeficiente de atenuação do elemento de volume por ele representado. Cada célula da imagem

recebe o nome de pixel (picture element) e o número associado a ela é denominado número de

TC, e é normalmente expresso em unidades de Hounsfield (HU). Um pixel é a representação

gráfica de um elemento de volume do tecido, denominado voxel (volume element). O voxel

pode ser determinado por meio da multiplicação da área do pixel pela espessura do corte

tomográfico (CURRY, 1990).

Por meio de um algoritmo, calcula-se, a partir das medidas dos detectores, o

coeficiente de atenuação de cada pixel. Depois de calcular cada um desses coeficientes, esses

valores são convertidos ao número de TC, por meio da Equação 1:

22

a

akNTC

0 (1)

onde μ0 é o coeficiente de atenuação do pixel, μa é o coeficiente de atenuação da água e k é

uma constante que determina a escala na qual será expresso o número de TC.

No caso da escala em unidades de Hounsfield, o valor de k é 1000. Pela Equação 1,

percebe-se que o número de TC da água é zero e o do ar, considerando que o ar não causa

atenuação, é −k. O número de TC +k equivale a um osso denso. Normalmente os

equipamentos de TC trabalham com números de TC entre -1000 e +4000 (CURRY, 1990).

A partir da determinação do número de TC a imagem é formada por meio de uma

larga escala de níveis de cinza. O tom de cinza do pixel dependerá do valor da atenuação

evidenciado pelos voxels que representa. Assim, os voxels que apresentam coeficiente de

atenuação linear maior absorvem uma maior parcela do feixe de radiação e serão

representados em tons mais claros na imagem, e os que possuem menor valor de coeficiente

de atenuação linear absorvem uma menor parcela do feixe e aparecerão mais escuros

(MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007).

Um problema surge quando se compara o intervalo do número de TC (5000) e o

intervalo de níveis de cinza (256 tons). Não sendo possível atribuir a cada número de TC um

tom de cinza, o procedimento mais utilizado é o de determinar uma janela onde os tons de

cinza são distribuídos (MAIA, 2005).

Em comparação com a imagem da radiologia convencional, a imagem de TC é bem

mais rica em informações, principalmente em áreas onde a diferença de densidade entre os

tecidos é pequena, ou seja, a imagem de TC apresenta uma resolução de baixo contraste

melhor do que as imagens geradas pelas técnicas convencionais (IEC, 1997).

Esta melhoria significativa na resolução de baixo contraste ocorre porque a imagem é

feita em fatias, eliminando a superposição de estruturas do objeto, e porque o feixe nos

tomógrafos é duplamente colimado. O primeiro colimador é utilizado de maneira semelhante

ao da radiologia convencional. Ele é posicionado na saída do tubo de raios X e define o

tamanho do feixe, portanto a largura da fatia a ser irradiada e influencia o valor da dose a qual

o paciente será exposto. O segundo colimador é colocado após o paciente, antes dos

detectores, e tem como função principal reduzir os efeitos gerados pela radiação espalhada

que chega aos detectores (SPRAWLS, 1995).

A teoria relativa à obtenção da imagem de um plano axial é de que o feixe que

atravessa o corpo humano contém informações de toda a matéria atravessada por ele; porém,

23

parte dessa informação não é registrada na radiografia convencional. A qualidade dessa

imagem gerada em TC depende de vários parâmetros, tais como: a natureza do feixe de raios

X (qualidade), os tipos de detectores de raios X, o número de detectores, a velocidade das

medições, os algoritmos utilizados para a determinação das atenuações individuais, para a

reconstrução da imagem, etc (MOURÃO, 2007).

Para que o processo funcione adequadamente, é necessário que o objeto permaneça

imóvel durante todo o período de medições da atenuação do feixe pelos detectores nas

diversas posições do conjunto tubo-detector em relação ao objeto, uma vez que é necessária a

coleta de muitos dados para que os algoritmos computacionais possam obter os valores de

atenuação evidenciados por cada voxel (MOURÃO, 2007).

Os avanços tecnológicos na área médica têm permitido a melhoria constante dos

aparelhos de tomografia computadorizada desde que esse método diagnóstico começou a ser

empregado. Esses avanços permitiram a criação de novas gerações de aparelhos que

apresentam, cada vez mais, imagens mais detalhadas e de melhor qualidade. A maior

evolução no que se refere à qualidade dos aparelhos veio com a evolução dos tubos de raios X

e dos detectores de radiação, que permitiram reduzir consideravelmente o tempo de aquisição

de um corte e, conseqüentemente, o tempo total de varredura (MOURÃO, 2007).

3.3. A Evolução Tecnológica dos Aparelhos de TC

Considerando o desenvolvimento de sistemas que marcaram uma evolução

considerável no processo de aquisição de dados para a geração da imagem digital do corte

anatômico e na melhoria dos aparelhos de tomografia computadorizada, pode-se fazer uma

classificação desses modelos em relação à forma de geração dos dados para a reconstrução

computacional da imagem. Inicialmente, a geração de uma única imagem de corte demorava

alguns minutos e hoje a aquisição de um conjunto completo de imagens para o diagnóstico de

uma região em um aparelho de tomografia computadorizada pode ser feita em questão de

segundos (MOURÃO, 2007). A seguir, é apresentada uma descrição do modelo padrão que

representa cada geração que marcou a evolução dos aparelhos de tomografia

computadorizada.

24

3.3.1. Gerações dos aparelhos de TC

Os aparelhos de TC, quanto à forma de geração dos dados para a obtenção da imagem

de corte axial são classificados em quatro gerações. O funcionamento do primeiro modelo

descrito de um aparelho de tomografia computadorizada era baseado em um tubo de raios X,

emitindo um feixe extremamente colimado, e um único detector de radiação que foram

acoplados em um gantry de forma a se moverem em sincronia. O feixe gerado pelo tubo era

do tipo pencil beam e atingia o único detector. O objeto era posicionado entre o tubo de raios

X e o detector que eram colocados na posição inicial, fazendo a coleta das informações de

quanto o feixe foi atenuado nessa posição. O gantry fazia dois tipos de movimentos: um linear

e outro circular. O conjunto tubo-detector era deslocado de cerca de 1º para cada nova

aquisição e todo o processo era repetido. Ao final de muitos posicionamentos do sistema

tubo-detector, eram varridos 180º em torno do objeto. (MAIA, 2005; MUDRY et al., 2003;

MOURÃO, 2007).

Como o feixe de raios X era bem colimado, a produção de radiação espalhada no

objeto era muito pequena, diminuindo os ruídos desse tipo de interferência. No entanto, a

característica principal desse modelo era a demora no processo de aquisição, pois para obter a

imagem de um corte eram necessários muitos posicionamentos para a coleta de dados. Assim,

este aparelho possuía tempos de varredura muito longos entre quatro e cinco minutos para a

obtenção dos dados da imagem de um único plano de corte. Durante todo esse período de

varredura o objeto deveria permanecer imóvel. Como o processo de geração das imagens

exigia uma seqüência de cortes, pois a região onde se encontra a alteração não era conhecida,

realizar uma seqüência de cortes completa poderia demorar horas, e a qualidade da imagem

gerada era muito ruim (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007).

A segunda geração dos aparelhos de tomografia computadorizada também intercalava

movimentos de translação e rotação. Porém, era composta por um tubo de raios X que emitia

um feixe delgado em forma de leque e que atingia um conjunto de aproximadamente 30

detectores alinhados em uma reta. O conjunto arco-detector era deslocado, variando sua

posição. O aumento do número de detectores possibilitou uma redução considerável para o

número de posicionamentos, de 180 posicionamentos necessários nos aparelhos de primeira

geração para apenas seis posicionamentos, reduzindo-se o tempo de varredura e,

conseqüentemente, o tempo de exame. Menos movimentos lineares eram necessários e os

movimentos rotacionais podiam ser mais largos. O feixe em forma de leque gerou a

25

necessidade de algoritmos de reconstrução da imagem bem mais complexos que os algoritmos

utilizados nos aparelhos de primeira geração (MAIA, 2005; MUDRY et al., 2003; MOURÃO,

2007).

O tempo gasto para a produção da imagem de cada plano de corte era da ordem de 20

a 60 segundos. No entanto, a demora no processamento da informação era grande em virtude

dos novos algoritmos de reconstrução que, diferentemente dos aparelhos de primeira geração,

deveriam levar em conta a inclinação do feixe em relação aos detectores mais externos em

virtude de sua característica divergente (MOURÃO, 2007).

Outra desvantagem que surgiu a partir desta geração de tomógrafos foi o aumento da

influência da radiação espalhada na imagem, gerada pelo aumento da largura do feixe e do

número de detectores (MAIA, 2005).

Os aparelhos de primeira e segunda geração (Fig. 2) não podem mais ser utilizados

para a geração de imagens diagnósticas no Brasil devido ao surgimento de outras gerações de

equipamentos de melhor desempenho.

(a) (b)

Figura 2. Esquema de aparelhos de TC: (a) de primeira geração e (b) de segunda geração. Fonte: MOURÃO,

2007.

A arquitetura dos aparelhos de tomografia computadorizada de terceira geração (Fig.

3) foi disponibilizada no final da década de 70 e o que diferencia esta geração é o

aparecimento de um conjunto de detectores que forma um arco móvel posicionado após o

objeto, sendo mecanicamente conectado ao tubo raios X. O conjunto formado pelo tubo e pelo

26

arco de detectores descreve um giro de 360º em torno do paciente para a aquisição dos dados

necessários à reconstrução da imagem de um corte anatômico.

Este sistema reduziu o tempo de aquisição da imagem de um plano de corte para uma

faixa entre três e dez segundos; essa redução no tempo de aquisição foi fundamental para

permitir a geração de imagens de estruturas móveis por conta da respiração e dos movimentos

peristálticos (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007).

Nesta geração de tomógrafos normalmente eram utilizados feixes pulsados, onde cada

pulso equivalia a uma projeção. Tanto o número de detectores como a abertura do feixe em

leque aumentaram substancialmente em relação aos tomógrafos de segunda geração. Além do

aumento da velocidade de varredura, outra grande vantagem desta geração de tomógrafos é

que o arranjo curvilíneo garante a constância na distância fonte-detector facilitando a

reconstrução da imagem e permitindo uma colimação colocada após o paciente e antes dos

detectores que ajuda a reduzir o efeito da radiação espalhada (MAIA, 2005).

Nesse sistema o arco-detector é composto por mais de cem detectores independentes e

a utilização de lâminas de tungstênio entre os detectores e alinhadas com o foco da fonte de

raios X diminui a quantidade de radiação espalhada que atinge os detectores. Além da

diminuição no tempo de aquisição de dados para a geração da imagem, esses aparelhos trazem

uma melhoria considerável na qualidade da imagem gerada (MOURÃO, 2007).

A principal desvantagem desta geração de tomógrafos é o aparecimento ocasional de

artefatos de anel. Estes artefatos aparecem por diversas razões, como por exemplo, o mal

funcionamento de algum dos detectores, e podem ser minimizados por meio de correções

aplicadas no software de reconstrução da imagem (MAIA, 2005).

Figura 3. Esquema de aparelho de TC de terceira geração. Fonte: MOURÃO, 2007.

27

Na quarta geração (Fig. 4) surge um anel de detectores fixo que cobre os 360º ao redor

do paciente e somente o tubo de raios X gira 360º em torno do paciente, emitindo um feixe

contínuo e delgado em forma de leque. Como os detectores estão fixos, há uma melhoria

significativa em seus ajustes, diminuindo consideravelmente a possibilidade de geração de

artefatos causados por desajustes mecânicos entre a fonte emissora de raios X e o conjunto de

detectores que ocorrem com facilidade na geração anterior. O tempo para obter um corte é

menor que o dos aparelhos de terceira geração. No entanto, a demanda uma quantidade de

detectores de radiação muito maior. Enquanto os aparelhos de terceira geração utilizam de

300 a 900 detectores, os de quarta utilizam de 1200 a 4800 detectores distribuídos pela

circunferência do gantry (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007).

As principais desvantagens desta geração de equipamentos foram o aumento da dose

no paciente e o aumento do custo, uma vez que o número de detectores cresceu muito

(BUSHONG, 1997).

Figura 4. Esquema de aparelho de TC de quarta geração. Fonte: MOURÃO, 2007.

Apesar da evolução trazida pelos aparelhos de quarta geração, posteriormente ao seu

aparecimento, a evolução ocorrida na mecânica de precisão possibilitou melhorar a qualidade

do processo de coleta de dados dos aparelhos de terceira geração e, como os detectores de

raios X representam um custo considerável, a arquitetura de terceira geração passou a ser

economicamente mais viável. Por essa razão, após o aparecimento dos aparelhos de quarta

geração surgiram aparelhos mais evoluídos e com arquitetura de terceira geração que

acabaram por suprimir a arquitetura dos aparelhos de quarta geração nos aparelhos atualmente

comercializados (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007).

28

3.3.2. Aparelhos Helicoidais

Os aparelhos convencionais de TC até a quarta geração geravam a imagem de cada

plano de corte em um procedimento distinto. Assim, o processo de varredura de um órgão era

dividido em etapas de aquisição de dados para cada corte, de maneira independente. A

necessidade de menores tempos de varredura, de geração de imagens volumétricas de boa

qualidade e de rápida construção contribuiu para o surgimento dos aparelhos helicoidais de

TC. A TC helicoidal também é chamada de espiral ou volumétrica (MUDRY et al., 2003;

MOURÃO, 2007).

Os aparelhos helicoidais possuem um sistema de aquisição de dados para a geração da

imagem idêntico ao dos aparelhos de terceira geração. No caso do aparelho de TC helicoidal,

existe uma varredura do volume que é examinado em um único ciclo, e após a aquisição dos

dados do volume é que são produzidos os cortes axiais individuais. À medida que o tubo de

raios X gira continuamente em torno do paciente, a mesa movimenta-se longitudinalmente,

mudando automaticamente o ponto de incidência do feixe de raios X em relação ao eixo

longitudinal do objeto, sem a necessidade de paradas da mesa para a coleta de dados de cada

corte axial separadamente. Devido à simultaneidade dos movimentos do tubo de raios X em

torno do paciente e do deslocamento contínuo da mesa, do princípio ao final do volume a ser

representado, o feixe de raios X descreve uma trajetória helicoidal em relação ao paciente

(Fig. 5) (MUDRY et al., 2003; MOURÃO, 2007).

Figura 5. Trajetória do feixe de raios X no aparelho de TC helicoidal. Fonte: MOURÃO, 2007.

29

Assim, é possível reconstruir qualquer imagem ao longo do eixo de translação por

meio de um algoritmo de interpolação. A principal vantagem da TC helicoidal é a

possibilidade de se obter a imagem de uma região grande do corpo em apenas um intervalo de

respiração, diminuindo os artefatos gerados na imagem em consequência de movimentos do

paciente (MAIA, 2005).

Com a introdução da TC helicoidal surgiu a definição de pitch (Fig. 6) (MDA, 1998).

O pitch é dado matematicamente pela Equação 2:

h

dpitch (2)

onde d é a distância percorrida pela mesa em uma rotação do tubo de raios X de 360º e h é a

espessura do corte.

Na TC helicoidal, pitch é igual a 1 quando o deslocamento da mesa durante uma

rotação de 360˚ é igual à espessura do corte e pitch maior que 1 quando o deslocamento da

mesa durante a rotação é maior do que a espessura do corte.

Figura 6. Definição de pitch na TC helicoidal. Fonte: MAIA, 2005.

30

3.3.3. Aparelhos Multicorte

Juntamente com os aparelhos helicoidais, surgiram também outras configurações de

tomógrafos que permitem a obtenção de imagens em até 50 ms. O interesse no

desenvolvimento de tomógrafos extremamente rápidos surgiu com a necessidade de obtenção

de imagens funcionais do corpo humano, como as imagens do coração. São exemplos desta

nova geração de tomógrafos os de cortes múltiplos (Multi-Slice CT System) (MAIA, 2005).

Os aparelhos de tomografia computadorizada multicorte possuem no arco mais de uma

fileira de detectores e um feixe em leque menos delgado. Assim, para cada volta completa do

tubo de raios X em torno do paciente, é feita a aquisição de dados de mais de um corte

simultaneamente. O número de cortes possíveis depende do número de fileiras de detectores

disponíveis no aparelho e de sua associação (MOURÃO, 2007).

O primeiro aparelho foi lançado no início da década de 90 e possibilitava a aquisição

da imagem de dois cortes simultâneos por volta completa do tubo de raios X em torno do

paciente. O esquema de aquisição com um conjunto tubo-arco detector de corte único e com

um conjunto tubo-arco detector multicorte é apresentado na Fig. 7. A tecnologia do arco-

detector com apenas uma fileira de detectores é denominada SDCT (Single Detector

Computed Tomography) e faz a aquisição de dados de apenas um corte por volta completa do

tubo de raios X em torno do paciente. A tecnologia do arco detector com mais de uma fileira

de detectores é denominada MDCT (Multi Detector Computed Tomography) e faz a aquisição

de dados de mais de um corte simultaneamente por volta completa do tubo de raios X em

torno do paciente. No exemplo da figura, o sistema multidetector permite a aquisição de

quatro cortes por volta completa do tubo de raios X em torno do paciente (MOURÃO, 2007).

31

Figura 7. Sistema de aquisição de dados de corte único e multicorte. Fonte: MOURÃO, 2007.

Devido ao menor número de paradas que a mesa deverá fazer para completar a

varredura completa de um órgão, o processo de aquisição é muito mais rápido quando se

utiliza a tecnologia MDCT. Os primeiros aparelhos helicoidais concorriam com os aparelhos

MDCT, visto que a tecnologia empregada nos aparelhos MDCT era a mesma utilizada nos

aparelhos convencionais de TC. Já os aparelhos helicoidais demandaram uma série de

adaptações e o desenvolvimento de algoritmos especiais capazes de gerar imagens de corte

anatômico a partir de uma aquisição volumétrica. Atualmente os aparelhos disponíveis no

mercado utilizam as duas tecnologias simultaneamente, são aparelhos de tomografia

computadorizada helicoidais multicorte e por essa razão são muito rápidos no processo de

aquisição dos dados para a geração da imagem (MOURÃO, 2007).

Com a introdução da tomografia de cortes múltiplos, alguns parâmetros mudam um

pouco de significado. A espessura do corte, que até então era definida pela colimação do feixe

de radiação X, passa a ser definida apenas na colimação do feixe (HU, 1999). Esta

consideração deve ser levada em conta também na definição do pitch, dada pela Equação 2.

Com a nova configuração de cortes simultâneos, o valor do pitch pode variar até números

bem maiores. Por exemplo, num equipamento que realiza até 4 cortes simultâneos, o valor do

pitch pode ser de até igual a 8. Por isso, houve uma adaptação na definição do pitch (MAIA,

2005), dada pela Equação 3.

hN

dpitch

(3)

32

onde d é a distância percorrida pela mesa em uma rotação de 360º, h é a espessura do corte e

N é o número de cortes obtidos simultaneamente.

3.4. Variações da Dose no Objeto Irradiado

Tanto nas exposições radiográficas quanto nas tomográficas existem variações da dose

no objeto irradiado. A projeção das exposições radiográficas é tomada de uma determinada

posição, visto que a fonte está parada. Na Fig. 8, as linhas mais espessas representam a dose

de entrada na pele, que é muito maior do que a dose de saída na pele, representada pelas

linhas finas. Esta diferença cria um gradiente de dose de radiação através do paciente

(MCNITT-GRAY, 2002).

Figura 8. Gradiente de dose resultante da exposição radiográfica. Fonte: Adaptado de MCNITT-GRAY, 2002.

Em contraste, as exposições tomográficas de 360° de rotação resultam em um

gradiente de dose de radiação radialmente simétrico dentro do paciente. Ou seja, em um

objeto circular uniforme, como um objeto simulador, todos os pontos em um determinado raio

a partir do centro têm aproximadamente a mesma dose de radiação (Fig. 9) (MCNITT-GRAY,

2002).

33

Figura 9. Gradiente de dose resultante da completa exposição em 360° de uma varredura de TC. Fonte:

MCNITT-GRAY, 2002.

A magnitude do gradiente de dose, isto é o tamanho da diferença do centro para a

periferia, será afetada por vários fatores, incluindo o tamanho do objeto, o espectro do feixe

de raios X e a atenuação do material ou tecido. Por exemplo, medições de dose obtidas no

centro de um típico objeto simulador de tórax para a dosimetria de TC, de 32 cm de diâmetro

e feito de polimetilmetacrilato (PMMA), são tipicamente cerca de 50% do valor medido em

uma das posições periféricas. Para 120 kV, 280 mA, 1 s de varredura, ou seja, 280 mA.s e 10

mm de colimação, obtêm um valor central de 10 mGy e valores periféricos de 20 mGy que

são medidos a 1 cm abaixo da superfície (Fig. 10) (MCNITT-GRAY, 2002).

Figura 10. Gradiente de dose radial com uma proporção de 2:1 da periferia para o centro em um objeto

simulador de tórax. Fonte: MCNITT-GRAY, 2002.

No entanto, para um objeto simulador de cabeça com 16 cm de diâmetro, medido nas

idênticas condições de irradiação, o valor central e os valores periféricos sobem para cerca de

40 mGy (Fig. 11). Isso demonstra o menor gradiente de dose radial e indica que a diferença

do centro para a periferia e os valores absolutos das doses absorvidas são dependentes do

34

tamanho. Os fatores técnicos para as medições são 120 kV, 300 mA, 1 s de varredura, ou seja,

300 mA.s e 5 mm de colimação (MCNITT-GRAY, 2002).

Figura 11. Ausência de um gradiente de dose radial em um objeto simulador de cabeça. Fonte: MCNITT-GRAY,

2002.

3.5. Variação Longitudinal da Dose

Além das variações do plano de varredura, existem variações ao longo do

comprimento do paciente ou objeto simulador. Estes podem ser caracterizados pela

distribuição de dose do eixo Z, ou seja, pelo perfil de dose da radiação (Fig. 12) (MCNITT-

GRAY, 2002).

Figura 12. Perfil de dose em um objeto cilíndrico de PMMA ao longo do eixo longitudinal devido à irradiação da

fatia central. Fonte: MCNITT-GRAY, 2002.

Na Fig. 12 apresenta a distribuição da dose absorvida ao longo do eixo do paciente

devido a uma única varredura axial (uma rotação completa na mesa). O perfil de radiação não

se limita à área primária adquirida. Há contribuições devido à difusão da radiação espalhada

35

dentro do objeto a ser exposto. Quando múltiplas varreduras adjacentes são feitas, as

contribuições dos perfis de radiação das varreduras adjacentes contribuem na composição da

dose absorvida fora da área primária. Ou seja, a dose de radiação em uma seção específica

consiste na soma das contribuições para essa secção quando essa área é a área primária a ser

exposta, bem como as contribuições dos perfis de radiação de seções adjacentes. O tamanho

das contribuições das seções adjacentes é diretamente relacionado com o espaçamento das

secções, a largura e a forma do perfil de radiação. Para contabilizar os efeitos das varreduras

múltiplas, várias grandezas dosimétricas foram desenvolvidas, porém até hoje não existe uma

padronização consolidada a este respeito (MCNITT-GRAY, 2002).

Uma das primeiras grandezas desenvolvidas foi a MSAD (Multi Slice Average Dose)

que é a grandeza dosimétrica que representa a dose média no corte central, relativa a uma

série de cortes tomográficos (SHOPE, 1981) e sua definição é dada pela Equação 4:

2

2

, )(1

d

d dN dzzDd

MSAD (4)

onde d é o incremento da mesa e DN,d(z) é a dose decorrente de N cortes em função da

posição.

A exposição média no corte central de uma série de cortes é equivalente à medida da

exposição multiplicada pela espessura de um único corte (C.kg−1

.cm), leitura dada pela

câmara de ionização tipo lápis dividida pelo incremento da mesa. Assim, é possível

determinar o MSAD realizando apenas um corte. A grandeza dosimétrica medida neste caso

foi denominada Índice de Dose em Tomografia Computadorizada (CTDI) e a simplicidade de

sua medição a transformou na grandeza dosimétrica mais difundida (JUCIUS et al., 1977).

A definição matemática do CTDI está descrita na Equação 5. A grandeza dosimétrica

CTDI refere-se a medidas dentro de um simulador de paciente, feito em acrílico, com a

contribuição da radiação espalhada ou no ar (CTDIar) (SHOPE, 1981; EC, 1997).

dzzD

hCTDI )(

1 (5)

onde D(z) é o valor da dose absorvida no simulador na posição z e h é a espessura nominal do

corte tomográfico.

36

Quando o equipamento realiza vários cortes simultaneamente, o CTDI é dado pela

Equação 6:

dzzD

hNCDTI )(

1 (6)

onde N é o número de cortes realizados simultaneamente.

A equivalência entre o CTDI e o MSAD só é válida para quando o incremento da

mesa e a espessura do corte tomográfico forem iguais (pitch igual a 1) (JUCIUS et al., 1977).

Nos demais casos, vale a Equação 7:

pitch

CTDIMSAD (7)

É possível encontrar variações nas definições dos limites de integração do CTDI. Por

exemplo, para o Food and Drug Administration (FDA) o intervalo de integração do CTDI

deve ser entre -7h e +7h, onde h é a espessura do corte, como mostra a Equação 8 (FDA,

1997).

h

hFDA dzzD

hCTDI

7

7)(

1 (8)

O intervalo de integração proposto pelo FDA dificulta um pouco as medições com a

câmara de ionização tipo lápis, pois ela tem o comprimento de medida fixo. Por exemplo,

para uma câmara de 10 cm, o valor do CTDIFDA só coincide com o valor medido para

espessura do corte igual a 7 mm. A forma convencional de se obter o CTDIFDA consiste em se

utilizar arranjos com dosímetros termoluminescentes. Mas é possível determinar o CTDIFDA

utilizando a câmara de ionização tipo lápis e uma ferramenta adicional, que pode ser uma

capa que limite o comprimento de exposição da câmara a 14 vezes a espessura do corte ou

pode ser um fator de conversão. Esse fator de conversão permite determinar o CTDIFDA a

partir da medida feita com a câmara de ionização tipo lápis, porém seu valor depende da

espessura do corte (KNOX et al., 1996).

Embora o CTDIFDA não seja uma grandeza fácil de ser medida, todos os fabricantes de

equipamentos de TC nos EUA são obrigados a fornecer informação sobre o perfil de dose do

37

equipamento baseado nesta grandeza (FDA, 1997). Em consequência, o CTDIFDA tornou-se

uma grandeza amplamente adotada nos trabalhos científicos também. Porém, publicações

recentes apontam uma tendência de simplificação do procedimento de medida. Pensando

nisto, foi proposto um novo índice de dose denominado CTDI100, mostrado na Equação 9

(NAGEL, 2000; LEITZ, 1995). Os limites de integração foram adequados ao comprimento da

câmara de CT, que é na maior parte dos casos de 100 mm.

mm

mmdzzD

hCTDI

50

50100 )(

1 (9)

A Tab. 1 mostra os fatores de conversão entre o CTDIFDA e CTDI100 para duas

posições de medidas no interior do simulador: no centro ou na periferia a 1 cm da superfície.

Tabela 1. Fatores de conversão entre as grandezas CTDI100 e CTDIFDA.

Espessura

do corte

(mm)

Simulador de Cabeça

CDTI100/CDTIFDA

Simulador de Abdômen

CDTI100/CDTIFDA

Periferia Centro Periferia Centro

10 1,1 1,1 1,1 1,0

5 1,2 1,3 1,2 1,4

3 1,3 1,6 1,3 1,9

2 1,5 2,0 1,5 2,6

1,5 1,6 2,2 1,6 2,9

1 - 3,1 - 3,9

Fonte: MDA, 1998; NAGEL, 2000.

Como já foi mencionado, o CTDI pode ser medido no interior de um objeto simulador

de paciente. Frequentemente são utilizados dois tipos de objetos simuladores: um menor, de

16 cm de diâmetro, para simular a cabeça, e outro maior, de 32 cm de diâmetro, para simular

o abdômen. Ambos os simuladores devem ser cilíndricos e feitos de PMMA, com densidade

de (1,19 ± 0,01) g/cm3. O simulador deve ter pelo menos 14 cm de comprimento e deve

permitir o posicionamento do dosímetro em pelo menos cinco posições: no centro e a 1 cm da

superfície em 4 posições (FDA, 1997).

No Brasil, a Portaria 453 do Ministério da Saúde (BRASIL, 1998) define os níveis de

referência em CT, que devem ser utilizados nacionalmente. Entretanto, a Portaria cita como

simuladores apropriados para medidas do CTDI dois simuladores de água: um simulador de

cabeça com 16 cm de diâmetro e um simulador de abdômen com 30 cm de diâmetro. Como os

38

simuladores fabricados comercialmente são de acrílico e o simulador de abdômen tem

normalmente 32 cm de diâmetro, as especificações da Portaria 453 dificultam muito as

medidas rotineiras de controle de qualidade (MAIA, 2005).

A partir da medida do CTDI100 em diversas posições, é possível calcular o CTDI

ponderado (CTDIW), dado pela Equação 10, para servir como indicador da dose média de um

único corte tomográfico (LEITZ et al., 1995):

pcW CTDICTDICTDI ,100,1003

2

3

1 (10)

onde CTDI100,c é o CTDI100 medido na posição central do simulador e CTDI100,p é a média dos

valores medidos nos quatro pontos da periferia do simulador, a 1 cm da superfície.

Uma nova grandeza dosimétrica tem sido adotada recentemente: o CTDIvol, dado pela

Equação 11 (MCNITT-GRAY, 2002). Enquanto o CTDIW faz uma média entre as doses num

mesmo plano (perpendicular ao eixo central do paciente), o CTDIvol considera também o eixo

de z.

pitch

CTDICTDI W

vol (11)

As grandezas até agora descritas funcionam bem para a determinação da dose

absorvida, mas não são adequadas para a estimativa do risco associado a um determinado

procedimento. Tanto o CTDI, em suas diferentes definições, quanto o MSAD não têm

alteração no seu valor numérico com o aumento do volume de varredura. O risco, entretanto,

aumenta e é por isso que é preciso estimar também o produto dose vezes comprimento (DLP)

que é definido pela Equação 12 (MCNITT-GRAY, 2002):

LCTDIDLP vol (12)

onde L é o comprimento total da varredura.

Estes descritores de CTDI são obviamente significantes para servir como um índice de

dose de radiação devido à varredura de CT e não são significantes para servir como uma exata

estimativa da dose de radiação recebida por um paciente. Embora as medições do objeto

simulador sejam destinadas a ser reflexo de um meio atenuador um pouco semelhante a um

39

paciente, ele não simula os diferentes tipos de tecidos e heterogeneidades de um paciente real.

(MCNITT-GRAY, 2002).

Com a crescente atenção que o radiodiagnóstico vem obtendo, a necessidade de uma

harmonização entre as grandezas adotadas tornou-se evidente. Por isso, a International

Atomic Energy Agency (IAEA) e a International Commission on Radiation Units and

Measurements (ICRU) formaram grupos de trabalhos para o desenvolvimento de códigos de

prática específicos para o radiodiagnóstico (PERNICKA et al., 2001).

A IAEA (2007) traz uma terminologia diferente da apresentada anteriormente. Além

disso, a adoção da grandeza kerma no ar é considerada preferível, pois é a grandeza na qual os

dosímetros são calibrados nos laboratórios padrões. Assim, o antigo CTDI100 (Equação 9) foi

substituído nesta norma pelo índice de kerma no ar livre no ar (Ca,100), que é dado pela

Equação 13:

50

50100, )(

1dzzK

TCa (13)

onde K(z) é o kerma no ar livre no ar, em função da posição e T é a espessura do corte.

Quando o equipamento realiza vários cortes simultaneamente, Ca,100 é dado pela

Equação 14:

50

50100, )(

1dzzK

NTCa (14)

onde N é o número de cortes realizados simultaneamente.

O antigo CTDIW (Equação 10) também foi substituído pelo índice de kerma no ar

ponderado (CW), que é dado pela Equação 15:

pPMMAcPMMAW CCC ,100,,100, 23

1 (15)

onde CPMMA,100,c é medido na posição central do objeto simulador e CPMMA,100,p é a média dos

valores medidos nos quatro pontos da periferia do mesmo simulador, a 1 cm da superfície.

40

O índice n é utilizado para designar quando o valor de Ca,100 ou o de CW for

normalizado para o produto do tempo de exposição por unidade da corrente do tubo, PIt,

assim:

It

a

an

It

W

WnP

CC

P

CC

100,

100,; (16)

O antigo CTDIvol (Equação 11) também foi substituído pelo CVOL, que é dado pela

Equação 17:

It

VOL

VOLn

W

WVOLP

CC

p

C

l

NTCC ; (17)

onde l é a distância percorrida pela mesa durante uma rotação helicoidal ou entre exames

consecutivos para uma série de varreduras axiais, PIt é a carga do tubo para uma única

varredura axial e p é o pitch para uma varredura helicoidal, dado pela Equação 18:

NT

lp (18)

O antigo DLP (Equação 12) também foi substituído pelo PKL,CT, que é dado pela

Equação 19:

j

ItjVOLnCTKL jjPlCP , (19)

onde o índice j representa cada série ou sequência de varreduras helicoidais formando parte

do exame.

41

3.6. Fatores que Influenciam a Dose de Radiação na TC

Em geral, existem alguns fatores que têm uma influência direta sobre a dose de

radiação, como: a característica do espectro do feixe de raios X (kV), corrente do tubo (mA),

tempo de rotação do tubo de raios X, a espessura do feixe, o comprimento de varredura, as

características do objeto, o pitch, técnicas de aquisição, a distância do tubo de raios X para o

isocentro, etc.

Existem alguns fatores que têm um efeito indireto na dose de radiação. Os fatores que

têm uma influência direta sobre a qualidade da imagem, não têm um efeito direto da dose de

radiação, por exemplo, o filtro de reconstrução. As escolhas desses parâmetros podem

influenciar um operador para alterar protocolos de aquisição de imagens para um dado

objetivo diagnóstico que podem mudar a dose no paciente (MCNITT-GRAY, 2007).

3.7. Técnicas de Medição

Para a determinação da energia depositada por unidade de massa (ou dose absorvida)

em um meio exposto a radiações ionizantes, utilizam-se as câmaras de ionização, a dosimetria

termoluminescente e os filmes radiocrômicos.

3.7.1. Câmara de Ionização

Os detectores de radiação a gás baseiam-se na medição da ionização gerada pela

passagem da radiação ionizante por um gás inerte. No caso das câmaras de ionização, o sinal

medido é resultado da coleta de todos os íons primários, gerados pela radiação incidente, a

partir da aplicação de uma diferença de potencial no gás. A câmara de ionização é o tipo mais

simples e mais comum de detector a gás (KNOLL, 1989; BOAG, 1987).

Existem dois tipos de câmaras de ionização: as câmaras de ar livre e as câmaras

cavitárias (ATTIX, 2004). As câmaras de ar livre são dosímetros absolutos, ou seja, que

obtêm a medida da dose absorvida no meio sem a necessidade de calibração do detector em

um campo padrão de radiação. Este tipo de câmara de ionização é utilizada como referência

para calibração dos demais tipos de câmaras. As câmaras de ar livre são normalmente

42

detectores grandes, uma vez que é necessário existir uma grande espessura de ar antes do

volume sensível da câmara, para garantir as condições de equilíbrio eletrônico. A condição de

equilíbrio eletrônico é alcançada quando existe uma compensação dos elétrons que saem do

volume sensível da câmara, sem depositar toda a sua energia, com os elétrons que entram com

as mesmas características dos que saíram (BOAG, 1987).

As câmaras cavitárias, por outro lado, são câmaras mais versáteis, e, por isso, mais

comuns. Elas são constituídas basicamente por uma parede que envolve uma cavidade

preenchida por um gás. As cargas geradas pela radiação incidente no gás são coletadas a partir

da aplicação de uma diferença de potencial entre os eletrodos. Em relação às câmaras de ar

livre, as câmaras cavitárias podem ser mais compactas, uma vez que a condição de equilíbrio

eletrônico é alcançada muito mais rapidamente quando o feixe atravessa um material sólido,

como o da parede da câmara. Além disso, as câmaras cavitárias podem ser feitas em diversas

formas e tamanhos, adequando-se a várias finalidades. As formas mais comuns são as

esféricas, cilíndricas e de placas paralelas. A determinação da dose absorvida neste tipo de

câmara, entretanto, depende de uma prévia calibração comparando com um dosímetro padrão

(ATTIX, 2004).

As câmaras de ionização podem ser seladas ou não seladas. Para as câmaras não

seladas, ou abertas, é necessário corrigir a leitura da câmara para as condições ambientais de

calibração, uma vez que a resposta da câmara depende da densidade do gás e esta densidade

varia com as condições de pressão, temperatura e umidade. A correção para a pressão e a

temperatura é dada pela Equação 20, e a umidade deve ser mantida dentro do intervalo

sugerido pelo fabricante de cada câmara (ATTIX, 2004).

)15,273(

)15,273(,

c

c

pTT

T

p

pf

(20)

onde pc é a pressão de referência, normalmente 101,325 kPa, Tc é a temperatura de referência,

normalmente 20˚C, e T e p são, respectivamente, a temperatura e a pressão durante a medição.

A leitura da câmara de ionização é diretamente proporcional à quantidade de íons

coletados. Portanto, é necessário garantir que não exista migração de cargas entre os

eletrodos, sobreestimando a medida, e que a perda de cargas por recombinação seja

minimizada. Para isolar os dois eletrodos, são utilizados materiais isolantes apropriados e

anéis de guarda. Os anéis de guarda são mantidos na mesma tensão do eletrodo coletor,

servindo como um canal para onde a corrente de fuga é direcionada. A corrente de ionização

43

medida é, na maioria das vezes, muito pequena, da ordem de 10−12

A ou até menor, e,

portanto, o controle da corrente de fuga deve ser bastante rigoroso. Os anéis de guarda servem

também para definir o volume sensível da câmara (KNOLL, 1989; BOAG, 1987; ATTIX,

2004).

A carga coletada pelo eletrodo coletor é normalmente menor do que a carga primária

gerada pela radiação incidente devido à recombinação de íons que ocorre no gás. Esta

recombinação diminui com o aumento da tensão aplicada, tendendo a uma saturação.

Entretanto, não é possível aumentar a tensão indefinidamente sem que comece a haver

processos de multiplicação iônica ou que comece a haver migração de cargas entre os

eletrodos devido à queda da eficiência dos isolantes (KNOLL, 1989; ATTIX, 2004).

Na prática dosimétrica com câmaras de ionização, é importante avaliar três efeitos

principalmente: o efeito da corrente de fuga, o efeito da polaridade e o efeito da saturação.

Estes efeitos são os que mais influem na exatidão das medidas e podem ser estimados por

testes relativamente simples. Quando necessário, fatores de correção devem ser aplicados às

medidas para compensar desvios causados por quaisquer destes efeitos (MAIA, 2005).

Existem muitos tipos de câmaras de ionização fabricadas comercialmente e cabe ao

usuário definir qual a mais adequada para a sua necessidade. Muitos fatores podem ser

considerados neste processo de escolha, como, por exemplo, a taxa de kerma no ar e a faixa

de energia às quais o dosímetro vai ser rotineiramente submetido. Em radiodiagnóstico, o tipo

de câmara de ionização mais comum é a de placas paralelas, mas também existem modelos

especiais projetados para atender a determinadas finalidades, como é o caso das câmaras de

ionização utilizadas em TC (SUNDE, 1992; DEWERD et al., 1999).

A câmara de ionização utilizada para dosimetria em TC é uma câmara cilíndrica não

selada de comprimento sensível entre 10 e 15 cm, denominada câmara de ionização tipo lápis.

Um esquema deste tipo de câmara está mostrado na Fig. 13.

Figura 13. Câmara de ionização tipo lápis. Fonte: Adaptado de SUZUKI et al., 1978.

44

Uma das características típicas desta câmara é que ela apresenta uma resposta

uniforme a radiações incidentes em todos os ângulos ao redor do seu eixo. Portanto, ela é

adequada para utilização em equipamentos onde o tubo de raios X rotaciona, como no caso

dos aparelhos de TC. A leitura geralmente apresentada por este tipo de câmara é em unidades

de dose vezes o comprimento (mGy.cm). As câmaras de TC são especialmente projetadas

para serem utilizadas dentro dos simuladores dosimétricos. Os simuladores são utilizados para

representar mais fielmente a situação clínica e, portanto, as câmaras sofrem influência tanto

da radiação proveniente do feixe primário como da radiação espalhada no simulador (MAIA,

2005).

3.7.2. Dosimetria Termoluminescente

A termoluminescência (TL) é a emissão de luz por um isolante ou semicondutor,

termicamente estimulado após a absorção de energia da radiação a que este material foi

exposto, passando de um estado de equilíbrio para um metaestável. O processo

termoluminescente envolve dois estágios: o primeiro, o material é exposto à radiação (em

uma determinada temperatura) e armazena a energia proveniente desta; o segundo, o material

é aquecido e a energia armazenada é liberada em forma de luz (SQUAIR, 2008).

O processo físico da termoluminescência emprega o conceito de bandas dos sólidos

com relação aos seus níveis eletrônicos de energia. Quando um cristal termoluminescente é

exposto à radiação ionizante, esta fornece energia aos seus elétrons no estado fundamental na

banda de valência, de tal modo que eles se tornam capazes de passar para a banda de

condução. Caso esta energia seja superior à energia de ligação do elétron, provoca-se uma

lacuna na banda de valência. O elétron e a lacuna movem-se então através do cristal até que

ocorram recombinações ou a sua captura em estados metaestáveis de energia, normalmente

denominados de armadilhas e localizados na banda proibida (Fig. 14) (SQUAIR, 2008).

45

Figura 14. Processo físico da termoluminescência. Fonte: SQUAIR, 2008.

Estas armadilhas estão associadas a impurezas ou imperfeições da rede cristalina que

criam poços de potencial locais. Quando aquecidos, os elétrons adquirem energia térmica

suficiente para migrar livremente pelo cristal até serem capturados novamente por armadilhas

ou recombinados com portadores opostos. Se a recombinação ocorre com a emissão de luz,

uma curva de emissão TL pode ser observada. A curva de emissão TL de um material

representa a luz emitida pelo cristal como função da temperatura ou do tempo de aquecimento

(Fig. 15), consistindo em geral de vários picos, sendo que cada um deles está associado a um

tipo de armadilha e recombinação (SQUAIR, 2008).

Figura 15. Curva de emissão TL do detector de LIF:Mg,Ti. Fonte: SQUAIR, 2008.

46

Da dose absorvida pelo fósforo TL, somente uma pequena parte da energia depositada

é emitida como luz quando a substância é aquecida. Para o LiF:Mg,Ti (TLD-100), por

exemplo, é estimada uma perda de 99,96% da energia depositada pela radiação ionizante

(ATTIX, 2004).

Vários tipos de materiais termoluminescentes estão disponíveis para muitos tipos de

aplicação como: dosimetria pessoal de corpo inteiro, dosimetria pessoal de extremidade,

monitoração ambiental, dosimetria de altas doses e TC. Pode-se citar: o fluoreto de lítio (LiF),

o borato de lítio (Li2B4O7), o fluoreto de cálcio (CaF2), o óxido de berílio (BeO) e o óxido de

alumínio (Al2O3). O LiF é o mais comumente utilizado devido ao número atômico efetivo

baixo (Z=8,2), ligeiramente maior que o do tecido ou do ar (SQUAIR, 2008).

Aos fósforos são adicionados ativadores ou dopantes que aumentam a sensibilidade e a

capacidade do cristal em criar níveis intermediários de energia, responsáveis pela retenção de

parte da energia depositada pela radiação. Como exemplos têm-se o magnésio e titânio como

ativadores do fluoreto de lítio (LiF:Mg,Ti) e o disprósio para o sulfato de cálcio (CaSO4:Dy)

(HARSHAW-BICRON, 1998).

De modo geral, um TL deve possuir as seguintes características: elevada eficiência na

emissão de luz; estabilidade com variações na temperatura e condições de utilização; espectro

de emissão TL na faixa de sensibilidade do instrumento de leitura; boa reprodutibilidade; não

toxidez; baixo custo; resposta linear no intervalo de interesse (SQUAIR, 2008).

Para a reutilização confiável dos detectores TL, dependendo do material, é necessário

o uso de procedimentos para tratar termicamente os detectores. Esse tratamento térmico

possui duas etapas: recozimento ou tratamento térmico propriamente dito e pré-leitura

(SQUAIR, 2008).

O tratamento térmico é utilizado com o objetivo de restabelecer o equilíbrio

termodinâmico no material antes da irradiação, garantindo que todas as armadilhas sejam

recombinadas, estando completamente limpo (zerado) antes da exposição.

O tratamento de pré-leitura é utilizado com o objetivo de retirar intencionalmente as

armadilhas pouco estáveis (rasas) à temperatura ambiente antes da leitura TL, garantindo o

resultado correto da dose. Este tratamento é de grande importância para redução do efeito de

desvanecimento.

O desvanecimento ou fading é o processo onde ocorre a perda não intencional da

informação latente, ou seja, sua resposta. O desvanecimento pode ter várias causas, sendo a

principal, a variação térmica do dosímetro. No desvanecimento térmico, as armadilhas mais

47

rasas desvanecerão mais rapidamente que as mais profundas devido à maior probabilidade de

transição (WEINSTEIN et al., 2003).

Os leitores de sinal dos detectores TL podem ser manuais ou automáticos, sendo que

ambos possuem três partes básicas (Fig. 16): sistema de aquecimento, de detecção da luz e o

eletrônico (SQUAIR, 2008).

O sistema de aquecimento consiste em fornecer energia térmica ao detector TL para

que ocorra a recombinação do elétron na camada de valência emitindo luz visível. Este

processo de aquecimento pode ser através de resistência elétrica ao por fluxo de gás inerte

aquecido.

O sistema de detecção da luz para captação do sinal TL emitido pelo detector é

constituído por lentes que direcionam o feixe de luz a tubos fotomultiplicadores, gerando o

sinal elétrico com intensidade proporcional à emissão de luz.

O sistema eletrônico consiste na amplificação e coleta do sinal elétrico obtendo o

resultado da leitura em carga elétrica e o sistema mecânico para a obtenção da vedação de

todo o sistema contra a possível entrada de luz e obtenção de ambiente inerte (gás inerte) no

sistema de detecção TL.

Figura 16. Sistema da leitora de dosímetros TL. Fonte: SQUAIR, 2008.

48

3.7.3. Filme Radiocrômico

Os materiais radiocrômicos podem ser encontrados sob diversas formas e a mais

comum é a de filmes, que são películas compostas por polímeros com um aditivo sensível à

radiação ionizante. Podem ser feitos de nylon, polivinil, poliestireno e outros tipos de

compostos poliméricos com uma porcentagem, em massa, de corante cromóforo cuja cor é

intensificada pela radiação. Estes filmes são produzidos numa infinidade de espessuras

variando desde alguns micrometros até três milímetros (SILVA, 2000).

Os filmes radiocrômicos são usados como dosímetros de rotina e devem ser calibrados

no mínimo uma vez por semestre. O mesmo filme pode ser usado previamente em

procedimentos como a validação do processo de irradiação, mapeamento de doses e

licenciamento, se o intervalo de doses ao qual o dosímetro é capaz de responder for

suficientemente amplo e se a leitura da dose for suficientemente exata e precisa (SILVA,

2000).

A identificação da irradiação de um filme pode ser feita por espectrofotômetro,

scanner ou densitômetro. Reações radiocrômicas por definição correspondem à coloração

direta de um meio devido à absorção de radiação ionizante da substância radiosensível

misturada ou depositada na película, e não pelo aumento da concentração do cromóforo.

As mudanças de coloração dos filmes radiocrômicos não exigem um processamento

químico e indica a exposição à radiação. A formação da imagem ocorre através de um

processo de polimerização em que a energia é transferida de um fóton ou partícula energética

à parte receptiva da molécula do filme, iniciando a formação de cor através de alterações

químicas (AAPM, 1998).

Alguns tipos de filmes radiocrômicos, antes da irradiação, possuem uma determinada

cor e consiste de uma fina dispersão microcristalina ativa revestida em uma base flexível de

poliéster. Outros filmes consistem em duas camadas de sensores dispersos revestidos em

ambos os lados de uma base de poliéster, como por exemplo, o filme radiocrômico

GAFCHROMIC XR-CT (Fig. 17). A película laranja responde à luz ultravioleta e radiação

ionizante, tornando-se alguns tons mais escuros. A mudança de cor é obtida diretamente sem

tratamento térmico, ótico ou químico. A imagem original é estável a temperaturas até cerca de

60°C, acima do qual a cor da imagem muda abruptamente (AAPM, 1998).

49

Figura 17. Composição do filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-CT.

O filme GAFCHROMIC XR-CT é composto por uma dupla camada de poliéster de

revestimento altamente uniforme, sendo que uma dessas camadas é transparente e sensível às

radiações ionizantes, enquanto a outra é radiopaca. Este filme ainda possui duas camadas

superficiais de 5 μm e duas camadas ativas de 25 μm.

A camada radiosensível no filme GAFCHROMIC XR-CT contém microcristais de um

monômero sensível a radiação e uniformemente disperso em uma capa gelatinosa, que sofre

polimerização parcial quando irradiado, de tal forma que a cor do polímero altera-se

progressivamente com o aumento da dose. A modificação das cores dos filmes radiocrômicos

geralmente é medida em uma banda espectral estreita de comprimento de onda com um

espectrofotômetro ou um densitômetro (AAPM, 1998). Essas medições são expressas em

termos do aumento da absorbância (A), ou seja, densidade óptica e transmitância (T) da luz,

de acordo com a Equação 21:

TA 10log (21)

Também foi observado que o maior aumento da absorbância ocorre em altas

temperaturas de armazenamento, perto de 40°C. Tal efeito pode exigir atenção nas condições

de armazenamento. As respostas dos filmes radiocrômicos geralmente são influenciadas por

temperatura e umidade relativa e, em alguns casos, a luz ambiente e gases. Como a condição

de calibração pode ser diferente das condições de uso na prática, as variações de resposta

devem ser determinadas e corrigidas (AAPM, 1998).

50

O filme GAFCHROMIC XR-CT foi projetado para a medição da dose absorvida de

fótons de baixa energia e possui uma alta sensibilidade à radiação. Observa-se um aumento de

sensibilidade entre 20 e 200 kV, porém a faixa indicada para medições e testes é entre 80 e

140 kV. Este tipo de filme ainda responde numa faixa de dose entre 1 e 500 mGy, produz uma

densidade ótica instantânea e é altamente econômico e confiável.

51

4. METODOLOGIA E INFRA-ESTRUTURA

4.1. Amostra

A amostragem foi realizada em cinco modernos aparelhos helicoidais multicorte de

TC (Tab. 2) pertencentes a estabelecimentos de assistência à saúde com serviço de

radiodiagnóstico, dentre hospitais e clínicas especializadas, que dispõem de sistema de

tomografia computadorizada.

Tabela 2. Tomógrafos dos estabelecimentos de assistência à saúde.

Tomógrafos Fabricante Modelo

T1 Philips Brilliance

T2 GE Bright Speed

T3 Philips Brilliance

T4 GE Light Speed

T5 GE Bright Speed

4.2. Materiais

Foi utilizada a infra-estrutura do Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear

(CDTN/CNEN), composta por equipamentos e pessoas especializadas. No Laboratório de

Calibração de Dosímetros foram utilizados os irradiadores gama e de raios X e equipamentos

auxiliares diversos, como termômetros, barômetros, computadores, etc. No Laboratório de

Dosimetria Termoluminescente foram utilizadas as leitoras termoluminescentes, detectores

diversos, sala de fornos, etc. Especificamente para este trabalho, foram utilizados os seguintes

instrumentos:

Câmara de ionização tipo lápis, Radcal Corporation, modelo: 10X5-3CT, nº 8171;

Câmara de ionização, Radcal Corporation, modelo: RC6, nº 16951;

Eletrômetro, Radcal Corporation, modelo: 9060, nº 99-0407;

Controladora, Radcal Corporation, modelo: 9015, nº 91-0288;

Eletrômetro, Keithley, modelo: 6517ª, nº 0972953;

Simulador de tronco de PMMA;

Máquina de raios X Seifert-Pantak;

52

Dosímetros termoluminescentes Harshaw de LiF:Mg,Ti (TL100) tipo bastão;

Filmes Radiocrômicos GAFCHROMIC XR-CT;

Software Image J® para tratamento das imagens;

Scanner Microtek 9800 XL;

Forno automatizado PTW Freiburg, modelo: TLD O;

Leitora termoluminescente Harshaw, Thermo Electron Corporation, modelo: 4500;

Software WinRems®;

Fonte de radiação beta (90

Sr/90

Y) de 33 MBq, modelo: PTW8921;

Irradiador de 137

Cs;

4.3. Metodologia

Foi feito um levantamento prévio dos tomógrafos do parque da região metropolitana

de Belo Horizonte através do banco de dados do CDTN/CNEN e a comparação destes

resultados com os dados do Ministério da Saúde (MINISTÉRIO DA SAÚDE, 2010). Para a

medição do perfil de dose e o cálculo da MSAD, foram utilizados cinco aparelhos helicoidais

multicorte de TC com dosímetros termoluminescentes do tipo bastão de fluoreto de lítio

distribuídos em cilindros posicionados nas regiões periférica e central de um objeto simulador

de tórax de PMMA. Foi realizado um estudo com filmes radiocrômicos substituindo os

dosímetros TL para a medição do perfil de dose no tomógrafo T2. Através de procedimentos

que são adotados internacionalmente, também foi realizado no tomógrafo T2 um estudo com

câmara de ionização tipo lápis, modelo 10X5-3CT, para a medição das grandezas específicas

para TC. Os resultados de MSAD obtidos com as três diferentes técnicas foram comparados

com o NRD de 25 mGy estabelecido pela legislação brasileira para o abdômen.

4.3.1. Levantamento dos Tomógrafos

Foi feito o levantamento prévio dos tomógrafos a fim de conhecer onde estão os

diversos aparelhos de diferentes fabricantes no parque da região metropolitana de Belo

Horizonte. Para isso, foi utilizado um banco de dados do CDTN/CNEN que possui todos os

relatórios entre os anos de 2005 e 2009 dos cadastrados pela Vigilância Sanitária de Minas

53

Gerais, ou seja, dos profissionais capacitados para a realização dos testes de qualidade. Com

este arquivo, foi possível determinar a quantidade de tomógrafos inspecionados entre estes

anos, assim como as respectivas marcas e também os protocolos utilizados em cada ocasião.

A fim de fazer uma comparação com os resultados encontrados no banco de dados do

CDTN/CNEN e obter dados mais atuais, foi utilizado dados do Ministério da Saúde

(MINISTÉRIO DA SAÚDE, 2010).

4.3.2. Seleção dos Dosímetros TL

A fim de demonstrar a confiabilidade metrológica, foram analisados os parâmetros de

qualidade do sistema de dosimetria termoluminescente, composto por leitora Harshaw,

fabricante Thermo Electron Corporation, modelo 4500 (Fig. 18) e dosímetros TL Harshaw de

LiF:Mg,Ti (TL100) tipo bastão com 1 mm de diâmetro e 6 mm de comprimento,

desvanecimento à 25˚C de 5% em 1 ano, linearidade em 60

Co de 10-4

a 100 Gy, limite de

utilização de 103 Gy e saturação de 5 x 10

3 Gy (Fig. 19).

Figura 18. Leitora termoluminescente Harshaw, Thermo Electron Corporation, modelo: 4500.

Figura 19. Dosímetros termoluminescentes de LiF:Mg,Ti (TL100) tipo bastão.

54

Dois lotes de dosímetros TL foram submetidos a uma seleção visual, teste de

reprodutibilidade para assegurar uma mesma resposta para certa faixa de dose durante

utilizações sucessivas e teste de homogeneidade para garantir a uniformidade de sensibilidade

dentro de um mesmo lote.

A seleção visual foi feita através de uma lupa, retirando os dosímetros TL que

apresentaram algum dano, e, dessa forma, foram escolhidos os lotes dos dosímetros TL.

A homogeneidade e reprodutibilidade foram feitas submetendo os lotes a um ciclo que

consistia em:

a) Tratamento térmico, também chamado de limpeza ou annealing de 400ºC por 1h e

100ºC por 2h, feito no forno automatizado (Fig. 20).

b) Irradiação de 5 mGy de kerma no ar no irradiador de 137

Cs, posicionados a 1,5 m da

fonte de irradiação nas condições de equilíbrio eletrônico (Fig. 21).

c) Pré-Leitura de 100ºC por 10 min, feita também no mesmo forno automatizado.

d) Leitura do sinal emitido pelos dosímetros TL feita na leitora Harshaw, durante o

aquecimento de 50ºC a 260ºC em uma taxa de 10ºC.s-1

.

Figura 20. Forno automatizado Freiburg.

Figura 21. Posicionamento dos dosímetros TL no irradiador de 137

Cs.

55

Este ciclo foi repetido 10 vezes a fim de obter a homogeneidade e a reprodutibilidade

do lote. O fator de homogeneidade do lote, H, é recomendado pelo Comite de Avaliação de

Serviços de Monitoração Individual Externa (CASMIE, 1995) através da Equação 22:

%30100)(

(%)

MIN

MINMÁX

L

LLH (22)

onde MÀXL e MINL são a maior e a menor média das leituras, em nC, dos dosímetros TL.

O fator de homogeneidade do lote, ν, é recomendado pela International

Standartization Organization (ISO, 1997) através da Equação 23:

%15100 L

sv (23)

onde s é o desvio padrão e L é a média das leituras, em nC, obtidas no lote.

A reprodutibilidade dos dosímetros TL foi obtida a partir da Equação 24:

100)(

(%)

L

IsR S (24)

onde s é o desvio padrão das 10 leituras e IS é o intervalo de confiança de 95%.

O requisito de desempenho dos dosímetros TL quanto à reprodutibilidade

recomendado pela ISO (1997) é de 7,5% e pelo CASMIE (1995) é de 10%.

4.3.3. Calibração dos Dosímetros TL

A calibração dos dosímetros TL foi feita na faixa de energia de interesse, dada pelas

radiações de referência para tomografia implantadas no Laboratório de Calibração do

CDTN/CNEN, identificadas por RQT8, RQT9 e RQT10. Foram escolhidos 25 dosímetros no

total, sendo que cinco para medir a radiação de fundo, cinco para controle que foram

irradiados no irradiador de 137

Cs, e três grupos de cinco para a calibração nas RQT8, RQT9 e

RQT10, respectivamente.

56

A taxa de kerma no ar foi determinada para cada condição por meio da câmara de

ionização Radcal Corporation, modelo RC6, calibrada no Laboratório Nacional de Metrologia

das Radiações Ionizantes (LNMRI), posicionada a 100 cm da fonte de raios X (Fig. 22).

(a) (b)

Figura 22. Posicionamento da câmara de ionização Radcal Corporation, modelo: RC6: (a) vista lateral e (b) vista

frontal.

O cálculo da taxa de kerma em mGy.s-1

, K , foi feito utilizando a Equação 25:

kNt

LK (25)

onde L é a média das leituras em nC obtidas no eletrômetro Keithley, t é o tempo de

integração no eletrômetro de cada leitura em segundos e Nk é o coeficiente de calibração em

mGy.nC-1

da câmara de ionização para cada radiação de referência.

Em seguida, no lugar da câmara, foram posicionados os dosímetros TL inseridos

verticalmente em um pedaço de isopor (Fig. 23) para que a calibração fosse realizada livre no

ar, com 5 mGy de kerma no ar.

57

(a) (b)

Figura 23. Posicionamento dos dosímetros TL durante a calibração nas RQT: (a) vista frontal e (b) em destaque.

As radiações de referência são identificadas pelas diferentes tensões (kV), pelas

diferentes correntes (mA) e pelas determinadas espessuras de filtros (alumínio e cobre)

utilizadas. Na Fig. 24, está em destaque o local onde foi inserida a filtragem adicional.

Figura 24. Local onde são inseridos os filtros de alumínio e cobre.

A tensão, a carga, a espessura de alumínio e de cobre utilizada em cada radiação de

referência, assim como as respectivas camadas semi-redutoras (CSR) estão especificadas na

Tab. 3.

Tabela 3. Parâmetros utilizados na calibração dos dosímetros TL nas diferentes RQT.

Radiação de

Referência

Tensão

(kV)

Corrente

(mA)

Filtros (mm) CSR

(mmAl) Al Cu

RQT8 100 10 3,1 0,189 6,9

RQT9 120 10 3,5 0,211 8,4

RQT10 150 10 3,8 0,245 10,1

58

Os cincos dosímetros TL utilizados para medir a radiação de fundo foram

posicionados do lado de fora da sala onde foi realizado o experimento de calibração dos

dosímetros nas RQT. Já os outros cinco dosímetros restantes, utilizados como controle, foram

irradiados na fonte de 137

Cs com 5 mGy de kerma no ar.

O cálculo do coeficiente de calibração dos dosímetros TL em µGy.nC-1

, Nk, foi feito

utilizando a Equação 26:

L

KN k (26)

onde K é kerma no ar com que os dosímetros TL foram irradiados.

4.3.4. Calibração dos Filmes Radiocrômicos

Com a finalidade de realizar algumas comparações, principalmente com os resultados

obtidos com a câmara de ionização tipo lápis, foram posicionadas tiras de filmes

radiocrômicos cortados (Fig. 25) dentro da capa da câmara tipo lápis (Fig. 26). Os filmes

GAFCHROMIC XR-CT são comercializados com 12 cm de comprimento por 1,75 cm de

largura, porém, eles foram cortados na metade no sentido longitudinal com o objetivo de

economizar o produto. A calibração de tons de cinza em relação à kerma no ar foi feita

inserindo a capa da câmara de ionização contendo as tiras dos filmes dentro do objeto

simulador. Foi utilizado o tomógrafo T2 fabricado pela GE, modelo Bright Speed, no

protocolo de tórax utilizado pelo hospital, com uma tensão de 120 kV, quatro cortes de 3,75

mm de espessura cada, 242,4 mA.s. Da mesma maneira que são realizados os testes utilizando

a câmara de ionização tipo lápis, também foi feita a irradiação de uma fatia no centro do

simulador, ou seja, na região que estaria o volume sensível da câmara lápis para o registro dos

filmes. Em seguida, a capa da câmara foi alterada de posição com substituição da tira de filme

radiocrômico inserida. Este procedimento foi repetido nos cinco orifícios do objeto simulador

de PMMA para tronco (centro, norte, sul, leste e oeste), perfazendo o total de 5 irradiações.

Uma tira do filme radiocrômico foi posicionada na sala de controle do tomógrafo para o

registro da radiação de fundo.

59

Figura 25. Filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-CT cortado ao meio (à esquerda) e inteiro (à direita).

Figura 26. Posicionamento das tiras de filmes radiocrômicos na capa da câmara de ionização.

Todos os resultados com os filmes radiocrômicos foram obtidos após a digitalização

das tiras em um modo RBG (Red, Blue and Green) com o scanner Microtek 9800 XL (Fig.

27). Com o auxílio do software Image J®, a imagem foi separada nos três canais de cor, sendo

escolhida a região do vermelho a fim de obter uma melhor resposta. Antes da análise do filme

obtida através do scanner, foi necessária uma inversão das cores da sua imagem (Fig. 28) para

obter um correto perfil (em escala de tons de cinza) através da seleção da área de interesse no

filme. Se a inversão não fosse feita, o perfil de dose apareceria invertido. Foi feita a integral

deste perfil de dose obtido para cada posição (centro, norte, sul, leste e oeste) a fim de

comparar com os valores obtidos com a câmara de ionização. Para obter um único coeficiente

de calibração (mGy.tons de cinza-1

) foi feita a média ponderada dos valores de todas as

posições, visto que a dose medida no centro é, aproximadamente, a metade do valor das

demais.

60

Figura 27. Scanner Microtek 9800 XL.

Figura 28. Inversão das cores da imagem das tiras dos filmes radiocrômicos.

4.3.5. Controle de Qualidade da Câmara de Ionização

Foram analisados os parâmetros de qualidade da câmara de ionização tipo lápis,

modelo 10X5-3CT (Fig. 29), que foi utilizada para trabalhos em campo, através dos testes de

repetibilidade, reprodutibilidade e corrente de fuga. Nestes testes, foi utilizada a fonte de

radiação beta de 90

Sr/90

Y (Fig. 30), o conjunto com eletrômetro, modelo 9060 e controladora,

modelo 9015 e o posicionador de acrílico.

61

Figura 29. Câmara de ionização tipo lápis da Radcal Corporation, modelo: 10X5-3CT, nº 8171.

Figura 30. Fonte de radiação beta de 90

Sr/90

Y.

A câmara tipo lápis foi inserida no acrílico posicionador e conectada ao conjunto com

eletrômetro e controladora (Fig. 31). A fonte de radiação beta foi usada como fonte de

radiação para a realização destes testes.

Figura 31. Posicionamento dos materiais para o teste de repetibilidade e reprodutibilidade da câmara de

ionização tipo lápis.

62

No teste da corrente de fuga, a fonte de radiação beta foi posicionada no acrílico até

atingir um valor próximo ao de 500 μGy (valor de referência adotado em todos os testes

realizados). Após aproximadamente 15 minutos sem a fonte, o valor obtido pelo eletrômetro

foi anotado.

Nos testes de reprodutibilidade e repetibilidade, foi avaliada a corrente de referência.

Novamente a fonte de irradiação beta foi inserida no acrílico e a cada 20 segundos

aproximadamente, o valor lido no eletrômetro foi anotado. Este mesmo procedimento foi

refeito mais nove vezes, perfazendo um total de dez medidas. Os valores de temperatura

utilizada pelo eletrômetro e a pressão ambiente também foram anotados e corrigidos em

ambos os experimentos.

4.3.6. Calibração da Câmara de Ionização

Além dos parâmetros de controle de qualidade do conjunto composto pelo eletrômetro,

controladora e câmara de ionização, foi feita a calibração destes no IPEN (Instituto de

Pesquisas Energéticas e Nucleares) localizado na cidade de São Paulo. A calibração foi feita

nas radiações de referência RQT8, RQT9 e RQT10 (Tab. 3).

A câmara de ionização foi posicionada horizontalmente a 100 cm de distância em

relação ao tubo de raios X (Fig. 32a). A câmara monitora, pertencente ao IPEN, foi calibrada

pelo Laboratório Primário de Radiações Ionizantes da Alemanha (PTB) e já estava

posicionada (Fig. 32b).

(a) (b)

Figura 32. Posicionamento: (a) da câmara de ionização Radcal Corporation e (b) da câmara monitora.

63

Foi utilizado o colimador com uma abertura de 80 x 30 mm, posicionado a 5 cm da

câmara de ionização (Fig. 33).

(a) (b)

Figura 33. Posicionamento: (a) do colimador e (b) em destaque.

A cada 30 s, foram anotados os valores medidos (mGy), temperatura (ºC), pressão

(kPa) e carga da monitora (nC), perfazendo um total de cinco medidas de cada valor. A média

de todos os valores foi determinada para obter o fator de temperatura e pressão e o valor

corrigido das leituras. O cálculo do coeficiente de calibração em mGy.cm.(u.e.)-1

, QPKLN , , foi

feito utilizando a Equação 27:

a

rQP

Md

KwdN

KL, (27)

onde K é o kerma no ar obtido pela câmara padrão do IPEN (Gy.min-1

), w é o tamanho

sensível da câmara, dr é a distância entre câmara de ionização e o tubo de raios X, M é o valor

corrigido das leituras (u.e.) e da é a distância entre o colimador e o tubo de raios X.

4.3.7. Medida dos Perfis de Dose em Varredura de Tórax

Foram realizadas medidas experimentais nos cinco aparelhos de TC (Tab. 2) com

objetos simuladores e dosímetros TL para a estimativa da MSAD e, principalmente, para a

observação dos perfis de dose gerados pelos tomógrafos na aquisição de imagens com um

64

mesmo objetivo diagnóstico, ou seja, varredura para o diagnóstico de pulmões. Todas as

medidas experimentais de dose foram obtidas utilizando um objeto simulador de PMMA para

tronco com 32 cm de diâmetro e 15 cm de comprimento. Este simulador possui cinco orifícios

paralelos em profundidade para inserir os cilindros contendo os dosímetros TL. Os orifícios se

encontram um ao centro e os demais na periferia do objeto (Fig. 34).

Figura 34. Objeto simulador de tronco, com cinco orifícios para medidas.

Dosímetros TL foram dispostos a cada 10 mm ao longo dos cilindros de PMMA,

sendo que dois dosímetros foram dispostos a 2 mm do centro. A dimensão dos cilindros de

PMMA e o posicionamento dos dosímetros TL que serão inseridos nele são mostrados na Fig.

35.

Figura 35. Posicionamento dos dosímetros nos cilindros de PMMA.

O simulador de tronco, com dosímetros TL inseridos, foi posicionado, com a ajuda de

lasers, no isocentro do tomógrafo (Fig. 36). Foi feito um topograma (“scout”) a fim de

conferir o posicionamento do simulador e demarcar a região da varredura a ser realizada.

65

Figura 36. Posicionamento do objeto simulador de tronco no isocentro do tomógrafo.

Utilizando o protocolo para o diagnóstico de pulmões, foi feita a varredura do objeto.

A imagem, em filme, da varredura feita é mostrada na Fig. 37.

Figura 37. Filme mostrando a irradiação do objeto simulador contendo os cilindros carregados com os

dosímetros TL.

Após a realização deste primeiro teste, todos os cilindros com os dosímetros foram

retirados e guardados para uma posterior leitura em laboratório. Foi utilizado um fator de

conversão Ar-PMMA de 1,0682 que foi encontrado dividindo o (µ/ρ) do PMMA (1,5485

cm2.g

-1) pelo o do ar (1,4485 cm

2.g

-1) (NIST, 2010). Tal fator foi utilizado visto que os

dosímetros TL foram calibrados livres no ar, enquanto os testes foram realizados com eles

inseridos no objeto simulador. Foi calculado o valor de MSAD a partir da integral da curva

obtida através das leituras dos dosímetros TL inseridos na região central do objeto simulador

e os respectivos limites de integração.

66

No segundo teste, foi feito um estudo no tomógrafo T2 inserindo outros cilindros sem

dosímetros em quatro dos cinco orifícios que o objeto simulador possui. A câmara de

ionização tipo lápis foi posicionada no orifício restante para a estimativa das grandezas

dosimétricas utilizadas em radiodiagnóstico (Fig. 38).

Figura 38. Câmara de ionização tipo lápis inserida em um dos orifícios do objeto simulador de PMMA.

Foi feito um corte no centro do volume sensível da câmara lápis. No total foram feitas

três irradiações. Os resultados foram lidos na controladora do eletrômetro Radcal Corporation

9060, anotados e calculado a média e o desvio padrões deles. Em seguida, a câmara de

ionização foi alterada de posição. Este procedimento foi repetido até que os cinco orifícios do

objeto simulador (centro, norte, sul, leste e oeste) tivessem abrigado a câmara, perfazendo o

total de 15 irradiações. As cinco diferentes posições que a câmara de ionização (ponto preto

na imagem do objeto simulador) foi inserida são apresentadas na Fig. 39.

Figura 39. Posicionamento da câmara de ionização tipo lápis nos cinco pontos de medição.

67

No último teste, foi realizado um estudo no tomógrafo T2 com tiras dos filmes

radiocrômicos posicionadas dentro de cinco novos cilindros de PMMA cortados ao meio no

eixo longitudinal (Fig. 40). Estes cilindros foram inseridos nos cinco orifícios do objeto

simulador para o cálculo da MSAD e, principalmente, para a observação dos perfis de dose.

Foi feita a varredura do objeto utilizando o protocolo para varredura de tórax. Foi calculado o

valor de MSAD a partir das leituras obtidas dos filmes radiocrômicos inseridos na região

central do objeto simulador.

Figura 40. Posicionamento das tiras de filmes radiocrômicos nos cilindros de PMMA.

68

5. RESULTADOS E DISCUSSÕES

5.1. Levantamento dos Tomógrafos

As cinco tabelas apresentadas no apêndice A são os resultados do levantamento feito

dos tomógrafos da região metropolitana de Belo Horizonte através do banco de dados do

CDTN/CNEN. Dessa forma, foi possível saber, além da localização dos tomógrafos, suas

marcas e os protocolos utilizados.

As siglas utilizadas têm por objetivo preservar a identificação dos hospitais. Dessa

forma, H significa que se refere a um hospital, os dois primeiros números, ao ano que foram

feitas medições e testes de qualidade no hospital em questão e os dois últimos, ao hospital

propriamente dito. Por exemplo: H0501 significa que o hospital número 1 recebeu a visita de

um cadastrado pela Vigilância Sanitária de MG, e este, realizou medições e testes de controle

de qualidade no ano de 2005.

As Tab. 4, 5 e 6 são um resumo e uma análise das Tab. A1 a A5. A quantidade de

tomógrafos onde foram feitas as medições e os testes entre os anos 2005 e 2009 está

apresentada na Tab. 4. Ainda é possível saber a quantidade de tomógrafos visitados pelos

cadastrados da Vigilância Sanitária de MG em cada ano, assim como as cidades que dispõe do

sistema de tomografia computadorizada.

Tabela 4. Tomógrafos visitados nas cidades da região metropolitana de Belo Horizonte entre os anos 2005 e

2009.

Local Quantidade de tomógrafos

Total 2005 2006 2007 2008 2009

Belo Horizonte 14 11 9 17 12 63

Betim 1 0 1 0 0 2

Contagem 1 1 2 3 0 7

Pedro Leopoldo 0 2 0 0 0 2

Nova Lima 0 0 0 2 0 2

Total 16 14 12 22 12 76

69

É possível notar que a cidade de Belo Horizonte possui a maior quantidade de

tomógrafos e que foram feitas mais medições e testes no ano de 2008. Os anos de 2007 e

2009 foram os que menos tiveram inspeções. Em 2009, somente a capital recebeu inspeções

em seus tomógrafos.

A variação do total de equipamentos visitados entre os anos de 2005 e 2009 mostram

que, em Minas Gerais, não havia uma obrigatoriedade da realização dos testes de controle de

qualidade para TC. Somente após 01/07/2009 que esta obrigatoriedade entrou em vigor. Antes

desta data só eram feitas medidas dos níveis ambientais de radiação em torno do tomógrafo.

Obs.: Os 76 tomógrafos visitados durante o período não é uma quantidade real, pois

alguns equipamentos foram submetidos a mais de uma inspeção entre os anos de 2005 e 2009.

A partir da Tab. 5, é possível saber, quantitativamente, as marcas dos tomógrafos

visitados nestes anos.

Tabela 5. Marca de tomógrafos visitados nas cidades da região metropolitana de Belo Horizonte entre os anos de

2005 e 2009.

Marca Quantidade

Total 2005 2006 2007 2008 2009

Siemens 6 5 5 12 3 31

Toshiba 4 2 3 0 3 12

GE 3 3 3 3 2 14

Elscint 2 1 1 0 1 5

Philips 1 3 0 6 3 13

Picker 0 0 0 1 0 1

Total 16 14 12 22 12 76

Percebe-se que há um número maior de tomógrafos da marca Siemens submetidos a

inspeções durante o período em questão, principalmente no ano de 2008 em que foram

visitados 22 equipamentos no total, sendo 12 desta marca. Nos outros anos, há um equilíbrio

de marcas inspecionadas.

As distribuições das tensões (kV) utilizadas nos tomógrafos visitados entre 2005 e

2009 estão na Tab. 6. Não foi possível fazer a mesma análise em relação à corrente (mA) ao

tempo (s) e à carga (mA.s), devido a falta de informação destes dados em alguns relatórios

dos cadastrados da Vigilância Sanitária e pelo fato de cada hospital possuir seu próprio

protocolo. A variação destes valores é mostrada nas Tab. A1 a A5.

70

Tabela 6. Quantidade de tensões entre 120 e 150 kV que foram utilizadas nos tomógrafos visitados nas cidades

da região metropolitana de Belo Horizonte entre os anos de 2005 e 2009.

Tensão

(kV)

Quantidade Total

2005 2006 2007 2008 2009

120 5 5 3 4 4 21

125 0 0 1 0 0 1

130 5 6 6 10 3 30

135 0 0 1 0 2 3

140 5 3 1 8 3 20

150 1 0 0 0 0 1

Total 16 14 12 22 12 76

A técnica mais utilizada nos tomógrafos da região metropolitana de Belo Horizonte

entre os anos de 2005 e 2009 foi usando uma tensão igual a 130 kV. Este fato foi marcante no

ano de 2008, que também teve a grande utilização de 140 kV. A fim de fazer uma comparação

com os resultados encontrados no banco de dados do CDTN/CNEN e obter dados mais atuais,

foi utilizado dados do Ministério da Saúde.

A quantidade de tomógrafos existentes nas cidades da região metropolitana de Belo

Horizonte, assim como a existente em Minas Gerais, está apresentada na Tab. 7.

Tabela 7. Distribuição de tomógrafos na região metropolitana de Belo Horizonte.

Local Quantidade de tomógrafos

Existentes Em uso

Belo Horizonte 60 59

Betim 5 5

Contagem 12 12

Nova Lima 2 2

Pedro Leopoldo 2 2

Ribeirão das Neves 1 1

Total 82 81

Minas Gerais 260 257

Fonte: MINISTÉRIO DA SAÚDE, 2010.

Nota-se, que Belo Horizonte é realmente a cidade que possui a maior quantidade de

tomógrafos da região metropolitana, seguida por Contagem. Existe um equipamento que não

está em uso em Belo Horizonte e três em Minas Gerais. No total, existem 260 tomógrafos em

todo o estado.

A partir dos dados do Ministério da Saúde (Tab. 7) e ao fazer uma comparação com os

resultados encontrados no banco de dados do CDTN/CNEN (Tab. 4), percebe-se que, no ano

de 2005, somente 20% dos tomógrafos da região metropolitana de Belo Horizonte foram

visitados pelos cadastrados da Vigilância Sanitária. Para os anos entre 2006 e 2009, a

71

porcentagem de aparelhos de TC que foram submetidos às medições e testes foram,

respectivamente, 17%, 15%, 27% e 15%. Estes números evidenciam que é uma pequena

parcela dos tomógrafos da cidade metropolitana que estão sendo submetida aos testes de

controle de qualidade e recebendo as visitas dos cadastrados da Vigilância Sanitária de MG,

visto que não havia a obrigatoriedade da realização dos testes em Minas Gerais antes de

01/07/2009. Atualmente, muitos destes testes não estão sendo feitos, devido, principalmente,

à falta de pessoal capacitado para a realização dos mesmos.

5.2. Seleção do Primeiro Lote de Dosímetros TL

Na seleção visual foi escolhido o primeiro lote contendo 81 dosímetros TL. A

homogeneidade deste lote foi obtida a partir dos resultados da média das 10 leituras, em nC,

obtidas dos dosímetros selecionados, numerados de 1 a 81 (Fig. 41).

0 10 20 30 40 50 60 70 80

0

10

20

30

40

50

60

70

Méd

ia d

as

Leit

ura

s (n

C)

Dosímetros TL

Figura 41. Distribuição das médias das 10 leituras obtidas do primeiro lote dos dosímetros TL.

O fator de homogeneidade do lote, determinado pela Equação 22, foi de 34,8%, sendo

superior ao limite de 30% estipulado. A maior e a menor média das leituras dos dosímetros

TL, foi respectivamente 67,4 nC e 50,0 nC. Porém ao levar em conta o cálculo recomendado

pela ISO (1997) através da Equação 23, todos dosímetros apresentavam valores inferiores aos

15% estipulado.

72

A fim de obter uma melhor homogeneidade do lote, deveriam ser retiradas as leituras

extremas, ou seja, aqueles dosímetros que tiveram a média de suas leituras mais afastada do

valor da leitura média do lote. Assim, seriam selecionados somente 30 dosímetros com uma

nova homogeneidade igual a 9,9%, obtido através da Equação 22. Visto que este trabalho

requereria um número grande de dosímetros TL, a outra solução encontrada a fim de utilizar

todos os dosímetros foi calcular um fator de correção individual, fs dado pela Equação 28:

i

sL

Lf (28)

onde iL é a média das leituras, em nC, de cada dosímetro.

Neste caso, foi adotado um procedimento de identificação de cada dosímetro, evitando

trocá-los. Os resultados dos fatores de correção individual estão na Fig. 42.

0 10 20 30 40 50 60 70 80

0,0

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

1,2

Fato

r d

e C

orr

eção

In

div

idu

al

Dosímetros TL

Figura 42. Fator de correção individual para os dosímetros TL.

A reprodutibilidade deste lote de dosímetros TL foi obtida a partir da Equação 24. No

histograma é mostrado a quantidade de dosímetros que possuem a mesma reprodutibilidade

em intervalos de 1% (Fig. 45).

73

0 2 4 6 8 10 12 14

0

2

4

6

8

10

12

14

Qu

an

tid

ad

e d

e D

ete

cto

res

Reprodutibilidade (%)

Figura 43. Reprodutibilidade dos dosímetros TL.

No total são 71 dosímetros TL reprodutíveis de acordo com o CASMIE e 38 de acordo

com a ISO.

5.3. Calibração do Primeiro Lote de Dosímetros TL

Sabendo que o coeficiente de calibração da câmara de ionização RC6 é 4,431

mGy/nC, a taxa de kerma no ar, o tempo que os dosímetros foram irradiados na máquina de

raios X e os valores de kerma no ar dados pelos dosímetros TL para as diferentes radiações de

referência são apresentados na Tab. 8.

Tabela 8. Parâmetros da calibração dos dosímetros TL.

Radiação de

Referência

Taxa de Kerma

no ar (mGy.s-1

)

Tempo

(s)

Kerma no ar

(mGy)

RQT 8 0,385 13 5,002

RQT 9 0,563 9 5,069

RQT 10 0,889 6 5,336

74

Após submeter os 25 dosímetros à pré-leitura, todos foram lidos e dos valores

encontrados para cada situação (controle, RQT8, RQT9 e RQT10) foram subtraídos o valor da

média da radiação de fundo encontrada. Os valores das leituras, já subtraído o BG, suas

médias, desvios padrões e o respectivo coeficiente de calibração para o 137

Cs e para cada

radiação de referência são apresentados na Tab. 9.

Tabela 9. Leituras dos dosímetros TL (com o BG subtraído), média e desvios padrões das medidas e o respectivo

coeficiente de calibração para o 137

Cs e para as RQT.

Leituras (nC) Média

(nC)

Desvio

Padrão (nC)

Coef. Calib.

(μGy.nC-1

) 137

Cs 66,30 64,19 61,42 58,14 58,49 61,7 3,5 81,0

RQT8 75,67 79,29 82,59 80,33 80,20 79,6 2,5 62,8

RQT9 75,29 75,94 74,10 73,22 77,42 75,2 1,6 67,4

RQT10 80,43 79,73 73,78 77,70 77,53 77,8 2,6 68,6

Cada valor dos coeficientes de calibração foi obtido comparando a média dos valores

das leituras, em nC, dos dosímetros TL com os respectivos valores de kerma no ar, em µGy,

para as diferentes radiações de referência. Estes resultados foram necessários para corrigir as

leituras obtidas nas medições que utilizaram o primeiro lote de dosímetros TL. Os

coeficientes de calibração entre as RQT, ou seja, respectivamente 100 kV, 120 kV e 150 kV,

evidenciam uma dependência energética dos dosímetros TL inferior a 8%. Isto significa que

variações de energia em medidas experimentais não afetam significativamente a dosimetria.

5.4. Seleção do Segundo Lote de Dosímetros TL

Na seleção visual foi escolhido o segundo lote contendo 96 dosímetros TL. A

homogeneidade deste lote foi obtida a partir dos resultados da média das 10 leituras, em nC,

obtidas dos dosímetros selecionados, numerados de 1 a 96 (Fig. 44).

75

0 10 20 30 40 50 60 70 80 90

0

10

20

30

40

50

60

Méd

ia d

as

Leit

ura

s (n

C)

Dosímetros TL

Figura 44. Distribuição das médias das 10 leituras obtidas do segundo lote dos dosímetros TL.

O fator de homogeneidade do lote, determinado pela Equação 22, foi de 18,4%, sendo

a maior e a menor média das leituras dos dosímetros TL, respectivamente 63,2 nC e 53,4 nC.

Os 96 dosímetros TL além de apresentarem valores inferiores ao fator de homogeneidade do

lote fornecido pelo CASMIE (1995), também apresentam valores inferiores ao fornecido pela

ISO (1997) através da Equação 23. Para este lote não foi preciso adotar um fator de correção

individual, visto que a homogeneidade está de acordo com ambas as normas. Tal fato,

facilitou o trabalho, pois não foi necessária a preocupação de evitar trocar os dosímetros, nem

de identificá-los.

A reprodutibilidade deste lote de dosímetros TL foi obtida a partir da Equação 24. No

histograma é mostrado a quantidade de dosímetros que possuem a mesma reprodutibilidade

em intervalos de 1% (Fig. 45).

76

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9

0

5

10

15

20

Qu

an

tid

ad

e d

e D

ete

cto

res

Reprodutibilidade (%)

Figura 45. Reprodutibilidade do segundo lote dos dosímetros TL.

Visto que a reprodutibilidade de todos os dosímetros está abaixo de 8%, pode-se

considerar que os 96 dosímetros TL são reprodutíveis, ao comparar com o valor máximo de

7,5% fornecido pela ISO (1997) e o valor de 10% fornecido pelo CASMIE (1995).

5.5. Calibração do Segundo Lote de Dosímetros TL

A calibração dos dosímetros TL nas radiações de referência RQT8, RQT9 e RQT10

também foi feita com o mesmo procedimento adotado para o primeiro lote. Os valores das

leituras com o BG subtraído, suas médias, desvios padrões e o respectivo coeficiente de

calibração para o 137

Cs e para cada radiação de referência são apresentados na Tab. 10.

Tabela 10. Leituras do segundo lote dos dosímetros TL (com o BG subtraído), média e desvios padrões das

medidas e o respectivo coeficiente de calibração para o 137

Cs e para as RQT.

Leituras (nC) Média

(nC)

Desvio

Padrão (nC)

Coef. Calib.

(µGy.nC-1

) 137

Cs 69,11 67,05 63,03 63,21 68,23 66,1 2,8 75,6

RQT8 78,38 81,47 78,91 78,71 81,48 79,8 1,6 62,7

RQT9 83,61 84,96 80,34 80,83 84,40 82,8 2,1 61,2

RQT10 85,03 86,33 83,66 82,61 85,34 84,6 1,5 63,1

77

Cada valor dos coeficientes de calibração também foi obtido comparando a média dos

valores das leituras, em nC, dos dosímetros TL com os respectivos valores de kerma no ar, em

µGy, para as diferentes radiações de referência. Estes resultados foram necessários para

corrigir as leituras obtidas nas medições que utilizaram o segundo lote de dosímetros TL. Os

coeficientes de calibração entre as RQT, ou seja, respectivamente 100 kV, 120 kV e 150 kV,

evidenciam uma dependência energética dos dosímetros TL inferior a 3%. Isto significa que

variações de energia em medidas experimentais não afetam significativamente a dosimetria.

Os cálculos da incerteza da calibração do segundo lote de dosímetros TL estão

apresentados na Tab. 11.

Tabela 11. Cálculo da incerteza da calibração do segundo lote de dosímetros TL.

Distribuição da Tipo de Incerteza

Probabilidade Incerteza Relativa (%)

Retangular Raiz 3 B 0,06 Infinito ####### 2,00

Retangular 2 B 0,25 Infinito ####### 2,00





Normal Raiz 10 A 0,05 9 9 2,32


Normal Raiz 10 A 2,47 9 9 2,32

Normal Raiz 10 A 5,82 9 9 2,32

Normal Raiz 10 A 0,01 9 9 2,32

Normal Raiz 10 A 0,92 9 9 2,32

Suposta Normal 6,45 v efetivo = 13,2 k efetivo = 2,08

IC (%) = 95,45 Suposta Normal 13,4 para k = 2,08

2,91Dosímetro TL (Desvio Padrão)

0,16

Dosímetro TL (Dep. Angular) 0,04

Dosímetro TL (Reprodutibilidade)

0,17Geometria (Posicionamento)

Uc (%) =

U (%) =

Barômetro (Calibração)

Câmara Ionização (Calibração)

7,80

18,40

Câmara Ionização (Desvio Padrão)

1,30

Incerteza Padrão Combinada - uc

0,50

Barômetro (Resolução)

Incerteza Expandida - U

Dosímetro TL (Homogeneidade)

0,05

0,95

0,61Câmara Ionização (Resolução)

Termômetro (Calibração)

Valor da

Fonte (%)

Grau de

Liberdade

(v)

Fator de Abrangência

(k)Fonte de Incerteza

Termômetro (Resolução) 0,10

Divisor

A incerteza da calibração do segundo lote de dosímetros TL é principalmente

influenciada pelos valores de reprodutibilidade e homogeneidade. Para reduzir esta incerteza,

deve-se escolher um novo lote com uma melhor resposta durante utilizações sucessivas e com

uma melhor uniformidade na sensibilidade.

5.6. Calibração dos Filmes Radiocrômicos

As Fig. 46 a 50 são as curvas obtidas através de leituras no scanner com o auxílio do

programa Image J® das tiras dos filmes radiocrômicos, respectivamente, na posição central,

norte, sul, leste e oeste do objeto simulador de PMMA, com a subtração do registro gerado

pela radiação de fundo.

78

0 20 40 60 80 100

0

2

4

6

8

10

12

14

16

18

To

ns

de C

inza

Distância (mm)

Figura 46. Distribuição da leitura do filme posicionado no centro do objeto simulador.

0 20 40 60 80 100

0

10

20

30

40

50

60

To

ns

de C

inza

Distância (mm)

Figura 47. Distribuição da leitura do filme posicionado no norte do objeto simulador.

79

0 20 40 60 80 100

0

10

20

30

40

50

To

ns

de C

inza

Distância (mm)

Figura 48. Distribuição da leitura do filme posicionado no sul do objeto simulador.

0 20 40 60 80 100

0

10

20

30

40

50

60

To

ns

de C

inza

Distância (mm)

Figura 49. Distribuição da leitura do filme posicionado no leste do objeto simulador.

80

0 20 40 60 80 100

0

10

20

30

40

50

60

To

ns

de C

inza

Distância (mm)

Figura 50. Distribuição da leitura do filme posicionado no oeste do objeto simulador.

A distribuição da leitura dos filmes radiocrômicos nas cinco diferentes posições

apresenta um pico na região central devido à irradiação ter sido feita em uma fatia no centro

do objeto simulador. Este pico não é estreito devido ao tomógrafo utilizado ser multicorte, ou

seja, possuir 4 canais. Os demais valores são resultados da radiação espalhada no simulador

de PMMA. Para a medida realizada no sul, o pico da curva está um pouco abaixo das outras

leituras. Tal fato é justificado por causa da atenuação da mesa do tomógrafo.

O resultado encontrado na região central não está totalmente de acordo com os demais,

devido, principalmente, a maior contribuição da radiação espalhada no objeto simulador. O

pico central está abaixo dos demais, pois o centro possui, aproximadamente, a metade da dose

das outras regiões, devido à atenuação dos raios X no simulador de PMMA.

Os resultados das integrais de cada curva apresentada, assim como as respectivas

leituras feitas com uma câmara de ionização são apresentados na Tab. 12. A partir destes

dados foi obtido o coeficiente de calibração de tons de cinza para kerma no ar (mGy.Tons de

Cinza-1

).

81

Tabela 12. Resultados das integrais, das respectivas leituras feitas com câmara de ionização, dos coeficientes de

calibração dos filmes para cada posição e a respectiva média ponderada.

Posição Valor da

Integral

Leitura

(mGy)

Coef. Calib.

(mGy.Tons de Cinza-1

)

Centro 7,965 14,354 1,802

Norte 13,642 31,527 2,311

Sul 12,526 24,605 1,964

Leste 13,792 30,522 2,213

Oeste 13,491 30,131 2,233

Média Ponderada (mGy.Tons de Cinza-1

) 2,054

Cada valor dos coeficientes de calibração foi obtido comparando as leituras feitas com

a câmara de ionização com os respectivos valores das integrais de cada curva apresentada.

Estes resultados foram necessários para corrigir as leituras obtidas nas medições que

utilizaram filmes radiocrômicos.

Esta forma de calibração dos filmes radiocrômicos possibilita fazer novos

experimentos como o perfil de dose da varredura completa no tomógrafo. Em virtude da

variação da geometria do aparelho e da filtração do feixe, é aconselhável, quando se há tempo

suficiente e ausência de pacientes no serviço, fazer a calibração dos filmes radiocrômicos no

próprio tomógrafo em que será feito testes posteriores.

Os cálculos da incerteza da calibração dos filmes radiocrômicos estão apresentados na

Tab. 13.

Tabela 13. Cálculo da incerteza da calibração dos filmes radiocrômicos.



Retangular 2,00 B 1,50 Infinito ####### 2,00

Normal Raiz 40 A 0,43 39 39 2,32

Retangular Raiz 10 A 1,38 9 9 2,32

Retangular Raiz 20 A 1,54 19 19 2,32



Divisor

4,35

6,88

Câmara (Reprodutibilidade)

U (%) =

Scanner (Uniformidade)

Uc (%) =




(k)

2,73

Scanner (Repetibilidade)

Fonte (%)

3,00

Grau de

Liberdade

(v)

Valor daFonte de Incerteza

Câmara (Calibração)

As fontes de incerteza relativa aos filmes radiocrômicos são desconhecidas. A

incerteza da calibração foi calculada com base nas incertezas relativas ao scanner e à câmara

de ionização tipo lápis. A principal contribuição na incerteza deve-se a uniformidade do

scanner, calculada através de valores obtidos em diferentes regiões do equipamento. Para

reduzir este valor, é necessário o uso de um equipamento de melhor desempenho.

82

5.7. Controle de Qualidade da Câmara de Ionização

Os resultados de testes para avaliar a corrente de fuga e a de referência da câmara de

ionização, através de testes de repetibilidade e reprodutibilidade, foram necessários a fim de

realizar um controle de qualidade da câmara de ionização.

5.7.1. Corrente de Fuga

Foi calculada a diferença entre as leituras iniciais e finais obtidas pelo eletrômetro. O

resultado encontrado foi dividido pelo tempo de aproximadamente 15 minutos (900 segundos)

para obter o valor da corrente de fuga (μGy.s-1

). Os resultados de diversos testes realizados

com a câmara de ionização tipo lápis entre 1/9/2009 e 14/6/2010, período este em que a

câmara estava sendo utilizada para a realização de experimentos em hospitais, são

apresentados na Fig. 51.

0 10 20 30 40

0,00

0,01

0,02

0,03

0,04

0,05

0,06

0,07

0,08

0,09

Co

rren

te d

e F

ug

a (

Gy

.s-1

)

Medições

Figura 51. Corrente de fuga da câmara de ionização tipo lápis.

Os resultados obtidos entre os testes de número 17 e 31 não estão de acordo com o

resto das medições, ou seja, foram obtidos valores maiores em comparação aos outros

resultados encontrados. Estes testes foram feitos entre os dias 06/01/2010 e 16/04/2010,

compreendendo o período entre janeiro a abril, que são os de maiores índices pluviométricos

83

da região metropolitana de Belo Horizonte. Tal fato justifica a diferença encontrada em

relação aos demais testes realizados, pois a variação da umidade interfere nos resultados dos

testes da corrente de fuga. Dessa forma, desconsiderando este período, a corrente de fuga

média passa de 43,6 nGy.s-1

, identificada pela reta tracejada, para 30,7 nGy.s-1

, identificada

pela reta continua. Os resultados obtidos da corrente de fuga foram irrelevantes comparados a

valores obtidos nas medições em estabelecimentos de assistência à saúde.

5.7.2. Testes de Repetibilidade e Reprodutibilidade

Os resultados, com os respectivos desvios padrões, de vários valores da corrente de

referência (μGy.s-1

) da câmara de ionização são apresentados na Fig. 52.

0 10 20 30 40

280

285

290

295

300

305

310

315

320

325

Co

rren

te d

e R

efe

rên

cia

(

Gy

.s-1

)

Medições

Figura 52. Corrente de referência da câmara de ionização tipo lápis.

Neste teste, foi calculada a média das correntes de referência, identificada pela reta

continua, assim como um valor de 5% estipulado como controle, correspondente ao limite

superior e inferior das medidas, representados pelas retas tracejadas. Os valores estão dentro

do limite estabelecido, com exceção do primeiro teste realizado. Porém, isto não interfere na

qualidade da câmara e dos resultados deste trabalho, pois todas as medições em tomógrafos

foram feitas no período em que a corrente de referência da câmara estava dentro da faixa de

84

variação de 5%. A média dos desvios padrões encontrados foi de 0,99 μGy.s-1

, sendo o maior

valor igual a 3,61 µGy.s-1

.

5.8. Calibração da Câmara de Ionização

A calibração do conjunto composto pelo eletrômetro, controladora e câmara de

ionização foi feita no IPEN, sendo que a distância entre o colimador e o tubo de raios X

utilizada foi 95 cm e o tamanho sensível da câmara foi 8 cm. A Tab. 14 apresenta os valores

da taxa de kerma no ar, coeficiente de calibração e a incerteza para as RQT.

Tabela 14. Taxa de kerma no ar, coeficiente de calibração e incerteza para as RQT.

Radiações de

Referência

Taxa de

kerma no ar

(mGy.min-1

)

Coeficiente de

Calibração

(mGy.cm.u.e.-1

)

Incerteza

(%)

RQT 8 22,0 9,78 3,0

RQT 9 34,0 9,97 3,0

RQT 10 57,0 9,86 3,0

Estes valores de coeficientes de calibração foram necessários para corrigir as leituras

obtidas nas medições que utilizaram o mesmo conjunto composto pelo eletrômetro, câmara

monitora e câmara de ionização.

5.9. Avaliação dos Perfis de Dose em Varreduras de Tórax

No tomógrafo T1 fabricado pela Philips, modelo Brilliance, foi utilizado o primeiro

lote dos dosímetros TL a fim de realizar uma estimativa do perfil de dose. O coeficiente de

calibração utilizado, para 120 kV, ou seja, RQT9, foi de 67,4 μGy.nC-1

.

A varredura do objeto simulador foi feita com o protocolo de tórax utilizado pelo

hospital, com uma tensão de 120 kV, 16 cortes de 0,75 mm de espessura cada, 250 mA.s,

tempo de rotação do tubo de 0,5 s e pitch de 0,938. Os valores das leituras dos dosímetros TL

evidenciam a variação da dose no eixo longitudinal nas cinco diferentes posições dos cilindros

inseridos no objeto simulador (Fig. 53).

85

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

25

Centro

Norte

Sul

Leste

Oeste

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)

Figura 53. Variação longitudinal da dose no tomógrafo T1.

A região periférica do objeto simulador apresentou valores de dose bem superiores à

região central, numa proporção próxima de 2:1, pois o centro do simulador recebe os feixes de

raios X com uma maior atenuação do que as demais regiões. Os valores obtidos do cilindro

posicionado ao sul apresentam uma dose menor comparada às demais regiões periféricas,

devido à interação do feixe de raios X com a mesa do tomógrafo. O maior valor de dose

medido foi de 7,9 mGy com desvio padrão de 7,3%, dado pela média dos três dosímetros TL

inseridos no ponto central do eixo longitudinal. Este valor é devido à significante contribuição

da radiação espalhada gerada no volume da varredura. O resultado da integral da curva

correspondente à região central do objeto simulador foi de 908,8. Visto que os limites de

integração variavam de -70 mm à +70 mm, devido aos posicionamentos dos dosímetros TL

nos cilindros de PMMA, foi possível calcular o valor de MSAD. O valor obtido foi de 6,5

mGy, abaixo do NRD de 25 mGy estabelecido pela legislação brasileira para o abdômen. A

média dos valores das leituras dos dosímetros inseridos nos cilindros periféricos permite

demonstrar a variação da dose no eixo longitudinal com os respectivos desvios padrões (Fig.

54).

86

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)

Figura 54. Variação longitudinal da dose dos cilindros periféricos no tomógrafo T1.

O valor máximo encontrado no eixo longitudinal foi de 16,89 mGy com desvio padrão

de 13,5% na posição correspondente a -20 mm, enquanto o valor mínimo foi de 11,83 mGy

com desvio padrão de 5,4% na posição correspondente a -70 mm, resultados estes obtidos,

respectivamente, próximo da região central e na periferia. A maior dose encontrada deveria

ser exatamente no centro, porém este fato não foi obtido possivelmente devido ao não exato

posicionamento do objeto simulador e também às variações nas leituras dos dosímetros TL.

No tomógrafo T1, o procedimento foi refeito utilizando o segundo lote de dosímetros

TL, com o coeficiente de calibração para 120 kV de 61,2 μGy.nC-1

com a incerteza expandida

U igual a 13,4% para k igual a 2,08.

Os valores das leituras obtidas evidenciam a variação da dose no eixo longitudinal nas

cinco diferentes posições dos cilindros inseridos no objeto simulador (Fig. 55).

87

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

Centro

Norte

Sul

Leste

Oeste

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)


Os resultados obtidos com o segundo lote estão de acordo com os encontrados no

primeiro lote. As diferenças encontradas dizem respeito à variação das leituras dos dosímetros

TL e os valores de dose. Utilizando o segundo lote a dispersão dos valores obtidos estão

menores em comparação aos valores do primeiro lote. Assim, percebe-se a necessidade de

utilizar um lote com uma menor dispersão das respostas nos próximos experimentos. Os

valores encontrados estão acima dos anteriores, devido, possivelmente, a diferença no

posicionamento do objeto simulador no tomógrafo e ao fato dos experimentos terem sido

feitos em dias diferentes. O valor máximo de dose medido no centro do objeto simulador foi

de 9,6 mGy com desvio padrão de 8,4%. O resultado da integral da curva correspondente à

região central do objeto simulador e o MSAD calculado foi, respectivamente, 1275,1 e 9,1

mGy, valor este abaixo do NRD de 25 mGy. A média dos valores das leituras dos dosímetros

inseridos nos cilindros periféricos permite demonstrar a variação da dose no eixo longitudinal

com os respectivos desvios padrões (Fig. 56).

88

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)



de 10,3% na posição correspondente a 2 mm, enquanto o valor mínimo foi de 15,1 mGy com

desvio padrão de 7,7% na posição correspondente a -70 mm, resultados estes obtidos,

respectivamente, próximo da região central e na periferia. Estes resultados evidenciam que a

dose está superior comparada à obtida pelo primeiro lote de dosímetros TL.

A partir do tomógrafo T2 fabricado pela GE, modelo Bright Speed, passou a ser

utilizado somente o segundo lote dos dosímetros TL. A varredura do objeto simulador foi

feita com o protocolo de tórax utilizado pelo hospital, com uma tensão de 120 kV, quatro

cortes de 3,75 mm de espessura cada, 242,4 mA.s, tempo de rotação do tubo de 0,8 s e pitch

de 0,75. Os valores das leituras dos dosímetros TL evidenciam a variação da dose no eixo

longitudinal nas cinco diferentes posições dos cilindros inseridos no objeto simulador (Fig.

57).

89

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

25

30

35

40

Centro

Norte

Sul

Leste

Oeste

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)


A região periférica do objeto simulador também apresentou valores de dose numa

proporção próxima de 2:1, como no tomógrafo anterior. Alguns valores próximos do centro

da região leste estão um pouco acima do esperado, possivelmente devido às variações no

momento da leitura dos dosímetros TL. O valor máximo de dose medido no centro do objeto

simulador foi de 15,2 mGy com desvio padrão de 4,6%. O resultado da integral da curva

correspondente à região central do objeto simulador e o MSAD calculado foi,

respectivamente, 1994,2 e 14,2 mGy, valor este abaixo do NRD de 25 mGy. A média dos

valores das leituras dos dosímetros inseridos nos cilindros periféricos permite demonstrar a

variação da dose no eixo longitudinal com os respectivos desvios padrões (Fig. 58).

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

25

30

35

40

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)


90



desvio padrão de 14,0% na posição correspondente a 70 mm, resultados estes obtidos,

respectivamente, próximo da região central e na periferia.

No tomógrafo T3 fabricado pela Philips, modelo Brilliance, a varredura do objeto

simulador foi feita de acordo com o protocolo de tórax utilizado pelo hospital, com uma

tensão de 120 kV, 16 cortes de 2 mm de espessura cada, 310 mA.s, tempo de rotação do tubo

de 0,6 s e pitch de 1,0. Os valores das leituras dos dosímetros TL evidenciam a variação da

dose no eixo longitudinal nas cinco diferentes posições dos cilindros inseridos no objeto

simulador (Fig. 59).

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

Centro

Norte

Sul

Leste

Oeste

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)


Os resultados obtidos estão de acordo com os encontrados nos tomógrafos anteriores.

Porém, neste caso, a região sul apresenta uma dose bem próxima à das outras regiões devido

ao tomógrafo ser mais moderno, sendo que a mesa não contribui tanto com a atenuação dos

raios X. O valor máximo no centro do objeto simulador foi de 8,6 mGy com desvio padrão de

8,3%. O resultado da integral da curva correspondente à região central do objeto simulador e

o MSAD calculado foi, respectivamente, 1150,6 e 8,2 mGy, valor este abaixo do NRD de 25

mGy. A média dos valores das leituras dos dosímetros inseridos nos cilindros periféricos

permite demonstrar a variação da dose no eixo longitudinal com os respectivos desvios

padrões (Fig. 60).

91

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)




desvio padrão de 8,3% na posição correspondente a 70 mm, resultados estes obtidos,

respectivamente, próximo da região central e na periferia. Os valores correspondentes a -30

mm e 30 mm não estão de acordo com a curva ajustada. Isto é devido a um mal

posicionamento do objeto simulador. Após o topograma (“scout”), foi notado que o simulador

estava ligeiramente girado no sentido horário.

No tomógrafo T4 fabricado pela GE, modelo Light Speed, a varredura do objeto


tensão de 120 kV, 16 cortes de 0,625 mm de espessura cada, 237,6 mA.s, tempo de rotação do

tubo de 0,6 s e pitch de 1,75. Os valores das leituras dos dosímetros TL evidenciam a variação

da dose no eixo longitudinal nas cinco diferentes posições dos cilindros inseridos no objeto


92

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

Centro

Norte

Sul

Leste

Oeste

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)


Devido à grande dispersão dos resultados fica difícil fazer uma análise da dose deste

tomógrafo. Esta grande variação dos resultados se justifica, pois os dosímetros TL já foram

submetidos a uma grande variedade de testes utilizando altas doses, como é o caso das doses

em TC. Devido a isto, as leituras dos dosímetros variam muito, possivelmente à perda de

sensibilidade de alguns dosímetros causada por leituras residuais ou a influência do pitch. A

fim de reutilizar tais dosímetros em trabalhos posteriores, se faz necessária uma nova seleção,

refazendo os testes de homogeneidade, reprodutibilidade e a calibração. Percebe-se que os

resultados encontrados somente para a região central estão de acordo com a reta ajustada. Este

fato se explica porque foram inseridos no cilindro central do objeto simulador os 17

dosímetros TL que possuíam a melhor homogeneidade e reprodutibilidade de todo o lote. O

valor máximo de dose medido no centro do objeto simulador foi de 7,8 mGy com desvio

padrão de 0,8%. O resultado da integral da curva correspondente à região central do objeto

simulador e o MSAD calculado foi, respectivamente, 877,3 e 6,3 mGy, valor este abaixo do

NRD de 25 mGy. A média dos valores das leituras dos dosímetros inseridos nos cilindros

periféricos permite demonstrar a variação da dose no eixo longitudinal com os respectivos

desvios padrões (Fig. 62).

93

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

25

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)





respectivamente, próximo da região central e na periferia. Este gráfico está de acordo com os

obtidos anteriores, porém os desvios padrões estão bem maiores, devido à grande dispersão

das respostas dos dosímetros TL.

No tomógrafo T5 fabricado pela GE, modelo Bright Speed, a varredura do objeto


tensão de 120 kV, quatro cortes de 2,5 mm de espessura cada, 282 mA.s, tempo de rotação do

tubo de 0,8 s e pitch de 0,8. Os valores das leituras dos dosímetros TL evidenciam a variação

da dose no eixo longitudinal nas cinco diferentes posições dos cilindros inseridos no objeto


94

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

Centro

Norte

Sul

Leste

Oeste

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)


A grande dispersão dos resultados deste equipamento confirma o que discutido no

tomógrafo anterior, evidenciando a necessidade de uma nova seleção, uma nova calibração,

além de procedimentos para eliminar o possível sinal residual de alguns dosímetros TL. O

valor máximo de dose medido no centro do objeto simulador foi de 7,5 mGy com desvio

padrão de 8,0%. O resultado da integral da curva correspondente à região central do objeto

simulador e o MSAD calculado foi, respectivamente, 958,6,1 e 6,8 mGy, valor este abaixo do

NRD de 25 mGy. A média dos valores das leituras dos dosímetros inseridos nos cilindros

periféricos permite demonstrar a variação da dose no eixo longitudinal com os respectivos

desvios padrões (Fig. 64).

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

25

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)


95




respectivamente, próximo da região central e na periferia. Este gráfico também está de acordo

com os demais, porém possui grandes desvios padrões devido à dispersão dos valores dos

dosímetros TL.

A Fig. 65 é a variação da média das doses no eixo longitudinal dos cilindros

periféricos dos cinco tomógrafos estudados, facilitando assim uma possível comparação entre

as doses destes equipamentos e dos protocolos de tórax adotados (Tab. 15).

-80 -60 -40 -20 0 20 40 60 80

0

5

10

15

20

25

30

35

40

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)

Philips Brilliance - T1

GE Bright Speed - T2

Philips Brilliance - T3

GE Light Speed - T4

GE Bright Speed - T5

Figura 65. Comparação da variação da média das doses no eixo longitudinal dos cilindros periféricos nos cinco

tomógrafos estudados.

Tabela 15. Protocolos de tórax adotados nos tomógrafos estudados.

Tomógrafo Tensão

(kV)

Espessura do

Feixe (mm)

Corrente

(mA)

Carga

(mA.s)

Tempo

(s) Pitch

T1 (Philips) 120 16 x 0,75 500 250 0,5 0,938

T2 (GE) 120 4 x 3,75 303 242,4 0,8 0,75

T3 (Philips) 120 16 x 2 516,66 310 0,6 1,0

T4 (GE) 120 16 x 0,625 396 237,6 0,6 1,75

T5 (GE) 120 4 x 2,5 352,5 282 0,8 0,8

96

T2 possui, nitidamente, a maior dose em comparação com os demais tomógrafos. A

diferença encontrada entre os cinco equipamentos se deve, principalmente, ao protocolo

utilizado em cada serviço. T4 e T5, sendo modelos da GE, possuem um perfil de dose bem

próximo. Esta pequena diferença deve-se ao fato de T4 ter 16 canais, possuir um tempo de

rotação do tubo menor (0,6 s) e possuir pitch maior (1,75) enquanto T5 tem 4 canais, possui

tempo de rotação do tubo maior (0,8 s) e possui pitch menor (0,8). A diferença encontrada

entre estes tomógrafos da GE e T2 é devido à espessura de corte, visto que T2 utiliza 4 cortes

de 3,75 mm cada, enquanto em T4 são 16 cortes de 0,625 mm e em T5 são 4 cortes de 2,5

mm. T1 e T3, sendo modelos da Philips, também possuem um perfil de dose próximo. Esta

diferença é devida principalmente a T1 possuir um tempo de rotação do tubo ligeiramente

menor (0,5 s) o que acarreta em uma carga menor (250 mA.s) enquanto T3 é mais rápido (0,6

s) e possui uma carga maior (310 mA.s).

A Tab. 16 apresenta os valores obtidos no tomógrafo T2 utilizando a câmara de

ionização tipo lápis inseridas nas 5 posições (centro, norte, sul, leste e oeste) do objeto

simulador de tórax. Neste estudo, foi utilizado o protocolo de tórax estabelecido pelo hospital.

A controladora do eletrômetro Radcal Corporation 9060 indicava temperatura de 23˚C,

pressão de 92,1 kPa e um fator de correção de 1,10. Todos os resultados obtidos foram

corrigidos, ou seja, foram multiplicados pelo fator de conversão Ar-PMMA e pelo coeficiente

de calibração da câmara de ionização.

Tabela 16. Doses (mGy) obtidas através da câmara de ionização inserida no objeto simulador.

Leituras (mGy) Centro Norte Sul Leste Oeste

L1 14,636 32,014 24,008 31,067 30,728

L2 14,596 32,073 25,563 31,136 30,797

L3 14,646 32,243 25,633 31,086 30,568

Média 14,626 32,120 25,068 31,096 30,698

Desv. Pad. 0,026 0,136 0,919 0,036 0,118

Com estes resultados, é possível comprovar que a dose na posição central é

aproximadamente a metade das outras regiões do objeto simulador de tórax. A região sul é

realmente a que difere das outras regiões periféricas, apresentando o menor resultado devido à

atenuação da radiação por parte da mesa do tomógrafo.

A partir da Tab. 16, foi possível calcular algumas grandezas dosimétricas, tais como: o

CTDI100,c (CPMMA,100,c), e o CTDI100,p (CPMMA,100,p). Para isto, foi utilizada a Equação 29

presente no guia da ANVISA (ANVISA, 2005):

97

T

L

n

fNRCTDI ck (29)

onde R é a leitura em unidades kerma no ar, Nk é o fator de calibração da câmara em unidades

de kerma, na qualidade de feixe apropriada, fc é o fator de conversão de kerma no ar para dose

absorvida no meio (PMMA), n é o número de cortes tomográficos para cada varredura do

sistema, L é o comprimento ativo da câmara e T a espessura nominal do corte tomográfico.

Para esta varredura, como nT e L valem, ambos, 10 cm, o valor de CTDI100,c

(CPMMA,100,c) é 14,6 mGy, ou seja, igual a média das leituras centrais obtidas através da Tab.

17. Já o valor de CTDI100,p (CPMMA,100,p) é 29,7 mGy, ou seja, igual a média das leituras

periféricas (norte, sul, leste, oeste) obtidas.

A partir das Equações 7, 10, 11 e 12, e sabendo que o pitch neste caso vale 0,75, foi

possível calcular outros resultados. O valor de MSAD encontrado foi de 19,5 mGy, o de

CTDIW (CW) foi de 24,7 mGy, o de CTDIvol (CVOL) foi de 32,9 mGy e o de DLP (PKL,CT) foi

de 329,4 mGy.cm.

Os resultados de CTDIW (CW) e DLP (PKL,CT) estão abaixo dos limites estabelecidos

pela Comunidade Européia, respectivamente, 30 mGy e 650 mGy.cm (EC, 1997). O valor

encontrado de MSAD está abaixo do nível de referência em radiodiagnóstico de 25 mGy

estabelecido pela legislação brasileira para o abdômen. Visto que o tomógrafo T2 é o

equipamento que possui a maior dose dentre os estudados (Fig. 65), percebe-se que os

tomógrafos T1, T3, T4 e T5 também possuem valores de grandezas dosimétricas abaixo dos

limites estabelecidos.

Os valores obtidos no tomógrafo T2, em que as tiras dos filmes radiocrômicos foram

inseridas no objeto simulador de tórax estão apresentados nas Fig. 66 a 70. Neste estudo, foi

utilizado o mesmo protocolo de tórax estabelecido pelo hospital, além do fator de conversão

de tons de cinza para dose absorvida igual a 2,054 mGy.Tons de Cinza-1

.

Obs.: Os resultados obtidos com os filmes radiocrômicos, em tons de cinza, foram

divididos pelo fator de conversão para obter valores de doses absorvida. Foi necessário esta

divisão devido aos valores serem indiretamente proporcionais, ou seja, quando foram feitos os

perfis de dose na calibração dos filmes radiocrômicos, foi preciso inverter a imagem a fim de

obter um exato resultado.

98

0 20 40 60 80 100

14

16

18

20

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)

Figura 66. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no centro do objeto simulador em T2.

0 20 40 60 80 100

20

25

30

35

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)

Figura 67. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no norte do objeto simulador em T2.

99

0 20 40 60 80 100

15

20

25

30

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)

Figura 68. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no sul do objeto simulador em T2.

0 20 40 60 80 100

20

25

30

35

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)

Figura 69. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no leste do objeto simulador em T2.

100

0 20 40 60 80 100

15

20

25

30

35

Do

se A

bso

rvid

a n

o P

MM

A (

mG

y)

Distância (mm)

Figura 70. Variação longitudinal da dose do cilindro posicionado no oeste do objeto simulador em T2.

Os resultados obtidos através dos filmes radiocrômicos permitem observar regiões de

picos e vales. Este fato é explicado devido ao protocolo de tórax utilizado pelo hospital em

que se utiliza um pitch de 0,75. Assim, percebem-se regiões com doses maiores intercaladas

com regiões de doses menores. O resultado encontrado na região central não está totalmente

de acordo com os demais, devido, principalmente, a maior contribuição da radiação espalhada

no objeto simulador. Não é possível perceber este perfil de dose obtido quando se utiliza os

dosímetros TL, visto que eles representam a dose puntualmente.

O resultado da integral da curva correspondente à região central do objeto simulador

foi de 1745,1. Visto que os limites de integração variavam de 0 mm à 100 mm, devido aos

posicionamentos dos filmes radiocrômicos nos cilindros de PMMA, foi possível calcular o

valor de MSAD. O valor obtido foi de 17,5 mGy, abaixo do NRD de 25 mGy estabelecido

pela legislação brasileira para o abdômen.

A fim de comparar os resultados encontrados das médias dos valores dos cilindros

periféricos utilizando os dosímetros TL e os filmes radiocrômicos nos pontos de interesse, foi

feita a Tab. 17 referente aos dados das Fig. 66 a 70 e da Fig. 58.

101

Tabela 17. Média da dose absorvida (mGy) encontrada nos cilindros periféricos utilizando filmes radiocrômicos

e dosímetros TL.

Distância

(mm)

Filmes Radiocrômicos Dosímetros TL

Dose Absorvida

(mGy)

Desvio Padrão

(%)

Dose Absorvida

(mGy)

Desvio Padrão

(%)

-50 25,0 15,2 26,9 10,4

-40 25,2 14,3 28,7 10,0

-30 24,6 19,1 29,6 11,8

-20 27,4 14,0 30,6 13,6

-10 26,3 14,4 31,5 9,4

-2 25,9 18,7 32,2 14,8

0 26,1 19,5 31,2 12,1

2 25,1 17,5 32,1 13,2

10 27,3 13,9 32,7 13,0

20 25,9 14,6 32,4 15,0

30 25,2 19,5 30,0 7,4

40 26,0 16,0 29,1 7,9

50 23,8 15,3 27,5 7,9

Os valores encontrados com os filmes radiocrômicos estão próximos aos dos obtidos

com dosímetros TL. A diferença encontrada ao analisar a média da dose absorvida nos

cilindros periféricos deve-se, principalmente, à dificuldade de alinhar os filmes dentro do

objeto simulador, além das variações nas leituras. Assim, observa-se que nos gráficos

utilizando os filmes radiocrômicos não há um início em comum, isto dificulta o exato cálculo

da média das doses e, por conseguinte a comparação com os dosímetros TL.

A fim de comparar as três diferentes técnicas utilizadas no tomógrafo T2, foi feita a

Tab. 18, referente aos dados das Fig. 57 e 66, que apresenta o resultado das integrais das

curvas da região central correspondente a cada técnica, os limites de integração, e os valores

de MSAD calculado, inclusive o obtido através da câmara de ionização.

Tabela 18. Resultados das integrais, os limites de integração e o valor de MSAD para as três técnicas utilizadas

no tomógrafo T2.

Técnicas Valor da

Integral

Intervalo de

Integração

MSAD

(mGy)

Câmara Lápis - - 19,501

Dosímetros TL 1994,180 -70 a +70 14,244

Filmes Radiocrômicos 1745,112 0 a 100 17,451

O valor de MSAD calculado com a câmara de ionização através de procedimentos

presentes no guia da ANVISA difere dos obtidos com dosímetros TL em torno de 27,0%,

enquanto com os filmes radiocrômicos em torno de 10,5%. A diferença encontrada com os

dosímetros TL é possivelmente devido aos dosímetros representarem a dose puntualmente e

102

às variações na leitura. Além dessas variações que também ocorrem com os filmes

radiocrômicos, a dificuldade de alinhá-los dentro do objeto simulador, possivelmente

contribui para a diferença entre os resultados obtidos de MSAD.

Os cálculos da incerteza da medição dos dosímetros TL estão apresentados na Tab. 19.

Tabela 19. Cálculo da incerteza dos dosímetros TL na medição no tomógrafo T2.




Normal Raiz 10 A 2,47 9 9 2,32

Normal Raiz 10 A 5,82 9 9 2,32

Normal Raiz 10 A 0,01 9 9 2,32

Normal Raiz 450 A 0,26 449 449 2,00




(k)

7,80

Dosímetro TL (Homogeneidade)

Fonte (%)

13,40

Grau de

Liberdade

(v)


Calibração TL

U (%) =

Dosímetro TL (Dep. Angular)

Uc (%) =



Divisor

18,40

0,04

5,50Estabilidade da Leitora TL

Dosímetro TL (Reprodutibilidade)

A incerteza do segundo lote de dosímetros TL na medição no tomógrafo T2 é

principalmente influenciada pelos valores de calibração, reprodutibilidade e homogeneidade.

Para reduzir esta incerteza, deve-se escolher um novo lote com uma melhor resposta durante

utilizações sucessivas e com uma melhor uniformidade na sensibilidade. Assim, o valor da

incerteza da calibração também diminuiria.

Os cálculos da incerteza da medição da câmara de ionização tipo lápis estão

apresentados na Tab. 20.

.

Tabela 20. Cálculo da incerteza da câmara de ionização tipo lápis na medição no tomógrafo T2.




Normal Raiz 40 A 0,43 39 39 2,32





Divisor

1,00

2,22

Câmara (Reprodutibilidade)

U (%) =

Pressão

Uc (%) =




(k)

2,73

Temperatura

Fonte (%)

3,00

Grau de

Liberdade

(v)


Calibração (Câmara)

A incerteza da câmara de ionização na medição no tomógrafo T2 é principalmente

influenciada pelos valores de calibração e pressão. Visto que a calibração da câmara foi feita

no IPEN, para reduzir a incerteza na medição, deve-se sempre corrigir os valores de pressão

anotados.

103

6. CONCLUSÕES

Os resultados obtidos neste trabalho permitiram concluir que, na região metropolitana

de Belo Horizonte, a capital possui a maior quantidade de tomógrafos, pois possui uma maior

quantidade de estabelecimentos de assistência à saúde. A partir dos dados obtidos do

Ministério da Saúde foi possível quantificar os tomógrafos em todo o estado de Minas Gerais,

assim como ter o conhecimento da quantidade existente na região metropolitana de Belo

Horizonte. Com o banco de dados do CDTN/CNEN foi possível fazer uma comparação com

os resultados encontrados do Ministério da Saúde. A grande diferença encontrada evidencia

que somente uma pequena parcela dos tomógrafos da cidade metropolitana foi submetida aos

testes de controle de qualidade para TC e recebeu as visitas dos cadastrados da Vigilância

Sanitária de MG, visto que não havia a obrigatoriedade da realização dos testes em Minas

Gerais antes de 01/07/2009. Atualmente, há muito trabalho a ser realizado e muitos destes

testes não estão sendo feitos, principalmente, devido à falta de pessoal capacitado para a

realização destes.

Especificamente neste trabalho foi notado, a partir da seleção dos dois lotes de

dosímetros TL e da comparação entre seus resultados, que é mais eficaz trabalhar com um

lote homogêneo. Existe uma maior facilidade de realizar o trabalho quando não se utiliza um

fator de correção individual, pois não há a preocupação de evitar a troca dos dosímetros TL e

também há uma diminuição na dispersão dos valores encontrados.

Os testes de controle de qualidade da câmara de ionização realizados em um período

de grande índice pluviométrico na região metropolitana de Belo Horizonte evidenciaram que

a variação da umidade interfere nos resultados, principalmente nos testes da corrente de fuga.

Os resultados da avaliação dos perfis de dose em varreduras de tórax permitiram

observar a variação da dose no interior do objeto simulador. Foi possível notar que a região

periférica do simulador de PMMA apresentou valores de dose bem superiores à região

central, numa proporção próxima de 2:1, pois o centro do simulador recebe os feixes de raios

X com uma maior atenuação do que as demais regiões. Ao analisar os cilindros de PMMA, a

variação longitudinal da dose pode ser observada. O maior valor de dose está no ponto central

devido à significante contribuição da radiação espalhada gerada no volume da varredura. As

medições dos cilindros posicionados ao sul apresentaram uma dose menor que às demais

regiões periféricas. Isto ocorreu devido à interação do feixe de raios X com a mesa do

tomógrafo.

104

A grande variação dos resultados encontrados nos tomógrafos T4 e T5 é devido aos

dosímetros TL terem sidos submetidos a uma grande variedade de testes utilizando altas

doses, como é o caso das doses em TC. As leituras dos dosímetros variam muito

possivelmente devido à perda de sensibilidade de alguns dosímetros causada por leituras

residuais ou a influência do pitch, sendo necessários maiores estudos para essa avaliação. A

fim de reutilizar tais dosímetros em trabalhos posteriores, faz-se necessária uma nova seleção,

refazendo os testes de homogeneidade, reprodutibilidade e a calibração. Percebe-se que os

resultados encontrados somente para a região central estão de acordo com a reta ajustada,

porque foram inseridos no cilindro central do objeto simulador os dosímetros TL que

possuíam a melhor homogeneidade e reprodutibilidade de todo o lote.

Notou-se que a variação dos perfis de dose nas varreduras de tórax realizadas é devida,

principalmente, a diferença dos protocolos utilizados em cada hospital. Fatores como a carga

(mA.s) e o pitch são os principais responsáveis pela esta variação. Existe outros fatores que

também são importantes observar quando não se há uma diferença nítida entre protocolos.

Quando maior a distância entre a fonte de raios X e o detector, maior será a dose recebida

pelo objeto simulador e consequentemente pelo paciente. Tal fato é devido à necessidade dos

detectores de receber sempre a mesma dose. Existe também uma variação nas características

de cada detector, como a sensibilidade. Estes outros fatores são devido à grande variedade de

fabricantes que faz com que exista uma grande variedade entre os tomógrafos.

Os valores encontrados de CTDIW (CW), DLP (PKL,CT) e MSAD utilizando a câmara de

ionização no tomógrafo T2 estão abaixo dos limites recomendados e do nível de referência

em radiodiagnóstico estabelecido pela legislação brasileira para o abdômen. Dessa forma,

visto que este é o equipamento que possui a maior dose dentre os estudados, conclui-se que

todos os tomógrafos possuem valores de grandezas dosimétricas específicas para TC abaixo

dos limites estabelecidos.

Os valores encontrados com os filmes radiocrômicos estão de acordo com os obtidos

com os dosímetros TL, exceto quando se faz uma análise da média da dose absorvida nos

cilindros periféricos. Esta diferença é devida a dificuldade de alinhar os filmes dentro do

objeto simulador e às variações na leitura. Porém, devido à grande dispersão dos resultados

obtidos com os dosímetros TL, aos excelentes resultados obtidos com os filmes radiocrômicos

nas comparações entre as três técnicas utilizadas e visto que este trabalho requer um grande

número de dosímetros, há uma tendência de trocar os dosímetros TL pelos filmes

radiocrômicos para a avaliação de outros perfis de dose em TC.

105

Em trabalhos futuros, mais resultados em outros tomógrafos podem contribuir para

disseminar e otimizar o procedimento adequado da dosimetria e dos testes de controle de

qualidade em TC, assim como efetuar uma análise crítica das terminologias das grandezas

dosimétricas utilizadas em radiodiagnóstico que vem se tornando cada vez menos satisfatórias

para mensurar e permitir a discussão da realidade imposta pela grande variação do parque

tecnológico.

106

7. REFERÊNCIAS

AGÊNCIA NACIONAL DE VIGILÂNCIA SANITÁRIA – ANVISA. Radiodiagnóstico

Médico: Segurança e Desempenho de Equipamentos. Brasília: ANVISA, 2005. 103 p.

AMERICAN ASSOCIATION OF PHYSICIST IN MEDICINE. Radiochromic film

dosimetry. College Park, 1998. (AAPM Report, 63)

ATTIX, F. H. Introduction to Radiological Physics and Radiation Dosimetry. Weinheim:

Wiley-VCH, 2004. 607 p.

BASTOS, A. L. Doses e riscos de radiação em estudo tomográfico de tórax com tecnologia

de quatro cortes. 2006. 89 f. Dissertação (Mestrado) – Centro de Desenvolvimento da

Tecnologia Nuclear, Belo Horizonte. 2006.

BOAG, J.W. Ionization chambers. In: KASE, K.R.; BJ¨ARNGARD, B.E.; ATTIX, F. H. The

dosimetry of ionizing radiation. Orlando, FL: Academic Press Inc., 1987. v.2. p. 169-243.

BRASIL. Portaria 453, de 01 de junho de 1998. Diretrizes de proteção radiológica em

radiodiagnóstico médico e odontológico. Diário Oficial [da] República Federativa do Brasil,

Brasília, DF, 02 de jun. 1998.

BUSHONG, S.C. Radiologic Science for Technologists: Physics, Biology and Protection. 6

ed. St. Louis, MO: Mosby-Year Book Inc., 1997.

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EXTERNA. Desempenho de sistemas de monitoração individual: Critérios e condições. Rio

de Janeiro: IRD, 1995.

CURRY III, T.S.; DOWDEY, J.E.; MURRY, R.C. Christensen’s Physics of Diagnostic

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107

DEWERD, L.A.; WAGNER, L.K. Characteristics of radiation detectors for diagnostic

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111

APÊNDICE A

As Tab. A1, A2, A3, A4 e A5 são os resultados, entre os anos de 2005 e 2009, do

levantamento feito dos tomógrafos da região metropolitana de Belo Horizonte através do

banco de dados do Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN/CNEN).

Tabela A1. Levantamento dos tomógrafos em 2005.

H0501 Belo Horizonte Siemens Somatom Emotion Duo 130 360 1,5 450

H0501 Belo Horizonte Siemens Somatom Plus 4 140 420 1,5 630

H0502 Belo Horizonte Toshiba Auklet 120 200 4 800

H0503 Contagem GE CT Max 640 120 110 4,8 528

H0504 Belo Horizonte Siemens Somatom Sensation Cardiac 140 - - 500

H0505 Belo Horizonte Toshiba Xpress / GX 130 250 4 1000

H0504 Belo Horizonte Siemens Somatom Plus 4 140 320 1,5 480

H0505 Belo Horizonte Elscint Helicat / S 150 - - 400

H0506 Betim Siemens Somatom ART 130 100 5 500

H0507 Belo Horizonte Elscint CT Twin 120 - - 275

H0508 Belo Horizonte Toshiba Auklet 120 200 4 800

H0509 Belo Horizonte GE Hi Speed (1995) 140 250 - -

H0510 Belo Horizonte Philips Brilliance 16 140 - - 610

H0511 Belo Horizonte Siemens Somatom Espirit 130 - - 270

H0512 Belo Horizonte Toshiba X Vision EX 130 200 - -

H0511 Belo Horizonte GE CT Max 640 120 110 - -

Tensão

(kV)

Corrente

(mA)

Tempo

(s)

Carga

(mAs)Hospital Cidade Marca Modelo


H0604 Belo Horizonte Siemens Somatom AR-Star 130 105 3 315

H0613 Contagem Toshiba TCT 300S 120 200 4,5 900

H0614 Belo Horizonte Elscint Exel 2000 Sprint 130 - 8,5 420

H0612 Belo Horizonte Philips CT Secura 140 300 3 900

H0615 Belo Horizonte Siemens Somatom AR-Star 130 105 6 630

H0616 Belo Horizonte GE Sytec 1800i 120 100 - -

H0617 Belo Horizonte Siemens Somatom Spirit 130 180 - -

H0615 Belo Horizonte Philips Brilliance 140 400 - 885

H0618 Belo Horizonte Toshiba X Vision GX 120 300 4 1200

H0619 Belo Horizonte Siemens Somatom ART 130 100 - -

H0620 Pedro Leopoldo GE CT Max 640 120 85 - -

H0620 Pedro Leopoldo GE CT Max 640 120 85 - -


Tensão

(kV)

Corrente

(mA)

Tempo

(s)

Carga


112


H0706 Betim Siemens Somatom ART 130 100 5 500

H0721 Contagem Siemens Somatom ART 130 100 3 300

H0722 Belo Horizonte GE CT Max 640 120 110 4,8 528

H0723 Belo Horizonte Toshiba Xpeed II 130 110 3 330

H0718 Belo Horizonte Toshiba X Vision / Ex 125 150 1,5 225

H0724 Belo Horizonte Toshiba Aquilon 64 135 500 - -

H0704 Belo Horizonte Siemens Somatom AR.C 130 70 3 210

H0725 Belo Horizonte Elscint HeliCAT / S 140 - - 400

H0726 Belo Horizonte GE Sytec Synergy 120 160 - -

H0727 Contagem GE CT Max 640 120 - - 370

1

1,5

Tensão

(kV)

Corrente

(mA)

Tempo

(s)

Carga


130 - 160H0704 Belo Horizonte Siemens Somatom Spirit


H0803 Contagem GE CT Max 640 120 77 4,8 -

H0828 Belo Horizonte Siemens Somatom Spirit 130 160 5 800

H0828 Belo Horizonte Siemens Somatom ARC 130 100 5 500

H0829 Nova Lima Picker PQ 2000S 140 400 4 1600

H0819 Belo Horizonte Philips Brilliance 190P 140 - - 400

H0805 Belo Horizonte Philips Brilliance CT 140 300 1,4 420

H0818 Belo Horizonte Siemens Spirit 130 - - 260

H0807 Belo Horizonte Philips Brilliance 6 CT 140 - - 935

H0830 Belo Horizonte GE Brigth Speed (helicoidal) 140 440 4 1760

H0818 Belo Horizonte Siemens Somatom Emotion 130 - - 720

H0831 Belo Horizonte Siemens Somatom ARC (1996) 130 100 5 500

H0832 Belo Horizonte GE Bright Speed 140 440 693,7 -

H0804 Belo Horizonte Siemens Somatom Emotion 130 250 1,5 360

H0833 Belo Horizonte Siemens Somatom 130 200 - -

H0834 Belo Horizonte Siemens Somatom Balance 130 240 - -

H0835 Nova Lima Philips - 140 200 - -

H0836 Belo Horizonte Siemens Somatom Sensation 140 - - 1295

H0837 Belo Horizonte Siemens Somatom ART 130 100 - -


H0821 Contagem Philips Somatom Smile 120 100 2 200

H0821 Contagem Philips Somatom Smile 120 50 2 100

Corrente

(mA)

Tempo

(s)

Carga

(mAs)Cidade Marca Modelo

Tensão

(kV)Hospital

113


H0940 Belo Horizonte GE CT Max 640 120 110 4,8 528

H0924 Belo Horizonte Toshiba Aquilion 64 135 400 - -

H0924 Belo Horizonte Elscint CT Win RTS 135 400 - -

H0913 Belo Horizonte Philips MX - 6000 Duo 140 200 1 200



H0928 Belo Horizonte Siemens Somatom Spirit Plus 130 350 3 1050

H0919 Belo Horizonte Philips Brilliance CT 140 150 2 300

H0941 Belo Horizonte Philips Brilliance 16 140 730 - -

H0942 Belo Horizonte Toshiba Asteion 120 200 2 400

200 0,8

150 1

Carga


Tensão

(kV)

Corrente

(mA)

Tempo

(s)

H0942 Belo Horizonte Toshiba Asteion 120160

150

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Comissão Nacional de Energia Nuclear - bdtd.cdtn.br · TOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA Bruno Beraldo Oliveira Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações Orientador: