Débito de Dose e Qualidade da Imagem em Fluoroscopia ...run.unl.pt/bitstream/10362/11034/1/Coutinho_2013.pdf · como em terapêutica médica, fornecendo doses significativas de radiação

José Guilherme de Mendonça Coutinho

Licenciado em Ciências da Engenharia Biomédica

Débito de Dose e Qualidade da Imagem em Fluoroscopia

Dissertação para obtenção do Grau de Mestre em Engenharia Biomédica

Orientador: Nuno G. Teixeira, Prof. Coordenador, ESTeSL Co-orientador: Gilda R. Cunha, Prof. Coordenador, ESTeSL

Co-orientador: Hugo R. Trindade, Mestre, MedicalConsult

Júri:

Presidente: Prof. Doutor Mário António Basto Forjaz Secca Arguente: Prof. Doutor Pedro Manuel Peixoto Teles Vogais: Prof. Doutor Nuno José Coelho Gomes Teixeira Prof. Gilda Cristina van-Zeller Cabral Ribeiro da Cunha

Setembro 2013


Licenciado em Ciências da Engenharia Biomédica

Departamento de Física


Dissertação apresentada à Faculdade de Ciências e Tecnologia da Universidade Nova de Lisboa para obtenção do Grau de Mestre em Engenharia Biomédica. A presente dissertação foi desenvolvida com a colaboração da MedicalConsult S.A. e da Escola Superior de Tecnologia da Saúde de Lisboa do Instituto Politécnico de Lisboa.

Orientador: Prof. Doutor Nuno José Coelho Gomes Teixeira

Co-Orientador: Prof. Gilda Cristina van-Zeller Ribeiro da Cunha

Co-Orientador: Engenheiro Hugo Miguel Reis Trindade

Setembro 2013


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Débito de Dose e Qualidade da Imagem em Fluoroscopia.

Copyright© 2013 - Todos os direitos reservados. José Guilherme de Mendonça Coutinho. Faculdade de Ciências e Tecnologia. Universidade Nova de Lisboa.

A Faculdade de Ciências e Tecnologia e a Universidade Nova de Lisboa têm o direito, perpétuo e sem limites geográficos, de arquivar e publicar esta dissertação através de exemplares impressos reproduzidos em papel ou de forma digital, ou por qualquer outro meio conhecido ou que venha a ser inventado, e de a divulgar através de repositórios científicos e de admitir a sua cópia e distribuição com objectivos educacionais ou de investigação, não comerciais, desde que seja dado crédito ao autor e editor.


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Aos meus Pais, minha Irmã e meus Avós.

Vós que orquestrais a dança sincronizada do meu universo.


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“In God we trust, all the others bring data.”

W. Edwards Deming

“I often say that when you can measure what you are speaking about, and express it in numbers, you know something about it; but when you cannot measure it, when you cannot express it in numbers, your knowledge is of a meagre and unsatisfactory kind”

Lord Kelvin (Sir William Thomson)


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Agradecimentos

Tenho o maior prazer em exprimir, aqui, o meu reconhecimento a quem acompanhou o desenvolvimento deste trabalho, fazendo comentários, críticas e sugestões e indicando referências que muito contribuíram para clarificar e melhorar o conteúdo desta dissertação. Mencionarei em primeiro lugar o Professor Doutor Nuno Gomes Teixeira, orientador desta dissertação de mestrado, que formulou críticas sempre válidas e da maior utilidade. Agradeço a sua simpatia, atenção e constantes palavras de motivação ao longo deste último ano. E enalteço o seu fantástico espírito de formação que tem sempre em vista a realidade vivida na sociedade e no mercado de trabalho. Agradeço, igualmente, ao Engenheiro Hugo Trindade, meu co-orientador, por toda sua a disponibilidade, apreço e dedicação. Sem o seu permanente apoio, partilha de conhecimentos e valiosas contribuições, este projecto não teria sido possível. À Professora Gilda Ribeiro Cunha, co-orientadora deste trabalho, agradeço toda a disponibilidade, interesse, palavras de motivação permanentes e total apoio concedido na análise estatística. Quero, também, expressar a minha gratidão à MedicalConsult S.A. pelo excelente acolhimento no seu seio e, em especial, ao Engenheiro Sérgio Fonseca, ao Engenheiro Pedro Carvoeiras e ao Engenheiro João Schiappa pelos preciosos comentários e sugestões, bem como a todos os Colaboradores que me forneceram os dados. Ao Engenheiro Pedro Rosário da Direcção Geral de Saúde, ao Doutor Theocharis Berris da Agência Internacional de Energia Atómica e a todos os Técnicos de Radiologia com quem contactei um muito obrigado pela ajuda e pelas informações fornecidas.

Quero, também, expressar os meus agradecimentos a quem, por outras formas, também contribuiu para a realização deste trabalho. Ao Professor Doutor Mário Forjaz Secca, Coordenador do curso e um dos principais mentores da Engenharia Biomédica em Portugal, à Professora Doutora Adelaide Jesus, Presidente do Departamento de Física, e aos restantes Professores da FCT-UNL, que me guiaram neste percurso. À Carina Santos, à Filipa Ferreira, à Sara Praça e à Vanessa Cunha por tão grande importância que tiveram no meu percurso académico e na minha vida. A todos os outros meus colegas e amigos da FCT, particularmente, à Ana Ruxa, à Carolina Guedes, à Carolina Pádua, à Catarina Franco, ao João Sousa, à Luísa Gomes, à Margarida Rebelo, ao Pedro Ferreira, ao Ricardo Eleutério, ao Ricardo Ribeiro e à Sofia Dias, que tornaram todos os momentos passados especiais. Aos meus amigos, João Aguiar, Joana Lima e Filipe Fraga, por me acompanharem nos últimos oito anos. A todos os meus familiares pelos constantes incentivos.

Aos meus Pais, Eduarda e José, e aos meus quatro Avós, por todo o amor, alegria, carinho, sacrifícios e apoio incondicional. E, por último, à semente desta tese, a minha irmã, Ana, que me apresentou ao Professor Nuno e pela sua colossal importância na minha vida.

A todos, Muito Obrigado! Bem hajam.


Setembro de 2013


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Resumo

Os procedimentos de raios X que envolvem fluoroscopia são essenciais tanto em diagnóstico como em terapêutica médica, fornecendo doses significativas de radiação aos pacientes e profissionais de saúde. É desejável que o paciente seja exposto à menor dose de radiação possível, sem que seja comprometida a qualidade da imagem, conforme sugere o princípio ALARA. Como tal, a exposição à radiação e a qualidade da imagem tornam-se parâmetros críticos que necessitam de um controlo, análise periódica e optimização permanentes.

Neste estudo foram avaliadas medições realizadas em 143 equipamentos distintos de fluoroscopia, de 34 unidades de saúde nacionais (continente e ilhas), num total de 719 medições de débitos de dose à superfície de um fantoma de PMMA e 445 medições de resolução de contraste e de resolução espacial. As medições foram efectuadas entre 2007 e 2013. Foram comparados os diferentes débitos de dose obtidos entre equipamentos e entre os diferentes modos de operação de cada equipamento. Estudou-se a variação dos parâmetros com o tipo e a marca de equipamento e a zona do país onde se efectuou a medição, bem como a sua variação no tempo. Compararam-se os dados com outros estudos internacionais. Adicionalmente, foi feita uma estimativa da contribuição da fluoroscopia para o pico de dose na pele.

Constatou-se a necessidade de opção dos modos pulsados face aos contínuos e a selecção, sempre que possível, de modos de baixo débito, desde que não comprometam a qualidade da imagem. O débito de dose médio foi de 39,6 mGy/min no modo contínuo e de 32,2 mGy/min para o modo pulsado. Notou-se a variação do débito de dose e do limiar de contraste com a marca e a zona do País. A resolução espacial média encontrada foi de 2,26 lp/mm, não tendo variado com o tipo nem com a marca do equipamento. O limiar de contraste médio foi de 2,04%. O valor médio dos três parâmetros não variou no tempo. Além disso, no geral os valores medidos foram congruentes com os encontrados noutros estudos e, na esmagadora maioria dos casos, respeitavam as regras definidas pela legislação portuguesa. Estimou-se um tempo crítico para a possível ocorrência de efeitos determinísticos entre 50 a 60 minutos, atendendo aos débitos encontrados.

Palavras-Chave:

Fluoroscopia, Débito de dose na pele do paciente,

Qualidade da imagem, Protecção radiológica.


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Abstract

Procedures involving X-ray fluoroscopy are essential both in diagnosis and medical intervention and provide significant radiation doses to patients and health professionals. So it is crucial to the patient to be exposed to the lowest achievable dose without compromising the image quality, as suggested by the ALARA’s principle. Thus, the radiation exposure and the image quality become critical parameters that require a periodic analysis, check and optimization.

This study assessed the measurements performed in 143 distinct fluoroscopy equipment, from 34 national health units (mainland and islands), in a total of 719 measurements of entrance surface dose rate on a PMMA phantom and 445 contrast and spatial resolution measurements. The acquisition of this data was carried out between 2007 and 2013. The different doses rates obtained for each unit and mode of operation were compared. The variation of the parameters with the brand, the type of equipment and the region of the country where the measurements were done were also studied, as well as its temporal variation. Additionally, an estimation of the contribution of fluoroscopy to the peak skin dose was done.

It was found the necessity of selection of pulsed modes instead of continuous modes and, when possible, selection of low debt modes, since they do not compromise the quality of the image. The mean dose rate was 39.6 mGy/min in the continuous mode and 32.2 mGy/min for pulsed debt. It was also possible to notice the variation of the dose debt and the contrast threshold with the brand and the country’s region. The mean spatial resolution found was 2.26 lp/mm, and it did not ranged with the type or the brand of the equipment. The mean value of contrast threshold was 2.04%. The average of the three parameters did not change over the period of the study. Furthermore, in general the measured values were congruent with the literature and in the overwhelming majority they respect the rules of Portuguese law. It was estimated a critical time for the possible occurrence of deterministic effects between 50 and 60 minutes, according to the dose debts determined in this study.

Keywords:

Fluoroscopy, Dose debt on patient’s skin,

Image quality, Radiological protection.


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Índice de matérias

Agradecimentos ............................................................................................................................. xi

Resumo ........................................................................................................................................ xiii

Abstract ......................................................................................................................................... xv

Índice de matérias ....................................................................................................................... xvii

Índice de ilustrações ..................................................................................................................... xix

Índice de tabelas ......................................................................................................................... xxiii

Lista de abreviaturas, siglas e acrónimos ..................................................................................... xxv

1. Introdução ................................................................................................ 1

1.1 Enquadramento e Motivação ................................................................................................ 1

1.2 Objectivos ............................................................................................................................. 3

1.3 Estrutura da dissertação ....................................................................................................... 3

1.4 Cronologia do plano de trabalho ........................................................................................... 4

2. Conceitos fundamentais ........................................................................... 5

2.1 Interacção da radiação com a matéria ................................................................................... 5

2.2 Efeitos biológicos da radiação ............................................................................................... 7

2.3 Grandezas dosimétricas ......................................................................................................... 9

2.4 Grandezas de protecção radiológica ..................................................................................... 11

3. A Fluoroscopia ....................................................................................... 13

3.1 Imagem em tempo real ......................................................................................................... 13

3.2 Enquadramento histórico ..................................................................................................... 13

3.3 O Equipamento de fluoroscopia ........................................................................................... 13

3.4 Tipos de equipamentos ......................................................................................................... 17


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3.5 Modos de operação .............................................................................................................. 19

3.6 Qualidade da imagem .......................................................................................................... 20

3.7 Campo de visão e a Ampliação ............................................................................................ 22

3.8 Classificação da radiação consoante a sua origem ............................................................... 23

3.9 Grandezas específicas em fluoroscopia ................................................................................. 23

3.10 Protecção radiológica dos pacientes e dos profissionais de saúde em fluoroscopia ............. 26

3.11 Efeitos da radiação em fluoroscopia ................................................................................... 27

3.12 Legislação em Portugal aplicada em fluoroscopia .............................................................. 28

4. Materiais e Metodologia ......................................................................... 29

4.1 Materiais .............................................................................................................................. 29

4.2 Métodos ............................................................................................................................... 31

5. Apresentação, Análise e Discussão de Resultados .................................. 33

5.1 Caracterização da amostra de intervenções ......................................................................... 33

5.2 O Débito de dose ................................................................................................................. 37

5.3 O Limiar de contraste de visibilidade .................................................................................. 51

5.4 A Resolução espacial............................................................................................................ 57

5.5 Estimativa da contribuição da fluoroscopia para o pico de dose na pele ............................. 63

6. Conclusão ............................................................................................... 67

6.1 Condicionantes/Limitações e Perspectivas Futuras ............................................................. 69

Referências bibliográficas .............................................................................................................. 71

Apêndice I ..................................................................................................................................... 79

Apêndice II .................................................................................................................................... 81

Apêndice III .................................................................................................................................. 83


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Índice de ilustrações

Ilustração 1.1 – Gráfico à esquerda: Percentagem da origem da radiação no início dos anos 80; Gráfico à direita: As mesmas percentagens no ano 2006. Adaptado de [3]. .................................... 1 Ilustração 1.2 – Dose efectiva colectiva (em mSv) per caput em 33 países Europeus. Adaptado de [4]. ................................................................................................................................................... 2 Ilustração 1.3 – Cronologia das principais actividades desenvolvidas entre Janeiro e Setembro de 2013. ............................................................................................................................................... 4 Ilustração 2.1 – Esquema ilustrativo do Efeito Fotoeléctrico. Adaptado de [7]. ............................. 6 Ilustração 2.2 – Esquema ilustrativo do Efeito de Compton. Adaptado de [7]. .............................. 7 Ilustração 2.3 – Diagrama da interacção da radiação com o tecido biológico e efeitos originados. Adaptado de [14]. ........................................................................................................................... 8 Ilustração 3.1 – [A] Esquema geral de funcionamento (Adaptado de [21]) e [B] Constituição geral de um sistema de fluoroscopia básico (Adaptado de [10]). ............................................................ 14 Ilustração 3.2 - [A] Distribuição de energia de um tubo de Raios X (dl/dE - intensidade do feixe por unidade de energia dos fotões; Em – energia máxima dos fotões do feixe): espectro característico sobreposto a espectro contínuo de radiação de Bremsstrahlung sem filtração (2), após um filtro de 2,5mm de Al (3) e após atravessar o paciente (4). Situação teórica do efeito na total ausência de filtração (1). Adaptado de [11]. [B] Ampola de Raios X e os seus principais constituintes. Adaptado de [21]. ........................................................................................................................................... 14 Ilustração 3.3 – [A] Esquema da actuação de um colimador de Raios X. [B] Esquema de uma grelha anti-dispersão utilizada para interceptar fotões dispersos antes de entrarem no intensificador de imagem. Adaptados de [20]. .......................................................................................................... 16 Ilustração 3.4 – Representação de três curvas de resposta do ABC. A curva híbrida apresenta o melhor compromisso possível entre a qualidade de imagem e a dose para o paciente. Adaptado de [10]. ................................................................................................................................................ 17 Ilustração 3.5 – [A] Ilustração dum sistema biplanar de angiografia com receptores de imagem do tipo FPD. (Retirado de [24]). [B] Fotografia de uma sala de angiografia com sistema biplanar. (Retirado de [25]). ......................................................................................................................... 18 Ilustração 3.6 – [A] Ilustração de um braço em C. Adaptado de [27]. [B] Fotografia de um braço em C da GE. (Retirado de [25]). ................................................................................................... 18 Ilustração 3.7 – Ilustração de uma mesa telecomandada com ampola: [A] acima da mesa e [B] abaixo da mesa. A cinzento-escuro evidenciam-se as protecções contra radiação dispersa. (Retiradas de [11]). [C] Fotografia de uma mesa telecomandada da Siemens. (Retirada de [28]). .................. 19 Ilustração 3.8 – Comparação da fluoroscopia contínua de: (a) 30 fps com a fluoroscopia pulsada de: (b) 30 fps e de (c) 15 fps. Adaptado de [10] .................................................................... 20


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Ilustração 3.9 – A imagem da esquerda possui uma série de linhas horizontais e verticais pretas e brancas que se conseguem distinguir à medida que se tornam mais pequenas, contrariamente à imagem da direita em que as linhas aparecem desfocadas ou indistinguíveis. Retirado de [31]. ... 21 Ilustração 3.10 – Curvas típicas da técnica radiológica de fluoroscopia que estabelecem um compromisso entre dose e contraste mediante a variação entre mA e kV. (Adaptado de [29]). ... 22 Ilustração 3.11 – Origem da radiação - radiação primária, dispersa e de fuga. ............................. 23 Ilustração 3.12 – Esquema ilustrativo dos pontos de medição de algumas grandezas relevantes em fluoroscopia e do posicionamento de alguns componentes. Adaptado de [34] e de [35]. ................ 24 Ilustração 3.13 – [A] A angulação poderá levar à exposição desnecessária de tecidos. [B] Diferentes posições do tubo e do receptor que permitem visualizar a mesma região, mas, no entanto, distribuem a dose por diferentes tecidos. ........................................................................................................ 26 Ilustração 4.1 – [A] Número de equipamentos de fluoroscopia por distritos do continente e regiões autónomas dos Açores e Madeira. [B] Gráfico da distribuição do número de equipamentos de fluoroscopia por tipo e por marca. ................................................................................................ 29 Ilustração 4.2 – [A] Câmara de ionização da Radcal modelo 10X6-60 utilizada nas medições do débito de dose. [B] Módulo Accu-Dose da Radcal. ....................................................................... 30 Ilustração 4.3 – [A] Ilustração do fantoma TO N3 da Leeds Test Objects, onde se assinala a marca onde se inicia a contagem e a 1ª esfera detectável. [B] Ilustração da tabela utilizada para obter o valor do limiar de contraste, com base na espessura de cobre, tensão da ampola e número de esferas detectadas. .................................................................................................................................... 30 Ilustração 5.1 – [A] Gráfico que traduz o número de intervenções efectuadas em cada distrito e regiões autónomas. [B] Mapa da distribuição da população residente, em Portugal, em 2012, por município [52]. ............................................................................................................................... 34 Ilustração 5.2 – Distribuição do número de intervenções por zonas: Norte, Grande Lisboa, Centro, Sul e Ilhas. À esquerda da ilustração temos o mapa de Portugal com as respectivas zonas assinaladas e à direita o gráfico que traduz a percentagem do número de intervenções por zona. .................. 35 Ilustração 5.3 – Gráfico com a percentagem do número de intervenções por ano da intervenção. 36 Ilustração 5.4 – Gráfico com a percentagem das intervenções por marca dos equipamentos. ....... 36 Ilustração 5.5 – Distribuição dos valores do débito de dose medidos nas várias intervenções. A linha tracejada a vermelho representa o valor limite imposto pela Lei. ................................................. 37 Ilustração 5.6 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose para o modo contínuo e para o modo pulsado. ............................................................................................................................... 39 Ilustração 5.7 – Histogramas dos valores do débito de dose no: [A] modo Contínuo e no [B] modo Pulsado. ........................................................................................................................................ 39 Ilustração 5.8 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose para os vários programas de funcionamento dos equipamentos de fluoroscopia. ........................................................................ 40 Ilustração 5.9 – Histogramas dos valores do débito de dose para os modos de funcionamento: [A] Contínuo; [B] Contínuo de Alto Débito e [C] Pulsado. ................................................................. 41


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Ilustração 5.10 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose, no modo contínuo, para os três tipos de equipamentos. ........................................................................................................... 42 Ilustração 5.11 – Histograma dos valores da taxa de dose para o modo contínuo, cujo tipo de equipamento é: [A] Angiógrafo; [B] Arco em C e [C] Telecomandada. .......................................... 43 Ilustração 5.12 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose no modo pulsado para os três tipos de equipamentos. .................................................................................................................. 44 Ilustração 5.13 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose em função das várias marcas e dos três tipos de equipamento. ...................................................................................................... 45 Ilustração 5.14 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose distribuídos em função do ano da intervenção. .............................................................................................................................. 46 Ilustração 5.15 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose distribuido de acordo com a zona do país onde foi efetuada a medição e cujo tipo de equipamento é: [A] Angiógrafo; [B] Arco em C e [C] Telecomandada. [D] Angiógrafos resultantes da aplicação do controlo de qualidade à amostra .......................................................................................................................................... 47 Ilustração 5.16 – Diagramas de extremos e quartis do débito de dose dos modelos de Arco em C mais encontrados. .......................................................................................................................... 48 Ilustração 5.17 – Distribuição dos valores do limiar de contraste (foram eliminados dois pontos correspondentes a duas intervenções que se encontravam acima de 6%, distorcendo o gráfico). ... 51 Ilustração 5.18 – [A] Diagrama de extremos e quartis e [B] Histograma de todos os valores medidos do limiar de contraste. ................................................................................................................... 52 Ilustração 5.19 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função do tipo de equipamento. ..................................................................................................................... 52 Ilustração 5.20 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função da marca dos equipamentos. ............................................................................................................... 53 Ilustração 5.21 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função zona do País. .......................................................................................................................................... 54 Ilustração 5.22 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função do ano da intervenção. ....................................................................................................................... 55 Ilustração 5.23 – Distribuição dos valores do limiar de contraste para os equipamentos mais encontrados e com mais medições, divididos por tipo de equipamento ([C] e [D] – Arcos em C; [E] e [F] – Telecomandadas) e por modelo de equipamento. ............................................................... 56 Ilustração 5.24 – Distribuição de todos os valores medidos de resolução espacial. ........................ 57 Ilustração 5.25 – [A] Diagrama de extremos e quartis e [B] Histograma de todos os valores medidos de resolução espacial. ..................................................................................................................... 58 Ilustração 5.26 – Diagrama de extremos e quartis dos valores da resolução espacial agrupada por marca do equipamento. ................................................................................................................. 59 Ilustração 5.27 – Diagrama de extremos e quartis dos valores da resolução espacial agrupada por zona do País. ................................................................................................................................. 59


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Ilustração 5.28 – Diagrama de extremos e quartis dos valores da resolução espacial em função do ano de intervenção. ....................................................................................................................... 60 Ilustração 5.29 - Distribuição dos valores de resolução espacial para os equipamentos mais encontrados e com mais medições, divididos por tipo de equipamento ([A] e [B] – Angiógrafos; [C] e [D] – Arcos em C; [E] e [F] – Telecomandadas) e por modelo de equipamento. ........................ 61


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Índice de tabelas

Tabela 2.1 – Factores de ponderação para o tipo de radiação. Adaptado de [16]. ........................ 11 Tabela 2.2 – Factores de ponderação dos tecidos e respectiva soma acumulada. Adaptado de [16]. ...................................................................................................................................................... 12 Tabela 3.1 – Efeitos potenciais da exposição à radiação em fluoroscopia. Adaptado de [43]. ........ 28 Tabela 4.1 – Critérios de aceitabilidade da resolução espacial em função da dimensão do campo. ...................................................................................................................................................... 31 Tabela 5.1 – Frequência e Percentagens do número de intervenções por anos. ............................. 36 Tabela 5.2 – Frequência e percentagem das marcas nas intervenções realizadas. ......................... 36 Tabela 5.3 - Teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do modo de funcionamento no débito de dose. ............................................................................................................................... 38 Tabela 5.4 – Resumo estatístico dos valores do débito de dose (mGy/min) para o modo contínuo e modo pulsado. ................................................................................................................................ 38 Tabela 5.5 - Resumo estatístico dos valores do débito de dose (mGy/min) para os vários programas de funcionamento. ......................................................................................................................... 41 Tabela 5.6 – Resultado do teste ANOVA para o estudo da influência do tipo de equipamento no débito de dose. ............................................................................................................................... 41 Tabela 5.7 – Resultados estatísticos do débito de dose (mGy/min) no modo contínuo dos três tipos de equipamentos. ........................................................................................................................... 42 Tabela 5.8 - Resultados estatísticos, no modo pulsado, para a taxa de dose dos vários tipos de equipamentos. ................................................................................................................................ 44 Tabela 5.9 – Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da marca na taxa de dose. .......................................................................................................................................... 44 Tabela 5.10 – Débitos de dose médios (mGy/min) divididos por marca e por tipo de equipamento. ...................................................................................................................................................... 45 Tabela 5.11 – Resultados do teste ANOVA para o estudo da influência do ano de intervenção no débito de dose. ............................................................................................................................... 46 Tabela 5.12 – Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do local de medição na taxa de dose divididos em função do tipo de equipamento. ........................................ 46 Tabela 5.13 – Valores do débito de dose encontrados em estudos internacionais. ......................... 49 Tabela 5.14 – Débitos de dose (mGy/min) encontrados neste estudo para o modo contínuo e pulsado. ......................................................................................................................................... 50 Tabela 5.15 – Débito de dose nalguns procedimentos de fluoroscopia encontrados num estudo suíço no sentido de definir níveis de referência. Adaptado de [67]. ......................................................... 50 Tabela 5.16 – Resultados estatísticos para os valores do limiar de contraste de visibilidade (%). 51


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Tabela 5.17 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do tipo de equipamento no limiar de contraste. ............................................................................................. 52 Tabela 5.18 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da marca dos equipamentos no limiar de contraste. ............................................................................................ 53 Tabela 5.19 – Resultados estatísticos do limiar de contraste divididos por marcas dos equipamentos. ...................................................................................................................................................... 53 Tabela 5.20 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do local de medição no limiar de contraste de visibilidade. ........................................................................................... 54 Tabela 5.21 – Resultados estatísticos do limiar de contraste divididos por zona do País. ............ 54 Tabela 5.22 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do ano de intervenção no limiar de contraste de visibilidade. ....................................................................... 55 Tabela 5.23 – Valores de limiar de contraste encontrados noutros estudos internacionais. .......... 56 Tabela 5.24 – Resultados estatísticos das medições da resolução espacial. ................................... 57 Tabela 5.25 – Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do tipo de equipamento na resolução espacial. ............................................................................................... 58 Tabela 5.26 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da marca do equipamento na resolução espacial. ............................................................................................... 59 Tabela 5.27 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da zona do País onde se efectuou a medição na resolução espacial. ........................................................................ 59 Tabela 5.28 – Resultados estatísticos da resolução espacial divididos por zona do País. .............. 60 Tabela 5.29 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do ano da intervenção na resolução espacial. ................................................................................................. 60 Tabela 5.30 – Valores de Resolução espacial encontrados em outros estudos internacionais. ....... 62 Tabela 5.31 – Débitos de dose médios (mGy/min) para os vários modos de funcionamento dos equipamentos. ............................................................................................................................... 63 Tabela 5.32 - Débitos de dose (mGy/min) para o modo contínuo e pulsado dos três tipos de equipamentos. ............................................................................................................................... 63 Tabela 5.33 – Valores do tempo de fluoroscopia (mínimo, máximo e médio em minutos) em procedimentos de fluoroscopia recolhidos em estudos internacionais. ........................................... 64 Tabela 5.34 – Valores mínimos, máximos e médios do pico de dose na pele (mGy) em procedimentos de fluoroscopia. ............................................................................................................................. 64 Tabela 5.35 – Estimativa do pico de dose na pele (mGy) em procedimentos que recorrem a angiógrafos. ................................................................................................................................... 65 Tabela 5.36 – Tempo crítico (min) para a possível ocorrência de efeitos determinísticos para o modo contínuo e pulsado dos três tipos de equipamentos. ...................................................................... 66


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Lista de abreviaturas, siglas e acrónimos

ABC Controlo automático do brilho (do inglês, Automatic Brightness Control)

ALARA Tão baixo quanto possível (do inglês, As Low As Reasonably Achievable)

DAP Produto Dose-Área (do inglês, Dose-Area Product)

DDM2 Dose Datamed 2

ESD Dose de entrada na pele (do inglês, Entrance Skin Dose)

EURATOM Comunidade Europeia de Energia Atómica (do inglês, European Atomic Energy

Community)

FPD Detector de tela plana (do inglês, Flat Panel Detector)

IAEA Agência Internacional de Energia Atómica (do inglês, International Atomic

Energy Agency)

ICRP International Commission on Radiological Protection

ICRU International Commission on Radiation Units and Measurements

II Intensificador de Imagem

IRP Ponto de Referência Internacional (do inglês, International Reference Point)

kVp Quilovolt pico

lp/mm Pares de linhas por milímetro

mA Miliamperes

NCRP National Council on Radiation Protection

PMMA Polimetilmetacrilato

PSD Pico de dose na pele (do inglês, Peak Skin Dose)


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1.Introdução

José Guilherme de Mendonça Coutinho 1

1. Introdução

1.1 Enquadramento e Motivação

A Engenharia Biomédica é uma área multidisciplinar e integradora que reúne competências associadas às “engenharias clássicas” (física, química, materiais, electrotécnica, informática, mecânica, entre outras) para aplicar em problemas e criar soluções concretas para o sector da saúde. No vasto leque de áreas onde se enquadra a Engenharia Biomédica, encontra-se a Física Médica que, de modo sumário, se pode descrever como uma área focada na optimização, controlo da qualidade e segurança na utilização de radiações ionizantes e não ionizantes na medicina, para fins de diagnóstico e terapia. [1]

Segundo Bronzino, “New discoveries in medical sciences followed one another like intermediates in a chain reaction. However, the most significant innovation for clinical medicine was the development of x-rays. These “new kinds of rays,” as their discoverer W. K. Roentgen described them in 1895, opened the “inner man” to medical inspection.” [2]

Tal como é referido por Bronzino, a possibilidade de ver o interior do homem levou ao desenvolvimento e, consequente, massificação dos equipamentos de imagem médica que auxiliam os profissionais na difícil tarefa de assegurar a Saúde dos seus pacientes. Alguns destes equipamentos usam radiações ionizantes com o intuito de obter imagens internas do corpo humano. No entanto, essa radiação pode interagir com tecidos biológicos e causar dano. Portanto, no seio da Física Médica e no âmbito da Engenharia Biomédica, surge a Protecção Contra Radiações, que será a área de trabalho da presente dissertação.

Em 2006, o NCRP publicou um estudo que referia que a população dos Estados Unidos da América se encontrava exposta a sete vezes mais radiação ionizante, proveniente de procedimentos médicos, do que no princípio dos anos 80. O que significa que a exposição a radiação oriunda de procedimentos médicos constituía metade da totalidade da exposição da população à radiação proveniente de todas as fontes, como se constata na ilustração 1.1. [3]

Ilustração 1.1 – Gráfico à esquerda: Percentagem da origem da radiação no início dos anos 80; Gráfico à direita: As mesmas percentagens no ano 2006. Adaptado de [3].

De acordo com o Princípio ALARA de optimização é necessário minimizar as doses, de modo a desequilibrar a balança para o lado dos benefícios do diagnóstico e terapêutica em detrimento do lado do risco da radiação. Consequentemente devem ser feitos esforços no sentido de



gerir adequadamente a exposição do paciente durante as irradiações. O aumento das doses de radiação a que a população se encontra sujeita poder-se-á até tornar um problema de Saúde Pública. Por outro lado, em Portugal, são escassos os estudos que tenham por objectivo a avaliação periódica das doses de radiação ionizante em exames médicos.

Entre 2010 e 2012, a Comissão Europeia financiou o Projecto DDM2 com o intuito de recolher as doses de radiação às quais os pacientes são expostos em radiodiagnóstico. O projecto concluiu que a população Portuguesa se encontra entre os 10 países que mais dose efectiva colectiva per caput recebe, conforme se pode observar na ilustração 1.2. Nesse estudo foram aferidos 20 exames, denominados TOP 20, que correspondem aos 20 exames que mais contribuem para a dose colectiva à escala europeia, correspondendo a 50-70% do número total de exames e a 70-90% da dose colectiva efectiva total devido a exames médicos de radiodiagnóstico, pelo menos, nos países europeus avaliados na primeira fase desse projecto. Dos 20 exames integrantes do TOP 20, constataram que seis deles correspondem a exames de fluoroscopia. [4]

Ilustração 1.2 – Dose efectiva colectiva (em mSv) per caput em 33 países Europeus. Adaptado de [4].

A fluoroscopia é uma técnica de radiológica comum na maioria das principais unidades hospitalares de Portugal e de grande importância no diagnóstico e na intervenção médica. Recorre à interacção da radiação X com a matéria para obter imagens dinâmicas em tempo real do interior do corpo humano. Tem como grande inconveniente o facto de estar intimamente associada a tempos de exposição elevados, bem como com elevados débitos de dose que poderão conduzir à ocorrência tanto de efeitos determinísticos como estocásticos. Alguns casos de danos severos na pele, inclusivamente, já foram reportados [5]. No sentido de tentar garantir que o objectivo da técnica é cumprido, com o mínimo risco para o paciente, surgem os testes ao desempenho dos equipamentos, que pretendem garantir a obtenção de imagens médicas com qualidade suficiente recorrendo ao mínimo possível de exposição à radiação. Além disso, ao mesmo tempo que se diminui a dose no paciente, também se consegue reduzir a radiação a que os profissionais são expostos. É, portanto, necessário proceder ao estudo dosimétrico e da qualidade da imagem da fluoroscopia, de modo a garantir que se enquadram nos mais recentes padrões encontrados noutros países. Como tal, com o presente trabalho, pretende-se fornecer uma visão geral do desempenho dos equipamentos de fluoroscopia existentes em Portugal, nomeadamente, no que diz respeito aos débitos de dose e à qualidade de imagem. Adicionalmente, com base nos débitos de dose deseja-se estimar o pico de dose na pele nalgumas das aplicações desta técnica. Espera-se, ainda, que o trabalho forneça uma linha de partida para futuros estudos.

1.Introdução


1.2 Objectivos

O principal objectivo deste trabalho é analisar o débito de dose e a qualidade de imagem em fluoroscopia em diversos equipamentos existentes em Portugal.

De modo a atingir em pleno este objectivo definem-se os seguintes objectivos secundários:

Compreender a técnica de fluoroscopia e o equipamento utilizado; Compreender os conceitos dosimétricos e de qualidade da imagem em fluoroscopia; Aprender o processo de medição de débito de dose e de determinação da resolução

espacial e de contraste; Analisar criticamente todos os resultados obtidos e compará-los com estudos

internacionais.

Adicionalmente, a partir dos resultados obtidos decorrentes do alcance do principal objectivo do trabalho, pretende-se estimar o pico de dose na pele nalguns procedimentos de fluoroscopia e, como tal, será necessário:

Seleccionar procedimentos padrão em fluoroscopia; Determinar o tempo de fluoroscopia desses procedimentos; Estimar o pico de dose na pele nesses procedimentos com base nos débitos de dose dos

equipamentos; Comentar os resultados obtidos.

1.3 Estrutura da dissertação

A presente dissertação encontra-se estruturada em seis capítulos, ao longo dos quais são introduzidos os conceitos subjacentes à técnica de fluoroscopia, a metodologia e os materiais utilizados, bem como a análise e discussão dos resultados a que se chegou de forma a atingir o principal objectivo a que se propôs inicialmente. No final apresentam-se as principais conclusões e algumas perspectivas de trabalhos futuros.

O presente capítulo tem um carácter introdutório, tendo sido realizada a contextualização, apresentada a motivação e os objectivos do trabalho.

No capítulo 2 apresentam-se os conceitos fundamentais à compreensão dos processos físicos que são relevantes para a fluoroscopia, nomeadamente, a interacção da radiação com a matéria, os efeitos biológicos da radiação e as grandezas dosimétricas subjacentes.

O capítulo 3 é, exclusivamente, dedicado à revisão da técnica de fluoroscopia. O capítulo inicia-se com a apresentação do conceito e do enquadramento histórico. Seguidamente, é descrito o funcionamento, os componentes e os tipos de equipamentos de fluoroscopia, bem como os parâmetros de avaliação da qualidade da imagem. Caracterizam-se as grandezas específicas da técnica e os tipos de radiação emitidas pelo equipamento. Faz-se, ainda, referência à protecção radiológica e efeitos da radiação em fluoroscopia e, por fim, apresenta-se a legislação nacional associada.



No quarto capítulo apresentam-se os materiais utilizados no trabalho e a descrição detalhada da metodologia seguida para a obtenção dos resultados.

É no capítulo 5, o principal capítulo do trabalho, que se apresenta, analisa e se discute exaustivamente os resultados obtidos.

Por último, no sexto e último capítulo é feita a apresentação das principais conclusões a que se chegou e indicam-se algumas possibilidades de trabalhos futuros no âmbito desta técnica radiológica.

1.4 Cronologia do plano de trabalho desenvolvido

Na ilustração 1.3 visualiza-se a cronologia do trabalho com destaque para as principais actividades desenvolvidas. O plano de trabalho iniciou-se com a exaustiva pesquisa bibliográfica nos meses de Novembro e Dezembro de 2012. Ainda no final de 2012 e durante o mês de Janeiro de 2013, decorreu a assistência às aulas de Protecção Contra Radiações I, na ESTeSL-IPL. Em Fevereiro, redigiu-se a preparação da dissertação. A recolha dos dados, na MedicalConsult, e a participação nas intervenções nos hospitais, decorreu essencialmente entre Março e Abril. Nos meses seguintes realizou-se o processamento dos dados, em programa informático adequado, seguido pela sua análise estatística detalhada. No final desta análise, deu-se início à discussão dos resultados, de onde emergiram as principais conclusões do trabalho. O mês de Agosto foi dedicado, exclusivamente, à escrita da presente dissertação. Por fim, em Setembro, elaborou-se o Poster apresentado na conferência Protecção Radiológica na Saúde 2013 e redigiu-se a publicação científica decorrente do presente trabalho.

Ilustração 1.3 – Cronologia das principais actividades desenvolvidas entre Janeiro e Setembro de 2013.

2. Conceitos fundamentais



2.1 Interacção da radiação com a matéria

2.1.1 Classificação da radiação

A radiação, dependendo da sua capacidade para ionizar a matéria, pode ser classificada distintamente de radiação não ionizante ou de radiação ionizante. No primeiro caso, trata-se, tal como o nome indica, de radiação que não possui energia suficiente para provocar a ionização da matéria com a qual interage. Contrariamente, a radiação dita ionizante, tem capacidade para ionizar a matéria. Este segundo tipo de radiação pode, ainda, ser classificada de directamente ionizante, quando se tratam de partículas carregadas como, por exemplo, electrões, protões ou partículas alfa, ou de indirectamente ionizante quando se tratam de partículas neutras como, por exemplo, fotões ou neutrões. [6] [7]

Em medicina são utilizadas tanto as radiações ionizantes como as não ionizantes. Neste trabalho, iremos abordar a técnica radiológica de fluoroscopia, que recorre à radiação X, classificada como radiação ionizante, para a obtenção de imagens do interior do corpo humano.

2.1.2 Processos de interacção relevantes em radiodiagnóstico

O fenómeno que tem por base a imagem de raios X está relacionado com a capacidade dos fotões penetrarem no tecido. Quando um fotão atinge um material existem três possibilidades: 1) é absorvido, isto é, transfere a sua energia para os átomos do material atenuador; 2) é disperso ou 3) atravessa o material sem interagir. Se o fotão for absorvido ou disperso, considera-se que o fotão sofreu atenuação. A atenuação é o grau com o qual a intensidade do feixe de raio X diminui à medida que este atravessa a matéria. Para um feixe colimado de fotões monoenergéticos que incide num material atenuador de espessura a sua intensidade é descrita pela equação 2.1. [8]

(Equação 2.1)

onde é o coeficiente de atenuação linear (que depende da energia do fotão e do número atómico do atenuador) e representa a intensidade inicial do feixe. O poder de penetração de um fotão X é maior, quanto maior for a sua energia. Fotões com pouca energia não têm capacidade para penetrar nos tecidos, logo não irão contribuir para a formação de imagem. [9]

Vários processos de atenuação de Raios X ocorrem para diferentes energias dos fotões. Em Radiodiagnóstico, os mecanismos predominantes de interacção da radiação com a matéria são o efeito de Compton e o efeito Fotoeléctrico. Sendo que o primeiro predomina para energias superiores a 30 keV e o segundo a energias inferiores a este valor. A dispersão de Rayleigh ocorre para fotões de baixa energia e para materiais com elevado número atómico, no entanto não é significativo em termos de radiodiagnóstico, pois não contribui para a dose no paciente. O efeito de produção de pares não ocorre para a gama de energias usada em radiodiagnóstico médico. [10] [11]



O efeito de Compton e o efeito fotoeléctrico diferem entre si em vários aspectos que são vitais na aplicação dos Raios X em diagnóstico. O coeficiente de atenuação mássico para o efeito de Compton é independente do número atómico do material absorvente, enquanto que no efeito fotoeléctrico a probabilidade de ocorrência do efeito é função da energia dos fotões e do número atómico do material [6]. Em radiodiagnóstico, uma imagem resulta das diferenças entre regiões onde os fotões foram absorvidos, por efeito fotoeléctrico, em maior ou menor número. Os fotões de Compton não contribuem para a formação de imagem radiológica, sendo indesejáveis, visto não fornecerem informação de posição e, assim, contribuírem para o acréscimo de ruído. Portanto, a imagem radiológica resulta de um compromisso entre a atenuação útil para a produção de imagem e a transmissão. [11]

2.1.2.1 Efeito fotoeléctrico

Um fotão de Raios X, que interage com um electrão ligado, por exemplo, das camadas K ou L, de um átomo do material absorvente, cede-lhe toda a sua energia. Parte desta é utilizada para vencer o potencial de ligação do electrão-átomo ( çã ) e a restante é convertida em energia cinética do electrão ejectado ( ) que é dada pela equação 2.2. O processo encontra-se esquematizado na ilustração 2.1.

çã (Equação 2.2)

A lacuna deixada pelo electrão é preenchida por um electrão de uma camada mais externa ou, mais raramente, por um electrão de fora da estrutura atómica. Este movimento de electrões em cascada resulta numa variação da energia dos estados envolvidos. Esta variação da energia é equilibrada pela emissão de um fotão de radiação electromagnética característica ou transferida para outro electrão que pode ser ejectado do átomo. Estes electrões são conhecidos por electrões de Auger e, dado que podem interagir com o meio, provocando novas ionizações e excitações, têm um contributo no aumento da dose no paciente. [6] [7] [8] [12] A absorção fotoeléctrica é um dos principais mecanismos que permite a visualização do agente de contraste iodado e dos stents metálicos em fluoroscopia de Raios X. [9]

Ilustração 2.1 – Esquema ilustrativo do Efeito Fotoeléctrico. Adaptado de [7].

2.1.2.2 Efeito de Compton

O efeito de Compton é o processo no qual um fotão interage com um electrão, cuja energia de ligação é inferior à do fotão. Uma parte da energia do fotão é, então, cedida ao electrão sob a forma de energia cinética, e o fotão é disperso com a energia remanescente, sendo que a sua direcção



sofre alteração. No lugar do fotão fica um electrão rápido e o fotão de energia reduzida que poderá tomar parte em outras interacções (ver ilustração 2.2). A energia do fotão incidente é dada pela soma da energia do fotão disperso com a energia cinética do electrão ejectado. [6] [7] [8] [12] A maior parte da radiação dispersa que se encontra num laboratório de fluoroscopia é proveniente deste processo. [9]

Ilustração 2.2 – Esquema ilustrativo do Efeito de Compton. Adaptado de [7].

2.2 Efeitos biológicos da radiação

A primeira constatação documentada do efeito biológico da radiação deve-se a Antoine Henri Becquerel (Prémio Nobel da Física) que, inadvertidamente, deixou uma fonte radioactiva no bolso do seu casaco. Duas semanas mais tarde relatou o aparecimento de um eritema da pele, com posterior ulceração, que tardou várias semanas a sarar. [2]

Os efeitos biológicos da radiação ionizante são a consequência de uma série de acontecimentos que se iniciam pela excitação e/ou ionização de compostos a nível atómico e molecular. Dependem, por exemplo, da dose aplicada, do tipo de célula, do tipo de radiação, da idade do individuo, do estágio da divisão celular, do estado geral de saúde, do intervalo de tempo durante o qual a dose é recebida ou da percentagem de organismo exposto. Além disso, estes efeitos têm carácter cumulativo. As alterações biológicas que resultam de danos induzidos pela radiação aparecem somente ao fim de um determinado período de tempo, denominado período de latência, que pode variar desde um pequeno intervalo de tempo até vários anos. Apenas uma pequena parte da energia depositada pela radiação é que produz alterações químicas, sendo que a grande maioria da energia é depositada sob a forma de calor. As interacções da radiação que produzem alterações biológicas podem ser classificadas como directas ou indirectas. A interacção é considerada directa quando uma macromolécula biológica como, por exemplo, o DNA, o RNA ou uma proteína sofre ionização ou excitação. Por sua vez, uma interacção é denominada indirecta quando ocorre interacção da radiação com uma molécula do meio (por exemplo, do citoplasma) e existe a formação de uma espécie química reactiva, que por sua vez vai interagir com uma molécula alvo. Dado que 70 a 85% dos seres vivos são constituídos por água, um fenómeno susceptível de acontecer é a radiólise da água devido à interacção da radiação com esta. A radiólise gera radicais livres que podem provocar danos biológicos. [10] [13]

Os efeitos biológicos da radiação podem, ainda, ser divididos consoante: 1) o nível de danos em somáticos (no próprio individuo) ou genéticos/hereditários (quando afectam a descendência);



2) segundo a dose absorvida em estocásticos ou determinísticos; e 3) segundo o tempo de manifestação dos efeitos em imediatos ou tardios. Na ilustração 2.3 é apresentado um diagrama que mostra as várias etapas que determinam o efeito da exposição do tecido biológico à radiação. [6] [7] [12]

Ilustração 2.3 – Diagrama da interacção da radiação com o tecido biológico e efeitos originados. Adaptado de [14].

Os efeitos estocásticos resultam de modificações induzidas em uma ou mais células que são, posteriormente, transmitidas a outras por via da descendência. A severidade do efeito não depende directamente da dose absorvida, mas a probabilidade de ocorrência do efeito aumenta com o tempo total de exposição à radiação, não sendo possível definir limites mínimos a partir dos quais se verificam estes efeitos. O aparecimento de cancro, bem como a transmissão de doenças hereditárias, está relacionado com este tipo de efeito. [6] [12]



Por outro lado, quando a dose excede um certo valor ou limiar ocorrem os ditos efeitos determinísticos. A relevância deste efeito depende da dose absorvida, isto é, o aumento da dose leva ao aumento da severidade a partir de um determinado limiar. Geralmente, o intervalo de tempo entre a exposição e o aparecimento dos sintomas é pequeno, tornando este tipo de efeito muitas vezes imediato. Estes efeitos podem levar à disfunção dos órgãos, à fibrose, à ocorrência de cataratas, a alterações na composição sanguínea, entre outros. [6] [12]

Um efeito considera-se imediato quando ocorre num período que vai desde algumas horas até algumas semanas como, por exemplo, os eritemas, a queda de cabelo e a esterilidade temporária. Já quando os efeitos ocorrem ao fim de vários meses ou anos após a exposição denomina-se por efeito tardio. É o caso das cataratas e do cancro. [15]

Relativamente ao dano provocado pela radiação, este pode ser dividido em 3 categorias, a saber: Dano Letal: é irreversível, irreparável e conduz à morte celular; Dano subletal: pode ser reparado nalgumas horas, no entanto, se a célula sofrer outro dano deste tipo poderá levar à ocorrência de dano letal; e Dano Potencialmente Letal: pode ser reparado quando as células permanecem num estado não divisional. [6]

2.3 Grandezas dosimétricas

O efeito da radiação na matéria depende do campo de radiação e das interacções da radiação com esta. A radiação interage com a matéria numa série de processos nos quais a energia das partículas é convertida e, posteriormente, depositada na matéria.

Quando um feixe de fotões incide num determinado meio, poderá dar-se início a uma sequência de acontecimentos físicos e químicos, caso haja interacção entre este e a matéria do meio. Ao haver interacção, numa primeira fase, a energia dos fotões é transferida para partículas carregadas como, por exemplo, electrões (por efeito fotoeléctrico, efeito de Compton, etc.). Numa segunda fase, os electrões transferem energia para o meio envolvente, por processos de excitação atómica e ionização. Portanto, é importante distinguir as grandezas dosimétricas que estão envolvidas em cada uma das interacções. [6]

2.3.1 Fluência e Fluência energética

Define-se fluência, Φ, como o quociente de d por d , onded é o número de partículas incidentes numa esfera com secção eficaz de área d :

Φ (Equação 2.3)

A unidade SI é o m-2.

Por sua vez, a fluência energética é o quociente de d por d , onde d é a energia total transportada (em fluoroscopia, pelos fotões de raios X) pelo número de partículas d que incidem na esfera.

Ψ (Equação 2.4)

A unidade é Jm-2.



Pode-se, ainda definir a taxa de fluência energética que representa a variação da fluência energética num intervalo de tempo d :

Ψ (Equação 2.5)

Cuja unidade é Jm-2s-1 ou Wm-2. [16]

2.3.2 KERMA – Kinetic Energy Released in a Mass

O Kerma, K, é igual ao quociente de d por d , onde d é a soma das energias cinéticas iniciais de todas as partículas carregadas libertadas pelas partículas não carregadas (fotões do feixe de Raios X) na quantidade de massa, d :

(Equação 2.6)

A unidade de Kerma é o Joule por quilograma, que também é denominado Gray (Gy). O kerma é definido num determinado ponto e refere-se à transferência inicial de energia das partículas não carregadas para a matéria. Para os raios X usados em imagem médica, o kerma é usualmente expresso no ar. Surge então o kerma no ar (Ka) que está relacionado com a fluência energética através do coeficiente mássico de transferência de energia do ar / . Para fotões monoenergéticos com uma fluência, Ψ, o kerma no ar é dado por:

Ψ / (Equação 2.7)

Se tivermos em conta o tempo, surge a taxa de Kerma que é a variação do Kerma por unidade de tempo (equação 2.8), cuja unidade é Gy s-1. [16] [17]

(Equação 2.8)

2.3.3 Dose absorvida

A Dose absorvida, D, é igual ao quociente de d por d , onde d é a energia média absorvida num elemento de volume de matéria de massa d :

(Equação 2.9)

A sua unidade é o Joule por quilograma ou Gray (Gy). E pode ser usada para quantificar a deposição de energia pela radiação ionizante.

Com base na dose absorvida é possível, ainda, definir a taxa de dose absorvida que, no fundo, corresponde à variação da dose absorvida num intervalo de tempo d :

(Equação 2.10)

Neste caso, a unidade é Gy s-1. A transferência de energia (Kerma) ocorre num determinado ponto, ao passo que a deposição subsequente de energia na matéria (dose absorvida) encontra-se espalhada por distâncias determinadas pelo alcance dos electrões secundários. [16] [17]



2.4 Grandezas de protecção radiológica

2.4.1 Dose Equivalente

A dose equivalente, HTR, para um órgão ou tecido, para um dado tipo de radiação R, é definida como sendo o produto do factor de ponderação para a radiação R, , pela média da dose absorvida no órgão, DTR, isto é:

∙ (Equação 2.11)

Dado que é adimensional, a unidade de dose equivalente é o Joule por quilograma, cujo nome especial é o Sievert (Sv) [16]. Para os Raios X usados em fluoroscopia 1, logo a dose equivalente é numericamente igual à dose média absorvida em mGy [15]. Quando a radiação é constituída por vários tipos, logo tendo vários , a dose equivalente assume forma expressa na equação 2.10, uma vez que são somadas todas as contribuições das várias radiações.

∑ ∙ (Equação 2.12)

Os factores de ponderação da radiação foram calculados de modo a serem representativos da eficiência biológica relativa dos vários tipos de radiação na indução de efeitos estocásticos e encontram-se expressos, de acordo com o ICRP 103, na tabela 2.1. A dose equivalente apresenta-se, assim, como a dose de radiação absorvida por uma dada parte do corpo, que é adaptada para o nível de energia e tipo de radiação em causa. [11] [12] [16]

Tabela 2.1 – Factores de ponderação para o tipo de radiação. Adaptado de [16].

Tipo de Radiação Factor de ponderação da radiação

Fotões 1

Electrões e muões 1

Protões, excluindo protões de recuo, com energia superior a 2 MeV

2

Partículas alfa, fragmentos de fissão e iões pesados 20

Neutrões Curva contínua como função da

energia dos neutrões

2.4.2 Dose Efectiva

Dado que os vários tecidos do organismo apresentam diferentes respostas à radiação, o risco de ocorrência de efeitos estocásticos para um individuo irradiado é representado pela dose efectiva, que é definida pelo somatório das doses equivalentes ponderadas para o respectivo tecido, conforme expresso pela equação 2.13.

∑ ∙ (Equação 2.13)

Tal como a dose equivalente, a dose efectiva também é expressa em Sievert. Os factores de ponderação tecidular, , são determinados tendo em conta o risco de indução de cancro e de



doenças hereditárias [18]. A dose efectiva é utilizada para comparar o risco potencial para níveis de irradiação baixos, tendo em consideração as diferentes sensibilidades à radiação pelos vários tecidos. [11] Na tabela 2.2 apresentam-se os vários valores de definidos pelo ICRP 103. [16]

Tabela 2.2 – Factores de ponderação dos tecidos e respectiva soma acumulada. Adaptado de [16].

Tecidos

Medula Óssea, Pulmões, Cólon, Estômago, Peito, Coração, outros tecidos* 0,12 0,72

Gónadas 0,08 0,08

Esófago, Fígado, Tiróide e Bexiga 0,04 0,16

Superfície Óssea, Cérebro, Glândulas salivares, Pele 0,01 0,04

Total: 1,00

* Nos restantes órgãos incluem-se as glândulas supra-renais, a região extratorácica, a vesícula biliar, o coração, os rins, os gânglios linfáticos, o músculo, a mucosa oral, o pâncreas, o baço, o timo, o útero, a próstata, o intestino grosso superior e o intestino delgado.

3. A fluoroscopia


3. A Fluoroscopia

3.1 Imagem em tempo real

A fluoroscopia é uma técnica de imagem médica que recorre à radiação X para obter imagens dinâmicas, em tempo real, do interior do corpo humano. Na sua forma mais simples, uma unidade de fluoroscopia é constituída por uma fonte de raios X e por um ecrã fluorescente entre os quais o paciente é colocado. É comummente utilizada em blocos operatórios, pois, permitindo a adquisição de imagens em tempo real, facilita o trabalho do cirurgião na colocação de próteses ou na identificação de estruturas anatómicas. É, também, empregue em estudos dinâmicos, porque possui uma boa resolução temporal, permitindo a adquisição de imagens numa sequência rápida. Como tal, está associada a estudos de cardiologia, neurologia, gastroenterologia, ortopedia e estudos do sistema urogenital. Exemplos desses procedimentos médicos são as angiografias que estudam os vasos sanguíneos, os clisteres opacos para o estudo do intestino grosso, as vertebroplastias para o tratamento de fracturas vertebrais, entre outros. Nalguns destes procedimentos poderá existir a necessidade de injectar um agente de contraste.

3.2 Enquadramento histórico

A radiação X foi descoberta, por Wilhelm Roentgen, em Novembro de 1895. Pouco depois desta descoberta começaram a surgir os primeiros sistemas de fluoroscopia. Eram pequenos dispositivos, denominados “Cryptoscope”, que se seguravam com a mão e possuíam um ecrã fluorescente. Thomas Edison e outros cientistas da época fizeram refinamentos à camada fluorescente de modo a tornar estes sistemas comercializáveis no início do século XX. Dada a sua fraca intensidade luminosa necessitavam de um grande período de adaptação ao escuro. E, além disso, expunham os radiologistas directamente à radiação primária e à que era dispersa pelo paciente, fazendo com que estes indivíduos sofressem, desde cedo, com os efeitos secundários da radiação, principalmente de cancros. Os avanços nesta tecnologia continuaram até que, em meados dos anos 40, durante a Segunda Guerra Mundial, devido à procura por amplificadores de luz se desenvolveram os intensificadores de imagem. O primeiro sistema comercializado foi o BV 20, que era a abreviatura de “Bildverstärker” (do alemão, intensificador de imagem) com uma unidade de 20 mA que servia o tubo de raios X. Em 1958, este foi associado a uma câmara de televisão. Foram estes dois dispositivos que foram a semente da fluoroscopia moderna e que levaram aos desenvolvimentos recentes dos detectores digitais planos. [19] [10] [20]

3.3 O Equipamento de fluoroscopia

A principal função de um aparelho de fluoroscopia é produzir um feixe de raios X colimado, com adequada intensidade e qualidade e projectá-lo num paciente, num ângulo desejado. Após atravessar o paciente, o feixe encontrar-se-á modulado e será convertido numa imagem visível num monitor [21]. O esquema geral de funcionamento é apresentado na ilustração 3.1-A e os seus constituintes gerais na ilustração 3.1-B.



A B

Ilustração 3.1 – [A] Esquema geral de funcionamento (Adaptado de [21]) e [B] Constituição geral de um sistema de fluoroscopia básico (Adaptado de [10]).

Um sistema de fluoroscopia possui uma tecnologia semelhante à usada em radiografia, no que se refere ao tubo de raios X, ao gerador, ao colimador e aos filtros. O principal constituinte que diferencia as duas técnicas é o intensificador de imagem que, gradualmente, vem sendo substituído pelos detectores digitais planos [10] [22].

Em prática clínica, o gerador permite a variação da alta tensão entre 40 e 150 kVp e da corrente entre 1 e 1000 mA, disponibilizando e controlando, deste modo, a energia fornecida ao tubo de raios X. O operador activa o gerador, dando origem à produção de radiação, por exemplo, quando prime um pedal. [20] [21]

A B

Ilustração 3.2 - [A] Distribuição de energia de um tubo de Raios X (dl/dE - intensidade do feixe por unidade de energia dos fotões; Em – energia máxima dos fotões do feixe): espectro característico sobreposto a espectro contínuo de radiação de Bremsstrahlung sem filtração (2), após um filtro de 2,5mm de Al (3) e após atravessar o paciente (4). Situação teórica do efeito na total ausência de filtração (1). Adaptado de [11]. [B] Ampola de Raios X e os seus principais constituintes. Adaptado de [21].

O tubo de raios X é o dispositivo que converte a energia disponibilizada pelo gerador em radiação X. Tem como constituintes um filamento (cátodo) e um disco (ânodo), encapsulados em

3. A fluoroscopia


vidro numa atmosfera de vácuo, conforme se observa na ilustração 3.2-B. O filamento é atravessado pela corrente fornecida pelo gerador, aquece e irradia electrões por emissão termiónica. Os electrões são acelerados contra o ânodo por uma diferença de potencial fornecida, também, pelo gerador. A rápida desaceleração dos electrões, causada pela sua interacção com os átomos do ânodo, produz a emissão de radiação de travagem (radiação de Bremsstrahlung), que irá constituir a região contínua do espectro de radiação. Por outro lado, os electrões que colidem com os electrões das camadas mais internas dos núcleos do ânodo podem produzir ionização ou excitação. Em ambos os casos, os átomos ficam instáveis e ocorrerá a emissão de um electrão. Consequentemente, haverá o preenchimento da lacuna resultante, por um electrão de uma camada mais externa, acompanhada pela emissão de um fotão de radiação característica. A radiação, assim formada, irá constituir o espectro descontínuo que se sobrepõe ao espectro contínuo, conforme apresentado na ilustração 3.2 - A. A maior parte da energia é libertada sob a forma de calor, sendo uma pequena fracção emitida sob a forma de radiação X. [11] [21]

Actualmente, a recepção de imagem num equipamento de fluoroscopia pode ser feita através de um tubo intensificador de imagem acoplado a um sistemas de vídeo ou através de um detector digital plano (do inglês, flat-panel detector) [10]. São estes sistemas que permitem a adquisição de imagens em tempo real. O tubo intensificador de imagem converte o feixe de raios X que emerge do paciente numa imagem luminosa e, neste processo, aumenta o brilho da imagem 10.000 vezes para permitir uma melhor visualização [11]. É constituído por uma janela de entrada que transfere a energia dos raios X para os electrões, lentes electroestáticas para focar os electrões, um ânodo para os acelerar e uma janela de saída [23]. Os detectores digitais planos, por sua vez, são sistemas integrados de imagem digital baseados em tecnologia de estado sólido, que permitem obter directamente um sinal digital de vídeo. [11] Estes dispositivos podem dividir-se em dois tipos: Num deles (receptores indirectos) há transferência da energia dos raios X para electrões, através de passos intermédios que envolvem o uso de fotodíodos e dispositivos de acoplamento de carga (do inglês, charged-coupled devices – CCD); No outro tipo (receptores directos), usam-se fotocondutores que transferem a energia dos raios X para electrões. A opção entre estes dois tipos deverá ser tida em conta no momento da adquisição do equipamento, pois está intimamente relacionada com o desempenho temporal do sistema. [8] [20]

A colimação do feixe de raios X restringe a área na qual o feixe é projectado no paciente, permitindo ao operador o controlo da dimensão e da forma do campo a irradiar, conforme se visualiza na ilustração 3.3-A. [23] Além disso, melhora a qualidade da imagem, na medida em que restringe a dispersão de Compton. O colimador é um dispositivo montado à saída do tubo de raios X e possui lâminas que podem ser ajustadas de modo a apenas ser irradiada uma área específica do corpo do paciente. [20]

Os filtros permitem eliminar os fotões de baixa energia, que são facilmente absorvidos pelo tecido, e que não vão contribuir para a formação de imagem. O feixe que resulta da filtração é mais energético, tendo maior poder de penetração. Em fluoroscopia é comum serem usados filtros de alumínio e de cobre. Na ilustração 3.2-A pode-se observar o efeito da filtração no espectro de raios X. Alguns sistemas modernos, automaticamente, introduzem os filtros de acordo com a dimensão do paciente e a angulação do equipamento. Deste modo, é possível manter a dose o mais baixo possível, sem degradar a imagem. [23]



Existe, ainda, a grelha anti-dispersão que reduz a radiação dispersa de Compton e aumenta o contraste da imagem, melhorando a sua qualidade. É, habitualmente, colocada entre o paciente e o receptor de imagem como se observa na ilustração 3.3-B. Nalguns sistemas de fluoroscopia, em condições específicas, é possível remover este componente, pois apesar de melhorar a imagem tem como inconveniente o aumento da taxa de dose. [11] [20]

A B

Ilustração 3.3 – [A] Esquema da actuação de um colimador de Raios X. [B] Esquema de uma grelha anti-dispersão utilizada para interceptar fotões dispersos antes de entrarem no intensificador de imagem. Adaptados de [20].

A mesa onde é deitado o paciente em segurança é um dispositivo que, quando adquirido para um equipamento de fluoroscopia, deve ter em consideração dois aspectos essenciais para a segurança do paciente: a carga que irá suportar e deve ser construída recorrendo a um material que atenue o mínimo possível a radiação. Idealmente, deverá ter um baixo número atómico para atenuar o mínimo de raios X possível. As unidades de fluoroscopia mais modernas são equipadas com mesas feitas de fibras de carbono com elevada resistência mecânica e baixa absorção de radiação. [20]

Recorre-se a um circuito fechado de televisão para visualizar a imagem oriunda do intensificador de imagem num monitor. Em sistemas mais antigos, recorria-se a câmaras de vídeo analógicas. Mais recentemente, surgiram as camaras com dispositivos de acoplamento de carga (do inglês, charged-coupled devices - CCD), que substituíram as anteriores. Estes aparelhos produzem um sinal eléctrico, em resposta à quantidade de luz visível, que pode ser armazenado digitalmente ou convertido num sinal de televisão. [20] [21]

Os equipamentos de fluoroscopia possuem, também, uma série de detectores com o intuito de optimizar a qualidade da imagem e reforçar a protecção do paciente. Neste sentido, surgem os dispositivos de controlo automático, nomeadamente, de brilho e de dose. O dispositivo de controlo automático do brilho (do inglês, Automatic Brightness Control-ABC) permite a optimização permanente da qualidade da imagem, actuando directamente sobre o tubo intensificador de imagem e sobre o tubo de raios X. Garante, assim, que a intensidade do feixe de raios X varia de modo dinâmico com a dimensão do paciente. [11] Sem este dispositivo, o operador tenderia a estar sempre a ajustar a energia do feixe e/ou corrente do tubo para obter boas imagens. Na ilustração 3.4 pode-

3. A fluoroscopia


se observar as curvas típicas que descrevem o comportamento do sistema ABC. Nalguns casos, em que é necessário elevado contraste, e nos quais normalmente se recorre a agentes de contraste de bário ou iodo, pode ser desejável fixar os kVp de modo a garantir a vantagem do uso da absorção fotoeléctrica no meio de contraste. O sistema irá detectar a luminosidade no receptor de imagem e irá compará-lo com um sinal de referência. Com base nesse feedback será dada informação ao gerador para aumentar ou diminuir a corrente. Deste modo, garante-se que o brilho é mantido sem afectar o contraste da imagem. Noutros casos, ajustam-se simultaneamente os dois parâmetros (tensão e corrente) de modo a manter a estabilidade do brilho, conforme as curvas da ilustração 3.4. É com base neste balanço entre tensão e corrente que alguns equipamentos possuem os modos de baixo débito e alto débito. Algumas unidades mais sofisticadas equipadas com fluoroscopia pulsada recorrem, ainda, à modulação dos pulsos, alterando a sua largura (tempo) e altura (mA), para estabilizar o brilho. Como a tensão e a corrente variam com a espessura do paciente, estes parâmetros irão também afectar a dose recebida por este. [10] [20]

Ilustração 3.4 – Representação de três curvas de resposta do ABC. A curva híbrida apresenta o melhor compromisso possível entre a qualidade de imagem e a dose para o paciente. Adaptado de [10].

3.4 Tipos de equipamentos

3.4.1 Angiógrafos

O aparelho no qual se realiza um procedimento de angiografia denomina-se de angiógrafo. Tipicamente, estes sistemas utilizam uma mesa que pode ou não sofrer angulação e movimentação vertical de modo a ajustar a posição do paciente. O tubo de raios X encontra-se, normalmente, localizado por baixo da mesa e o intensificador de imagem por cima do paciente, numa configuração com braço em C. No entanto, a configuração anterior é ajustável. Se se pretender obter diferentes vistas simultâneas, poder-se-á recorrer a uma configuração biplanar (Ilustração 3.5) com dois braços em C posicionados perpendicularmente entre si. Cada braço em C tem um tubo de raios X e o respectivo receptor de imagem. [10]



A B

Ilustração 3.5 – [A] Ilustração dum sistema biplanar de angiografia com receptores de imagem do tipo FPD. (Retirado de [24]). [B] Fotografia de uma sala de angiografia com sistema biplanar. (Retirado de [25]).

3.4.2 Arcos em C

É um equipamento de fluoroscopia que consiste, tal como o nome sugere, num braço com a forma de um C (ilustração 3.6), que possui numa das pontas um tubo de raios X e noutro um receptor de imagem. Tipicamente, estes sistemas podem realizar rotações para a esquerda e para a direita (ao longo do plano transversal do paciente) e podem, ainda, inclinar-se na direcção dos pés ou da cabeça do paciente. A maioria possuiu um centro de rotação denominado isocentro, no qual qualquer objecto lá colocado permanece centrado com o feixe de raios X, independentemente da rotação do braço. Permite a colocação da ampola acima ou abaixo da mesa, mas o mais comum é esta se encontrar na segunda posição referida. Dado que este equipamento é portátil, a mesa utilizada é que se encontra na sala onde se vai realizar o procedimento. Este tipo de equipamento não possui protecção para reduzir a radiação dispersa. São comummente utilizados em blocos operatórios e em unidades de cuidados intensivos e possuem, geralmente, intensificadores de imagem com diâmetros entre 18 e 23 cm. [11] [10] [26]

A B

Ilustração 3.6 – [A] Ilustração de um braço em C. Adaptado de [27]. [B] Fotografia de um braço em C da GE. (Retirado de [25]).

3. A fluoroscopia


3.4.3 Mesas telecomandadas

Existem dois tipos de mesas telecomandadas: unidades com ampola acima da mesa e unidades com ampola abaixo da mesa. Tanto os primeiros (ilustração 3.7-A) como os segundos são sistemas que podem ser usados quer em fluoroscopia quer em radiografia, sendo portanto versáteis. Os primeiros, normalmente, não estão equipados com protecções para a radiação dispersa, pois são operados com recurso a controlo remoto a partir de uma área protegida. Os segundos equipamentos (ilustração 3.7-B) possuem suporte para o ecrã e paneis laterais que protegem da radiação dispersa, no entanto, encontram-se em desuso. O seu painel de controlo situa-se na estrutura que suporta o intensificador de imagem. As mesas podem ter diversas posições para facilitar a execução dos exames e a sua utilização é comum em exames gastrointestinais e urogenitais. [11] [10]

A B C

Ilustração 3.7 – Ilustração de uma mesa telecomandada com ampola: [A] acima da mesa e [B] abaixo da mesa. A cinzento-escuro evidenciam-se as protecções contra radiação dispersa. (Retiradas de [11]). [C] Fotografia de uma mesa

telecomandada da Siemens. (Retirada de [28]).

3.5 Modos de operação

Na prática clínica, a emissão de radiação é conseguida recorrendo a dois modos de funcionamento: modo contínuo e modo pulsado. Estes dois modos apresentam diferentes características, nomeadamente no que concerne ao tempo de activação do feixe de radiação.

3.5.1 Fluoroscopia contínua

A fluoroscopia contínua é o método clássico de operação dos equipamentos de fluoroscopia. É utilizado um feixe contínuo de raios X que se encontra ininterruptamente activo enquanto o controlo de disparo do operador estiver premido. Apesar de permitir a adquisição de imagens com qualidade, tem como custo a exposição incessante dos pacientes e dos operadores à radiação. Dada a crescente sensibilização dos indivíduos para os efeitos nocivos da radiação, este modo tem vindo a perder popularidade face à fluoroscopia pulsada. A taxa de formação de imagens corresponde à do sistema de vídeo utilizado e que é, normalmente, de 30 frames por segundo. Portanto cada frame é apresentada durante 33 ms (1/30 s), conforme se observa na ilustração 3.8. Qualquer movimento que ocorra dentro desses 33 ms vai provocar interferência na imagem. [10] [20]



3.5.2 Fluoroscopia pulsada

Neste modo de operação, o equipamento, nomeadamente, o seu gerador produz uma série de pulsos curtos e intensos. O operador pode escolher a taxa de frames por segundo (fps) que mais lhe convém e que dependendo do equipamento pode ser de, por exemplo, 30; 15; 7,5 ou 3,25 fps. À medida que a taxa de frames diminui, aumenta o ruído, logo é degradada a qualidade da imagem, mas também diminui a dose a que o paciente e o operador são expostos e a sua distribuição no tempo é espaçada. Quando não é necessária uma elevada resolução temporal, poder-se-á optar por uma baixa taxa de frames ou, contrariamente, em casos como nos que implicam rápido movimento do sangue, elevadas taxas de frames. No entanto, a aplicação do modo de fluoroscopia pulsada não é uma garantia da redução da dose aplicada quando comparada com a fluoroscopia contínua. [10] [20]

Ilustração 3.8 – Comparação da fluoroscopia contínua de: (a) 30 fps com a fluoroscopia pulsada de: (b) 30 fps e de (c) 15 fps. Adaptado de [10]

3.6 Qualidade da imagem

Considerando que a transmissão de raios X através de um objecto tridimensional é capaz de produzir uma representação bidimensional do objecto, baseada na maior ou menor absorção e dispersão produzida pela interacção com as estruturas atravessadas, é lógico querer que essa representação seja o mais fiel e com a maior informação possível. Portanto, a fidelidade e a riqueza da informação contida na representação, deve ser avaliada em termos da qualidade da imagem que, apesar do seu carácter qualitativo e subjectivo, pode ser estimada com base nalguns indicadores. Por um lado, ao visualizar-se uma imagem radiológica, é desejável observar-se objectos de pequena dimensão, com detalhes finos e bordas nítidas e, por outro, conseguir-se distinguir estruturas diferentes, mas com propriedades relativamente similares, como é o caso de vários dos tecidos biológicos. No primeiro caso trata-se do conceito de resolução espacial e, no segundo, do conceito de resolução de contraste que são dois parâmetros que assumem particular importância na qualidade da imagem. [29]

3.6.1 Resolução espacial

A resolução espacial, ou resolução de objectos de alto contraste, pode ser definida como a capacidade para ver numa imagem dois pequenos objectos que possuem atenuações altamente diferentes quando estão muito próximos. Um exemplo é a possibilidade de detecção de dois ramos

3. A fluoroscopia


de uma artéria que se bifurcam. A resolução espacial pode ser aferida através de fantomas formados por faixas altamente atenuadoras separadas por outras de muito baixa atenuação, sucessivamente mais finas. À medida que as faixas vão diminuindo de espessura vai sendo mais difícil a sua distinção. A resolução espacial é, então, referida como sendo o menor número de objectos que podem ser distinguíveis por unidade de comprimento (por exemplo, em pares de linhas por milímetro). Geralmente, não depende do débito de dose, estando mais relacionada com considerações geométricas dos equipamentos, nomeadamente, o tamanho do ponto focal, as características do receptor de imagem e outras características que influenciam o limite de resolução de objectos de alto contraste. Campos de visão mais pequenos, associados a modos de ampliação superiores, são capazes de obter melhores resoluções espaciais. [10] [20] [30] Na ilustração 3.9 na imagem do lado direito não é possível distinguir os detalhes finos, devido ao facto de a resolução espacial do sistema de imagem ser baixo. [31]

Ilustração 3.9 – A imagem da esquerda possui uma série de linhas horizontais e verticais pretas e brancas que se conseguem distinguir à medida que se tornam mais pequenas, contrariamente à imagem da direita em que as linhas

aparecem desfocadas ou indistinguíveis. Retirado de [31].

3.6.2 Resolução de contraste

A resolução de contraste, também conhecida por resolução de objectos de baixo contraste, pode ser definida como a capacidade de detectar um objecto que difere muito pouco em atenuação do fundo onde está inserido. Normalmente, é determinada subjectivamente com recurso a fantomas de contraste nas condições habituais da prática clínica. São vários os factores que limitam o contraste de uma imagem, nomeadamente, a energia do feixe de raios X, a maior ou menor abundância de radiação dispersa e as características do sistema de imagem. A detecção de objectos de baixo contraste é sensível a variações de dose, como tal, quanto maior as taxas de débito dos equipamentos, maior é a resolução de contraste. Contudo, imediatamente, surge a desvantagem de se submeter o paciente a mais radiação. No entanto, para baixas doses, o ruído da imagem pode fazer com que não se percebam os limites de uma lesão. Portanto, é necessário um delicado equilíbrio entre o contraste necessário para garantir uma boa qualidade de imagem e o débito de dose a que o equipamento recorre para obter tal resolução de contraste. Os vários modos de operação dos aparelhos de fluoroscopia permitem ao operador um compromisso razoável entre resolução de contaste e a exposição do paciente, mas só com a devida experiência, decorrente da prática clínica, é que se consegue garantir um bom ajuste. As curvas da ilustração 3.10 exemplificam o compromisso necessário de modo a se obter: i) o melhor contraste para a imagem à custa de maior dose para o paciente (curva de alto contraste), ii) a menor dose para o paciente à custa da perda de contraste



(curva de baixa dose) ou, ainda, iii) um compromisso intermédio entre contraste e dose (curva standard). [10] [20] [30]

Ilustração 3.10 – Curvas típicas da técnica radiológica de fluoroscopia que estabelecem um compromisso entre dose e contraste mediante a variação entre mA e kV. (Adaptado de [29]).

3.6.3 Resolução temporal

A resolução temporal é a razão da existência da fluoroscopia. Pode ser definida como a mínima fracção de tempo na qual se distingue dois eventos discretos que aparentam ser um evento único. Uma maneira de clarificar este conceito é compará-lo com a capacidade de uma máquina fotográfica conseguir em dois disparos seguidos captar dois batimentos consecutivos das asas de um colibri. Uma câmara com acção muito rápida poderá conseguir essa adquisição com sucesso. No entanto, uma outra câmara mais fraca irá adquirir imagens com blur ou então não conseguirá detectar dois movimentos consecutivos. Em medicina, nomeadamente, em cardiologia, em que é importante analisar imagens que recorrem a agentes de contraste, a resolução temporal é um factor determinante. [10] [20]

3.7 Campo de visão e a Ampliação

O campo de visão (do inglês, field of view – FOV) dos intensificadores de imagem possui diferentes tamanhos que, normalmente, variam entre 10 a 40 cm. Campos maiores são geralmente utilizados quando é necessário visualizar uma vasta área como, por exemplo, o abdómen. Para imagens cardíacas, um intensificador de 23 cm será suficiente. Quanto maior o tamanho do campo, maior é o custo do equipamento e menos manuseável se torna. Um pequeno intensificador fornece uma melhor resolução espacial, pois os electrões do fotocátodo atingem a tela de entrada com maior precisão, contudo, a área anatómica a estudar é mais circunscrita. Um intensificador de grande dimensão tem, ainda, a possibilidade de permitir maiores ampliações. As amplificações são produzidas com recurso à alteração da tensão dos eléctrodos do intensificador, que resultam em

3. A fluoroscopia


diferentes focagens dos electrões. À medida que a ampliação aumenta, é vista uma menor área. Simultaneamente, o colimador é ajustado para fazer coincidir a dimensão do feixe com o FOV. Por outro lado, com o aumento da ampliação, o ganho do brilho irá diminuir. Consequentemente o ABC irá aumentar o débito de radiação para compensar a perda no brilho, fazendo com que o paciente receba mais dose. [10] [8]

3.8 Classificação da radiação consoante a sua origem

Tipicamente é possível dividir a radiação originada durante um procedimento de Raios X, em três categorias distintas, a saber: radiação primária, radiação dispersa (do inglês, scattered) e radiação de fuga (do inglês, leakage). Na ilustração 3.11 pode-se observar a origem destes três tipos de radiação. A radiação primária, também designada por radiação directa, é aquela que tem origem no tubo de raios X e que vai interagir directamente com o paciente. Após a radiação primária interagir com o paciente, parte dela é difundida com mais ou menos uniformidade em todas as direcções. À radiação assim originada, dá-se o nome de radiação dispersa, difusa ou secundária. A radiação dispersa é maior junto da fonte, isto é, junto do ponto de entrada do feixe primário de raios X e irá contribuir para o ruído na imagem formada, sendo formada por efeito de Compton. A mesa do paciente também poderá ser uma fonte de radiação dispersa. Por último, a radiação de fuga é toda a radiação que escapa à blindagem da carcaça do tubo de raios X. Esta radiação conjuntamente com a radiação dispersa irão contribuir para a dose recebida pelos profissionais de saúde e até mesmo para o próprio paciente. [9] [11]

Ilustração 3.11 – Origem da radiação - radiação primária, dispersa e de fuga.

3.9 Grandezas específicas em fluoroscopia

As grandezas que servem para quantificar um exame que recorre a fluoroscopia podem ser divididas, consoante o seu objectivo, em três categorias distintas: i) Avaliação dosimétrica do risco estocástico; ii) Garantia da qualidade dosimétrica e iii) Dosimetria para prevenção dos riscos determinísticos. [32] [33] Na ilustração 3.13 apresenta-se um esquema de um arco em C e o respectivo local de medição das grandezas relevantes para a técnica.



Ilustração 3.12 – Esquema ilustrativo dos pontos de medição de algumas grandezas relevantes em fluoroscopia e do posicionamento de alguns componentes. Adaptado de [34] e de [35].

3.9.1 Grandezas para a avaliação dosimétrica do risco estocástico

3.9.1.1 Dose efectiva

A determinação da dose efectiva em fluoroscopia depende de vários factores, nomeadamente, da sensibilidade dos órgãos à radiação. A dose efectiva é a soma das doses equivalentes, em todos os órgãos irradiados, multiplicada pelo respectivo factor de ponderação tecidular, conforme expresso no capítulo anterior. [36] O grau de afectação dos órgãos pela radiação depende do ângulo do feixe e do tipo de tecido biológico. Além disso, a distribuição de dose em fluoroscopia não é homogénea. Portanto, todos estes factores deverão ser tidos em conta quando é estimado o dano causado pela irradiação. Ao converter-se a dose na pele e o produto dose∙área (DAP) para dose efectiva, dever-se-á ter em conta os parâmetros do feixe de raios X, bem como a sua localização face ao corpo durante todo o procedimento. A dose efectiva pode ser estimada por três métodos: i) Medidas em fantomas antropométricos com dosímetros termoluminescentes (TLDs); ii) Multiplicando o DAP por um factor de conversão; e iii) Simulações de Monte Carlo. [33] [37] [38]

3.9.2 Grandezas para garantia da qualidade dosimétrica

3.9.2.1 Produto Dose∙Área

É a grandeza mais adequada para a medição do grau de exposição do paciente e para definir os níveis de referência de diagnóstico, pois além da dose, tem em consideração a área irradiada que, por sua vez, está relacionada com o volume de tecido e órgãos submetidos à radiação [39]. É medida entre o colimador e o paciente, utilizando um detector que é atravessado pelo feixe [11].

3. A fluoroscopia


Normalmente, esse detector é uma câmara de ionização de transmissão de placas paralelas. A resposta da câmara é proporcional à quantidade total de radiação administrada ao paciente durante o exame. A intensidade do feixe num determinado ponto da câmara é a quantidade de energia por segundo, que flui através da área de um plano perpendicular ao eixo do feixe. Se a intensidade for integrada sobre a área do feixe de raios X, durante o tempo de irradiação, obtém-se o Produto Dose∙Área. [39] É expresso em Gy∙cm2, ou num submúltiplo. Para exames de fluoroscopia, é obtido o DAP acumulado durante todo o exame médico. [40] [38] Não é um indicador ideal do risco determinístico, mas é bom indicador do risco estocástico e até está relacionado com a dose nos profissionais de saúde [36] [41]. O DAP pode ser combinado com um coeficiente de conversão que depende da porção do corpo irradiada e do protocolo seguido, de modo a estimar a dose efectiva. [40]

3.9.2.2 Dose de referência no IRP

O IRP (do inglês, International Reference Point) está localizado, no eixo do feixe primário de radiação, a 15 cm do isocentro no lado do tubo de Raios X [9], conforme se observa na ilustração 3.13. Dependendo do tamanho do paciente, da posição da mesa e da angulação do feixe, o IRP pode localizar-se no interior ou no exterior do paciente e, ainda, pode coincidir com a superfície da pele. [36] A dose de referência, também conhecida por Dose Acumulada (do inglês, cumulative dose) ou por Kerma no ar acumulado (do inglês, cumulative air Kerma), corresponde à totalidade de Kerma no ar durante um exame e é, tipicamente, medida no ponto de referência internacional (IRP), definido anteriormente [34]. A sua unidade é o Gray (Gy). É uma aproximação da dose total de radiação na pele, somada para todo o corpo e não inclui a radiação dispersa pelo tecido. [36] Apesar de não ser uma medida exacta da dose na pele, pode fornecer uma estimativa que poderá servir para avaliar o risco de lesão na pele do paciente. [9]

3.9.2.3 Tempo de fluoroscopia

É uma quantidade não dosimétrica que se relaciona com a dose e, portanto assume particular importância em fluoroscopia. O tempo de fluoroscopia é medido em minutos e quantifica o período de tempo durante o qual o corpo está a ser irradiado. Este parâmetro não inclui informação acerca da taxa de dose, no entanto, é muito simples de obter e é um indicador fácil de entender. Além disso, é um parâmetro disponível em todos os equipamentos de fluoroscopia. [33]

3.9.3 Grandezas para a dosimetria de prevenção dos riscos determinísticos

3.9.3.1 Dose na superfície de entrada

A dose na superfície de entrada (do inglês, entrance surface dose - ESD) corresponde à dose absorvível para o ar no ponto de intersecção do feixe de raios X com a superfície de entrada do paciente ou fantoma, incluindo a radiação retrodispersa. Pode ser calculada a partir do DAP com recurso a factores de conversão, ou com recurso a dosímetros termoluminescentes ou camaras de ionização e, ainda, a partir dos parâmetros do tubo de raios X. Quando a superfície de entrada é a pele, esta grandeza costuma ser denominada dose na superfície da pele ou simplesmente dose na pele. É bastante importante que a radiação retrodispersa seja incluída nesta medida e, como tal, deve recorrer-se a dosímetros que deverão ser colocados junto da pele. [29] [36] [38] [42]



3.9.3.2 Pico de dose na pele

O pico de dose na pele (do inglês, peak skin dose - PSD) é medido em Gray e corresponde à dose mais elevada recebida em qualquer local da superfície da pele do paciente e inclui tanto a radiação primária como a dispersa. É, portanto, o melhor indicador da possível ocorrência de efeitos determinísticos [34]. A sua quantificação pode ser feita por diferentes métodos como, por exemplo, medição directa com recurso a detectores pontuais ou a grandes detectores de área ou por estimativa. Contudo, são métodos complexos e difíceis de aplicar na prática clínica em tempo real. [32] [33] [36]

3.10 Protecção radiológica dos pacientes e dos profissionais de saúde em fluoroscopia

Num procedimento de fluoroscopia tanto os pacientes como os profissionais de saúde estão sujeitos a elevadas doses de radiação. Inclusivamente, já foram reportados casos de indivíduos que sofreram queimaduras e ulceração da pele devido à exposição à radiação nestes procedimentos [5]. No entanto, no sentido de minimizar essa exposição, podem ser tomadas algumas medidas que de seguida se descrevem.

A dose de radiação aplicada depende do tipo de exame, do equipamento, das técnicas e dos profissionais que o executam. Um factor que se pode considerar de ouro é o tempo de exposição, isto é, o tempo durante o qual o feixe está a ser emitido. Facilmente se deduz que o tempo de exposição deve ser o mínimo possível, de modo a minimizar a dose recebida tanto para o paciente como para o profissional. A fluoroscopia pulsada, também, pode ter um importante papel no que se refere à redução da dose. A posição do tubo de raios X também influencia a dose. O volume irradiado pode ser maior ou mais pequeno, dependendo da angulação e, consequentemente, poder-se-á minimizar a exposição dos órgãos nele contidos (ver ilustração 3.13-A). Sempre que exequível, a angulação deve ser evitada. Em procedimentos de longa duração, é recomendada a variação do ângulo de incidência, conseguindo-se distribuir a dose numa maior área (ver ilustração 3.13-B). A aproximação do paciente ao receptor de imagem e o aumento da distância foco-pele são, também, métodos recomendados para reduzir a dose no paciente. [15] [29] [43] [44]

Ilustração 3.13 – [A] A angulação poderá levar à exposição desnecessária de tecidos. [B] Diferentes posições do tubo e do receptor que permitem visualizar a mesma região, mas, no entanto, distribuem a dose por diferentes tecidos.

3. A fluoroscopia


Uma outra acção recomendada consiste em manter a tensão no tubo de raios X o mais elevada possível e a corrente o mais baixo, mantendo o compromisso entre a qualidade da imagem e a menor dose para o paciente. O efeito negativo deste aumento de tensão está relacionado com a perda de contraste. A utilização de filtros adequados também não deve ser esquecida, pois remove do feixe de raios X os fotões com fraco poder de penetração e que não vão contribuir para a formação de imagem. Por exemplo, um filtro de cobre de 0,1-0,3 mm pode reduzir a dose entre 30% a 50%. [29] [45]

A colimação deve ser feita de modo a apenas conter a área de interesse, sendo, portanto, uma bom meio para reduzir a dose no paciente e dado que, também, reduz a radiação dispersa vai contribuir para a protecção dos profissionais presentes no procedimento. As ampliações geométricas e electrónicas devem ser evitadas, uma vez que estas tendem a aumentar a dose. A grelha deve ser removida em pacientes mais pequenos, pois tende a aumentar a dose num factor de dois ou mais. O congelamento da última imagem também é uma boa medida, permitindo o planeamento da próxima etapa do exame. [46] [15]

No que concerne aos factores relativos ao paciente, à medida que o seu tamanho aumenta, a qualidade da imagem diminui, pois aumenta a radiação dispersa e o ruído. A degradação da imagem, pode levar ao agravamento da complexidade da técnica, levando ao seu prolongamento no tempo. Consequentemente, terão de ser usadas taxas de dose superiores, o que se reflectirá numa maior dose. A complexidade de um procedimento é um pârametro que diferencia os vários casos individuais e é afetada pela localização e severidade das lesões. [41]

O treino dos profissionais de saúde que realizam o procedimento pode revelar-se muito importante, pois o tempo de execução tende a diminuir e o conhecimento do bom posicionamento do paciente e dos instrumentos, bem como a sua manobrabilidade, melhora. O bom conhecimento do equipamento de fluoroscopia e das normas de protecção radiológica é um factor importante no sentido da redução da dose tanto para o paciente como para o profissional. A distância do profissional à fonte de radiação quer primária quer dispersa deve ser a maior possível e, sempre que possível, deve optar-se pela geometria que posiciona o tubo de raios X por baixo da mesa onde o paciente está deitado. O uso de blindagem, isto é, equipamento de protecção individual como, por exemplo, o avental ou colete/saia, os colares, as luvas e os óculos plumbíferos ou de barreiras de protecção, bem como de dosímetros pessoais e de extremidades, também, não deve ser esquecido. Por último, resta mencionar a importância da calibração/manutenção dos aparelhos, do controlo da qualidade e da adesão aos protocolos e guidelines nacionais e internacionais pelos profissionais, que contribuem para a minimização do risco da radiação para os pacientes. [9] [29] [43] [45]

3.11 Efeitos da radiação em fluoroscopia

A importância da medição das doses de radiação advém da relação entre a dose e a ocorrência de efeitos determinísticos e estocásticos. Na tabela 3.1, apresentam-se alguns efeitos determinísticos e o respectivo limiar de dose em procedimentos de fluoroscopia. O aparecimento destes efeitos pode ir desde poucas horas até a alguns meses e depende fortemente do tempo de exposição à radiação e da taxa de dose aplicada. Quando é ultrapassado o limiar determinístico de 1-2 Gy podem ser produzidos danos agudos nos tecidos, como queimaduras e necrose. Por outro lado, as doses absorvidas menores do que o limiar determinístico aumentam o risco de aparecimento



de cancros ou mutações (risco estocástico). [11] O risco decorrente da irradiação tanto pode afectar os pacientes sujeitos a exame, como os profissionais de saúde que o executam. Além disso, os efeitos têm um período de latência que faz com que não seja possível detectar o seu aparecimento durante o procedimento médico. Por outro lado, o carácter cumulativo destes efeitos faz com que, ao ser ultrapassado o limiar de dose, a gravidade das lesões aumente. Para doses na pele acima de 20 Gy é esperado dano vascular. [39].

Tabela 3.1 – Efeitos potenciais da exposição à radiação em fluoroscopia. Adaptado de [43].

Efeitos determinísticos Limiar

aproximado de dose

Tempo aparição do

efeito

Tempo de fluoroscopia (minutos) Taxa de dose de 0,02

mGy/min Alta taxa de dose de

200 mGy/min Eritema imediato transiente 2 Gy 2 a 24h 100 10

Depilação temporária 3 Gy ≈3 semanas 150 15 Depilação definitiva 7 Gy ≈ 3 semanas 350 35

Escamação seca 14 Gy ≈ 3 semanas 700 70 Ulceração secundária 24 Gy > 6 semanas 1200 120

Necrose dérmica isquémica 18 Gy >10 semanas 900 90 Necrose dérmica >12 Gy >52 semanas 750 75

Cataratas >5 Gy >5 anos >250 (no olho) >25 (no olho)

3.12 Legislação em Portugal aplicada em fluoroscopia

O principal objectivo da protecção contra radiações consiste em impedir os efeitos determinísticos e limitar ao máximo os efeitos estocásticos. Existem directivas internacionais de protecção contra as radiações ionizantes que contemplam vários aspectos, nomeadamente as condições de exposição (normais ou acidentais), o registo e autorização para o uso de fontes radioactivas, as doses limite, a justificação do uso de radiações potencialmente prejudicais e a optimização da protecção, tendo em consideração os custos de protecção e os benefícios que daí advém. Neste sentido e no que respeita à fluoroscopia, em Portugal, vigoram alguns Decretos-Lei, sendo os dois fundamentais:

1. Decreto-Lei n.º 180/2002: estabelece as regras relativas à protecção da saúde das pessoas contra os perigos resultantes de radiações ionizantes em exposições radiológicas médicas e transpõe para o ordenamento jurídico interno a Directiva n.º97/43/EURATOM, do Conselho, de 30 de Junho, que aproxima as disposições dos Estados-Membros sobre a matéria. [47]

2. Decreto-Lei n.º 222/2008: transpõe parcialmente para a ordem jurídica interna a Directiva n.º96/29/EURATOM, do Conselho, de 13 de Maio, que fixa as normas de segurança de base relativas à protecção sanitária da população e dos trabalhadores contra os perigos resultantes das radiações ionizantes [48].

Em todos os casos em que a legislação nacional seja omissa, vigoram as normas comunitárias.

4. Materiais e Metodologia



Os dados utilizados, no presente trabalho, foram recolhidos na MedicalConsult S.A. e todo o material, bem como a metodologia das medições efectuadas, tiveram por base os protocolos vigorantes nesta empresa especializada em Física Médica. Esses protocolos são baseados na legislação Portuguesa em vigor e em normas internacionais.

4.1 Materiais

Durante o estudo foram analisados dados provenientes de 143 equipamentos de fluoroscopia de 11 marcas, perfazendo um total de 58 modelos (modelos listados no Apêndice II), que agrupados em três tipos, de acordo com a sua aplicação clínica, contabilizam: 20 Angiógrafos, 84 Braços em C e 39 Mesas telecomandadas. No gráfico da ilustração 4.1-B visualiza-se a distribuição destes equipamentos por marca (Philips, Siemens, General Electric, Toshiba, FM Control, Dornier, Ziehm, Shimadzu, Opera, GMM e AV Villa) e por tipo (Angiógrafo, Arco em C e Telecomandada). Todos estes equipamentos estão sujeitos a um protocolo de controlo de qualidade e encontram-se distribuídos por 34 unidades de saúde: 30 Hospitais e 4 Clínicas, distribuídas pelo Continente e pelas Regiões Autónomas dos Açores e da Madeira. Na ilustração 4.1-A observa-se um mapa de Portugal onde se encontram contabilizados o número de equipamentos por distritos do Continente e Regiões Autónomas.

Ilustração 4.1 – [A] Número de equipamentos de fluoroscopia por distritos do continente e regiões autónomas dos Açores e Madeira. [B] Gráfico da distribuição do número de equipamentos de fluoroscopia por tipo e por marca.

Para avaliar o valor do débito de dose à entrada do paciente utilizou-se um fantoma constituído por um conjunto de 10 placas de polimetilmetacrilato (PMMA) que perfazem uma espessura de 25 cm, e que foram projectadas de acordo com as directrizes Europeias. As medições do débito de dose à entrada do paciente foram efectuadas utilizando uma câmara de ionização da



Radcal, modelo 10X6-60, com 60 cm3 de volume activo (ilustração 4.2-A) que foi conectada ao módulo Accu-Dose da Radcal (ilustração 4.2-B). O fino perfil desta câmara e o seu intervalo de medição são ideais as altas taxas de dose que se verificam em fluoroscopia e para calcular a dose de entrada no intensificador de imagem. Esta câmara foi calibrada pela última vez em 19-1-2012, pelo The John Perry Radiation Metrology Laboratory, tendo um erro máximo associado de 3% e uma incerteza expandida de 2,8% para um intervalo de confiança de 95%.

A B

Ilustração 4.2 – [A] Câmara de ionização da Radcal modelo 10X6-60 utilizada nas medições do débito de dose. [B] Módulo Accu-Dose da Radcal.

A resolução espacial do sistema de fluoroscopia foi aferida recorrendo a uma bitola de resolução type 18 da Leeds Test Objects, que integra o kit SFS SET, e cuja escala de resolução varia de 0,5 a 5 pares de linhas por milímetro (lp/mm). Esta bitola é recomendada para sistema de fluoroscopia pelo Decreto-Lei n.º 180/2002. Por sua vez, o limiar de contraste de visibilidade foi avaliado com recurso a um outro fantoma que integra o mesmo kit da Leeds Test Objects, modelo TO N3, com 19 detalhes circulares com 11 mm de diâmetro e um intervalo de contraste de 0,7% a 16% (ilustração 4.4-A). Usaram-se, ainda, neste teste, placas de cobre de 1,0 mm e/ou 0,5 mm, consoante a especificidade do protocolo.

B

Ilustração 4.3 – [A] Ilustração do fantoma TO N3 da Leeds Test Objects, onde se assinala a marca onde se inicia a contagem e a 1ª esfera detectável. [B] Ilustração da tabela utilizada para obter o valor do limiar de contraste, com base

na espessura de cobre, tensão da ampola e número de esferas detectadas.



4.2 Métodos

4.2.1 Determinação do débito de dose à entrada do paciente

De modo a avaliar o valor do débito de dose à entrada do paciente (taxa de kerma no ar na superfície de entrada), colocou-se o fantoma de PMMA com 25 cm o mais próximo possível do receptor de imagem do equipamento de fluoroscopia. Posicionou-se a camara de ionização sobre o fantoma, no centro do campo de radiação. Foi seleccionado o campo de maior ampliação de cada equipamento, dado que é este que emite o maior débito de radiação, e a medição foi efectuada com o controlo automático de exposição activado e nas condições mais semelhantes possíveis à da prática clínica. O controlo automático de exposição tem por objectivo manter a densidade óptica no sistema de imagem, independentemente da atenuação da radiação pelo tecido anatómico a explorar. De modo a garantir essa constância, o equipamento controla automaticamente os valores de tensão e de corrente. Em aparelhos mais modernos, a filtração, a duração dos pulsos e a taxa de pulsos também são automaticamente ajustadas. Os modos de exposição dos equipamentos variam de modelo para modelo e de marca para marca. Como tal, ajustaram-se, para a maior emissão possível e testaram-se tanto o modo contínuo como o pulsado. Sempre que possível foi rodado o braço do equipamento de modo a que a ampola de raios X ficasse sobre o receptor de imagem, sendo que a distância entre estes dois dispositivos foi reduzida ao mínimo possível. Segundo o Decreto-Lei n.º 180/2002, o débito de dose máximo, incluindo a retrodifusão, na superfície do fantoma, não deve exceder 100 mGy/min.

4.2.2 Determinação da resolução espacial do sistema de fluoroscopia

Neste teste, determina-se a resolução espacial do sistema de fluoroscopia. Esta avaliação deve realizar-se em condições óptimas de visualização e para tal, colocou-se a bitola de resolução sobre o receptor de imagem, sem filtração adicionada e com o objecto de teste fazendo um angulo de aproximadamente 45º com as linhas de varrimento do monitor. Este posicionamento garante que não hajam interferências com estas linhas de varrimento. Utilizou-se o campo de maior ampliação, dado que é este que está associado ao maior débito de dose. Procedeu-se à contagem do número de linhas da bitola discerníveis e o último grupo correspondeu à medida de resolução do equipamento. O valor da resolução espacial, assim obtido, corresponde ao limite de resolução de toda a cadeia de imagem. Os critérios de aceitabilidade encontram-se discriminados na tabela 4.1 e estão de acordo com a legislação portuguesa em vigor (Decreto-Lei n.º 180/2002).

Tabela 4.1 – Critérios de aceitabilidade da resolução espacial em função da dimensão do campo.

Dimensão do campo (cm) 36–40 30–35 26–29 19–25 15–18 ≤15 Imagem spotValor Limite (lp/mm) ≥ 0,7 ≥ 0,8 ≥ 0,9 ≥ 1,0 ≥ 1,4 ≥1,6 ≥ 2,0

4.2.3 Determinação do limiar de contraste de visibilidade

Este teste permite avaliar se o equipamento cumpre os requisitos mínimos de resolução de baixo contraste. O limiar de contraste de visibilidade é o menor contraste detectável para um dado tamanho de pormenor. Para tal, foi colocado o objecto de teste, isto é, o fantoma, com diferentes contrastes, TO N3 da Leeds, sobre o receptor de imagem. Posicionaram-se, sobre a ampola de raios



X, lâminas de cobre que perfizessem um total de 1 mm; 1,5 mm ou 2 mm de espessura, de modo a garantir que a tensão se mantivesse entre os 65 kV e os 80 kV. Foi realizado o disparo e no monitor do equipamento visualizou-se a imagem do fantoma. Contou-se o número de esferas visíveis, no sentido horário, a partir da marca do fantoma, de fora para dentro, conforme se observa na figura 4.4-A. O valor do contraste é determinado em função da tensão e da espessura de cobre utilizada, de acordo com a tabela ilustrada em 4.4-B. O limiar de contraste aceitável, para todos os campos, e determinado a partir da imagem do monitor, deve ser inferior a 4%, conforme refere o Decreto-Lei n.º 180/2002. Qualquer valor superior é considerado como sendo uma inconformidade, devendo ser tomadas medidas para a sua correcção.

4.3.4 Estimativa da contribuição da fluoroscopia para o pico de dose na pele

A contribuição da imagem de fluoroscopia para o pico de dose na pele pode variar entre 10% a 100%, conforme haja ou não adquisição de imagens de cinematografia [49]. Dado que, no presente trabalho, não temos referência dos débitos de dose de cinematografia, iremos considerar que o pico de dose na pele a estimar é apenas devido à contribuição da fluoroscopia no procedimento médico em questão.

Segundo o código de boas práticas da IAEA, a taxa de kerma no ar na superfície de entrada é a principal quantidade a medir em fluoroscopia quando se recorre a fantomas, sendo que a estimativa do pico de kerma no ar no paciente é bastante importante. [50] Assim sendo, o pico de dose na pele (PSD) foi estimado, a partir da multiplicação da taxa de kerma no ar na superfície de entrada ( , ), neste caso um fantoma de PMMA, pelo tempo de fluoroscopia ( ) e respectivo factor de conversão, de acordo com a equação 4.1.

, f‐factor Equação 4.1)

O f-factor converte o kerma no ar em dose na pele e, para fluoroscopia, o seu valor típico é de 1,06. Este factor varia com a natureza do meio e com a energia da radiação. Não é necessário incluir o factor de retrodispersão na equação, pois a radiação retrodispersa já é tida em conta na medição da taxa de kerma no ar na superfície de entrada [17] [8] [51].

A taxa de kerma no ar na superfície de entrada (débito de dose) foi aferida para três tipos de equipamentos de fluoroscopia, existentes em diversos pontos do território Nacional, tanto para o modo pulsado como para o modo contínuo. O tempo de fluoroscopia, no entanto, não foi possível de aferir. Contudo, existem diversos estudos internacionais em países desenvolvidos que apresentam este valor para vários exames. O tempo de fluoroscopia está intimamente relacionado com as capacidades e experiência do médico/técnico que executa o procedimento e varia muito de exame para exame e mesmo dentro do mesmo tipo de exame. Mesmo que este valor fosse aferido num estudo nos hospitais Portugueses, certamente que se iria obter um valor médio com uma grande amplitude amostral. Portanto, considerar o valor mínimo, máximo e médio de estudos internacionais será uma boa aproximação ao valor que se pratica em Portugal, uma vez que se julga que as boas práticas da medicina moderna e os métodos de realização dos exames são igualmente aplicados tanto em Portugal como noutros países desenvolvidos. Na discussão dos resultados torna-se a abordar este assunto.

5. Apresentação, Análise e Discussão de Resultados



O tratamento estatístico dos resultados obtidos, no presente trabalho, foi feito recorrendo ao programa informático IBM SPSS Statistics versão 20.

5.1 Caracterização da amostra de intervenções

Foram analisadas 445 intervenções, em 143 equipamentos distintos de fluoroscopia, correspondendo a 445 medições de limiar de contraste de visibilidade, bem como de resolução espacial e a 719 medições de débito de dose à entrada do paciente. De salientar que numa intervenção podem ter sido efectuadas mais do que uma medida de débito de dose, em virtude de alguns aparelhos apresentaram mais do que um modo de funcionamento. Em cada intervenção houve sempre a avaliação de uma medida de débito de dose, uma medida de limiar de contraste e uma medida de resolução, de acordo com a metodologia especificada no capítulo anterior.

No início do estudo de cada variável (débito de dose, limiar de contraste, resolução espacial) realizou-se o teste de controlo de qualidade da amostra. Evidenciaram-se, assim, os casos que se encontravam não conformes, isto é, os casos que excediam os limites legais estipulados no Decreto-Lei n.º 180/2002. Para todas as variáveis foram encontradas não conformidades e, consequentemente, poder-se-ia fazer a sua exclusão das intervenções. No entanto, apesar das entidades clínicas e hospitalares, após os testes, serem informadas de tal situação, não existe garantia de que as mesmas tomem medidas correctivas. Portanto, os equipamentos poderão operar durante um largo período de tempo em condições anómalas. Considerando esta situação e dado o número de casos não conformes encontrados ser reduzido, a sua exclusão da amostra inicial não iria influenciar com significância os resultados. Portanto, optou-se por não remover da amostra esses dados. Garante-se, assim, que a amostra traduz a situação vivida no País.

5.1.1 Entidades clínicas e hospitalares participantes

Neste estudo foram analisados os dados recolhidos nas seguintes entidades (ordem alfabética): British Hospital, CEDI – Centro de Diagnóstico pela Imagem, Centro de Diagnóstico Médico Lúcio Coelho, Centro de Radiologia Mário Vilhena, Centro Hospitalar de S Francisco, Centro Hospitalar do Barlavento Algarvio, Centro Hospitalar do Barreiro Montijo, Dimasul – Diagnóstico pela Imagem do Sul, Hospital Amato Lusitano, Hospital Central do Funchal, Hospital da Força Aérea, Hospital de Santo Espírito da Ilha Terceira, Hospital de Amarante, Hospital São Marcos de Braga, Hospital de Santo André, Hospital de Vila Verde, Hospital do SAMS, Hospital Fernando Fonseca, Hospital Padre Américo, Hospital Pedro Hispano, Hospital Privado da Boavista, Hospital de Cascais Dr. José de Almeida, Hospital Público-Privado Santa Maria de Faro, Hospital Público-Privado São Gonçalo de Lagos, Hospital Público-Privado dos Lusíadas, Hospital Santa Maria, Hospital Santo António, Hospital São João de Deus, Hospital São José, Hospital São Sebastião, Hospital São Teotónio, Hospital Senhora da Oliveira do Alto Ave, Hospital Sousa Barros e Hospital Pulido Valente.



5.1.2 Distribuição geográfica

Conforme se visualiza no gráfico da ilustração 5.1-A, os distritos do País onde se realizaram mais intervenções foram nos de Lisboa e Porto, com 129 intervenções cada. O que corresponde a aproximadamente 58% do total de intervenções efectuadas. Constatou-se que a frequência das intervenções, em cada distrito, está intimamente relacionada com a distribuição geográfica da população. Observa-se, pelo mapa da ilustração 5.1-B, que as zonas mais densamente povoadas correspondem aos distritos de Lisboa, Porto, Aveiro, Braga e Leiria. Distritos esses que totalizam 72% da amostra de intervenções deste estudo. Corroborando, também, esta informação, temos a ilustração 4.1-A do capítulo anterior. Aí observa-se que o número de equipamentos de fluoroscopia, nos distritos litorais a norte do Tejo, representa cerca de 74% do total de equipamentos testados. Portanto, a amostra deste estudo caracteriza, claramente, a situação portuguesa relativa a equipamentos de fluoroscopia.

A B

Ilustração 5.1 – [A] Gráfico que traduz o número de intervenções efectuadas em cada distrito e regiões autónomas. [B] Mapa da distribuição da população residente, em Portugal, em 2012, por município [52].

Procurou-se, ainda, dados referentes à distribuição do parque tecnológico Português. Contudo, segundo informação da Direcção Geral de Saúde, aquando do licenciamento dos equipamentos de fluoroscopia, estes são classificados como pertencentes à grande classe dos equipamentos de radiologia convencional. Apenas os Angiógrafos são classificados separadamente. Portanto não foi possível aferir a percentagem de equipamentos de fluoroscopia que possuíamos relativamente ao total nacional. De referir, no entanto, que, neste estudo, foram analisados 20 angiógrafos e, atendendo à mais recente referência bibliográfica Portuguesa, no que concerne ao parque tecnológico (relatório Dose Datamed 2 Portugal [53]), constata-se que temos dados de 69% dos angiógrafos existentes no País (20 dos 29 mencionados no DDM2). Excluindo Lisboa e Porto e as regiões autónomas, temos que os restantes 8 distritos analisados correspondem, em média, cada um, a cerca de 4% do total de intervenções realizadas. Como tal, e atendendo à distribuição geográfica da população, referida anteriormente, optou-se por dividir o país em 5 zonas, a saber: Norte, Centro, Grande Lisboa, Sul e Ilhas. Esta distribuição do número de intervenções é observável



na ilustração 5.2. Será a partir dela que se fará a análise de algumas das várias variáveis em estudo neste trabalho.

Ilustração 5.2 – Distribuição do número de intervenções por zonas: Norte, Grande Lisboa, Centro, Sul e Ilhas. À

esquerda da ilustração temos o mapa de Portugal com as respectivas zonas assinaladas e à direita o gráfico que traduz a percentagem do número de intervenções por zona.

5.1.3 Distribuição temporal

As intervenções foram realizadas entre o ano 2007 e o ano 2013. Contudo, os anos onde há maior número de intervenções foram os de 2010, 2011 e 2012. Consequentemente, dividiram-se as medições em 4 grupos, consoante o momento temporal, a saber: anterior a 2010, 2010, 2011 e posterior a 2011. O grupo anterior a 2010 inclui os dados de 2007, 2008 e 2009. E o grupo posterior a 2011 inclui os anos de 2012 e 2013. Este segundo agrupamento deve-se ao facto de os dados de 2013 só se referirem ao primeiro semestre do ano, não contabilizando um valor suficiente para garantir significância estatística. Relativamente aos anos antecedentes a 2010, esta divisão justifica-se, pois o número de intervenções nestes anos eram em menor número quando comparados com os restantes, não formando só por si um grupo com significância estatística. Na tabela 5.1 pode-se observar a frequência do número de intervenções realizadas em cada grupo temporal e no gráfico da ilustração 5.3 observa-se a percentagem relativa de cada um desses grupos.



Tabela 5.1 – Frequência e Percentagens do número de intervenções por anos.

Anos Frequência Percentagem Percentagem acumulada

Ilustração 5.3 – Gráfico com a percentagem do número de

intervenções por ano da intervenção.

<2010 76 17,1 17,1

2010 109 24,5 41,6

2011 149 33,5 75,1

>2011 111 24,9 100,0

Total 445 100,0 100,0

5.1.4 Distribuição das intervenções por marca dos equipamentos

Relativamente às marcas dos equipamentos, constatou-se que a Philips foi a marca mais encontrada nas unidades médicas estudadas estando representada em 53,4% das intervenções, seguida da Siemens e da GE com 23,1% e 17,5%, respectivamente. Dado que as restantes marcas apenas contabilizam cerca de 6% da amostra, decidiu-se agrupá-las num único grupo adiante denominado de Outras. Na tabela 5.2, encontram-se discriminadas as frequências e percentagens de cada marca nas intervenções realizadas. Por sua vez, o gráfico da ilustração 5.4 apresenta esta divisão e as respectivas percentagens. O predomínio da marca Philips poderá estar relacionado com uma melhor estratégia comercial, aquando da adquisição dos equipamentos pelas unidades médicas.

Tabela 5.2 – Frequência e percentagem das marcas nas intervenções realizadas.

Marca Frequência Percentagem Percentagem acumulada

Ilustração 5.4 – Gráfico com a percentagem das intervenções por

marca dos equipamentos.

GE 78 17,5 17,5

Philips 238 53,5 71,0

Siemens 103 23,1 94,2

Toshiba 10 2,2 96,4

Dornier 5 1,1 97,5

FMControl 5 1,1 98,7

Ziehm 2 ,4 99,1

GMM 1 ,2 99,3

Opera 1 ,2 99,6

Shimadzu 1 ,2 99,8

AV Villa 1 ,2 100,0

Total 445 100,0 100,0



5.2 O Débito de dose

No que concerne ao débito de dose foram efectuadas 719 medições nas 445 intervenções executadas. As medições foram divididas de acordo com o programa de funcionamento do equipamento, isto é, débito contínuo ou pulsado. Nalguns casos, foi ainda possível a divisão em contínuo de alto débito, contínuo de baixo débito, pulsado de alto débito ou pulsado de baixo débito. De referir que, neste capítulo, ao analisar o débito de dose, salvo indicação em contrário, os valores comparados são os débitos de dose médios encontrados na amostra de dados.

5.2.1 Controlo de qualidade

Atendendo ao Decreto-Lei n.º 180/2002, o débito de dose máximo na superfície do fantoma, para os equipamentos de fluoroscopia, não deve exceder os 100 mGy/min. Aplicando este critério aos resultados que dispomos, encontraram-se 7 intervenções nas 445, correspondendo a 1,6% da amostra, em que tal situação se verificou. A maior não conformidade excedia o limite legal em 23%. Além disso, 5 das 7 intervenções foram registadas na região Norte do País, sendo que 4 delas foram encontradas na mesma instituição. Na ilustração 5.5 pode-se observar os casos descritos anteriormente.

Ilustração 5.5 – Distribuição dos valores do débito de dose medidos nas várias intervenções. A linha tracejada a

vermelho representa o valor limite imposto pela Lei.

5.2.2 Comparação entre os modos de funcionamento contínuo e pulsado

A maioria dos aparelhos de fluoroscopia apresentam dois modos de funcionamento: o modo contínuo e o modo pulsado, que se distinguem devido à diferença na emissão de radiação pelo tubo de raios X. A aplicação do modo de fluoroscopia pulsada não é uma garantia da redução da dose aplicada ao paciente, pois esta depende do tempo de exposição. No entanto, é expectável que haja uma redução da taxa de dose neste modo, daí que as directivas nacionais e internacionais, sempre que possível, recomendem a sua utilização.



Para estudar a variação do débito de dose com o modo de funcionamento dos equipamentos, recorreu-se ao teste estatístico One-Way ANOVA. Este teste efectua a análise de variância para um factor, neste caso o modo de funcionamento (contínuo ou pulsado), que se trata de uma variável independente cuja natureza é qualitativa. O teste permite aferir o efeito do modo de funcionamento na variável dependente, o débito de dose, que possui natureza quantitativa estabelecendo-se, assim, uma comparação entre as médias dos dois modos. O teste estatístico em causa é passível de ser aplicado em virtude da amostra ser heterocedástica, possuindo um número significativo de casos. Durante o presente trabalho, este teste foi aplicado em diversas situações e o raciocínio subjacente é sempre igual ao apresentado anteriormente. Convém referir, ainda, que as hipóteses deste teste são:

- ⋯ , 1, … , ,

Onde H0 e H1 são as hipóteses do teste. Denomina-se H0 de hipótese nula e esta pretende verificar a igualdade das médias dos grupos. H1 é aceite quando pelo menos uma das médias é diferente das restantes. A média de cada grupo é representada por e reproduz a média de todos os grupos. O número de grupos é dado por n. O resultado do teste, obtido em SPSS, encontra-se na tabela 5.3.

Tabela 5.3 - Teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do modo de funcionamento no débito de dose.

Facilmente se deduz pelo p-value obtido (p=0,001), para um nível de significância de 5%, que existe uma variação no débito de dose pelo facto do programa de funcionamento ser contínuo ou pulsado. A hipótese nula de as médias serem iguais foi rejeitada. Por outro lado, não é necessário prosseguir para um teste de comparações múltiplas, pois só foram testados dois grupos.

Dado o teste ANOVA ter evidenciado diferenças nas médias destes dois modos, iremos analisá-los mais detalhadamente. Na tabela 5.4 apresentam-se alguns resultados estatísticos para o débito de dose no modo contínuo e no modo pulsado. Observa-se que a taxa de dose máxima no modo contínuo é, em média, superior à do modo pulsado em 18,7% e, além disso, a mediana no modo contínuo é 26% maior que a do modo pulsado. Constata-se, então, que no sentido de reduzir a exposição do paciente à radiação, sempre que possível, se deve optar pelo modo pulsado.

Tabela 5.4 – Resumo estatístico dos valores do débito de dose (mGy/min) para o modo contínuo e modo pulsado.

Modo Dimensão Amostra

Média Mediana Desvio Padrão

Mínimo Máximo Intervalo

interquartil Percentil 75 (3ºQ)

Skewness Kurtosis

Contínuo 593 39,62± 0,91

35,00 22,19 2,20 123,18 29,19 51,52 0,92± 0,10

1,08± 0,22

Pulsado 126 32,22± 1,97

26,10 22,13 2,60 106,68 28,18 43,85 0,67± 0,20

0,97± 0,43



Pelo diagrama da ilustração 5.6, observa-se que o conjunto formado pelo primeiro e pelo segundo quartil do modo pulsado correspondem sensivelmente ao início do primeiro quartil do modo contínuo, tal situação demonstra que existe uma tendência para um menor débito de dose no modo pulsado face ao modo contínuo. Analisando, ainda, os histogramas do débito de dose (ilustração 5.7) verifica-se uma assimetria positiva, tanto no modo contínuo como no pulsado, que é típico deste género de curvas. Tratam-se de curvas leptocúrticas, isto é, ligeiramente afuniladas em relação à curva normal, o que se traduz, numa elevada homogeneidade de valores que se situam sensivelmente abaixo da média.

Ilustração 5.6 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose para o modo contínuo e para o modo pulsado.

A B Ilustração 5.7 – Histogramas dos valores do débito de dose no: [A] modo Contínuo e no [B] modo Pulsado.

1.2.3 Comparação dos vários modos de funcionamento

Na ilustração 5.8 observa-se a diferença clara entre os vários programas de funcionamento dos equipamentos de fluoroscopia. Os modos designados de baixo débito, segundo os dados apurados na tabela 5.5, correspondem realmente aos programas que apresentam taxas de dose mais baixas. Por outro lado, os modos ditos de alto débito apresentam as maiores taxas de dose. Os modos nos



quais se recolheram mais dados foram o modo contínuo, o modo contínuo de alto débito e o modo pulsado. Nos restantes apenas se poderá fazer uma constatação de resultados, pois o tamanho das amostras é pequeno para tirar conclusões com relevância.

Ilustração 5.8 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose para os vários programas de funcionamento dos

equipamentos de fluoroscopia.

Observa-se uma redução do débito de dose no modo pulsado face ao contínuo de cerca de 14%. A opção entre estes dois modos deverá ser bem ponderada. Dado que existe uma redução de débito no modo pulsado e que em exames radiológicos se deve ter sempre em consideração o princípio ALARA, dever-se-á estudar a qualidade da imagem obtida em cada equipamento. Um aumento do débito de dose poderá não significar um acréscimo significativo na qualidade da imagem e, além disso, se se conseguir associar, a um débito de dose mais reduzido, um menor tempo de exposição, conseguir-se-á uma redução significativa da dose a que o paciente é exposto. Por outro lado, verifica-se, ainda, um aumento bastante significativo de 52% do débito de dose entre o modo contínuo e o modo contínuo de alto débito. Como tal, imediatamente se depreende a necessidade de restringir a utilização deste segundo modo. A mesma conclusão se pode estabelecer para o modo pulsado de alto débito, que quando comparado com o modo pulsado representa um aumento de 67%. Só se deverá recorrer a estes modos única e exclusivamente no caso dos outros modos não fornecerem uma qualidade de imagem suficientemente razoável para o diagnóstico e intervenção médica. O débito de dose médio para os modos de alto débito são idênticos. Finalmente, os modos de baixo débito, tanto contínuo como pulsado devem ser tidos em consideração sempre que possível, pois apresentam débitos de dose bastante mais baixos. Relativamente às distribuições do débito de dose encontraram-se, para os três modos com mais medições (ilustração 5.9), curvas assimétricas positivas. Além disso, tanto no modo contínuo, como no modo contínuo de alto débito a distribuição apresentou-se mesocúrtica, contrariamente à do modo pulsado que é leptocúrtica.

Uma limitação deste estudo, no que diz respeito ao modo pulsado, está relacionada com o facto de não se ter conseguido recolher informação sobre o tipo de pulsos de cada equipamento. Conforme foi referido na parte introdutória do trabalho, no modo pulsado a taxa de pulsos e a dose



por pulso pode ser variável e isso poderá contribuir para um maior ou menor débito de dose. A divisão efectuada em normal, alto débito e baixo débito teve por base a informação expressa na consola do equipamento testado.

A B C

Ilustração 5.9 – Histogramas dos valores do débito de dose para os modos de funcionamento: [A] Contínuo; [B] Contínuo de Alto Débito e [C] Pulsado.

Tabela 5.5 - Resumo estatístico dos valores do débito de dose (mGy/min) para os vários programas de funcionamento.

Programa Contínuo Contínuo Alto

Débito Contínuo Baixo

Débito Pulsado

Pulsado Alto Débito

Pulsado Baixo Débito

Dimensão da Amostra

447 119 27 110 9 7

Média 36,90±0,95 54,31±2,21 19,96±2,49 31,73±1,99 53,05±9,78 13,19±2,75 Mediana 32,90 48,60 15,0 26,10 51,84 10,10

Desvio Padrão 20,06 24,06 12,95 20,89 29,33 7,28 Mínimo 2,20 15,40 6,90 3,60 7,79 4,80 Máximo 99,24 123,18 50,90 106,68 99,70 22,70 Intervalo

Interquartil 27,20 36,10 20,0 27,33 49,75 15,82

Percentil 75 (3.ºQ)

48,50 71,50 28,70 43,30 80,50 22,62

Skewness 0,86±0,12 0,85±0,22 0,95±0,45 1,06±0,23 0,17±0,72 0,48±0,79 Kurtosis 0,30±0,23 0,28±0,44 -0,07±0,87 1,16±0,46 -0,67±1,40 -1,58±1,59

5.2.4 Variação do débito de dose com o tipo de equipamento

Neste ponto, fez-se o estudo da variação do débito médio de dose com o tipo de equipamento e, tal como efectuado anteriormente, recorreu-se ao teste One-Way ANOVA, cujo resultado obtido em SPSS se encontra na tabela 5.6.

Tabela 5.6 – Resultado do teste ANOVA para o estudo da influência do tipo de equipamento no débito de dose.



Analisando a tabela 5.6, para o modo contínuo, o p-value nulo leva-nos à rejeição da hipótese da igualdade das médias, ao nível de significância de 0,05, concluindo-se que os três tipos de equipamentos têm comportamentos distintos no que se refere aos débitos de dose. Relativamente ao modo pulsado o mesmo não se verifica, pois foi encontrada igualdade de médias. Como tal, conclui-se que o tipo de equipamento não influencia o débito de dose no modo pulsado.

Uma vez que a hipótese nula da igualdade das médias foi rejeitada, para o modo contínuo, não se tem informação sobre qual dos tipos de equipamentos é responsável pela diferença. Aplicou-se, então, o teste de Tukey para efectuar comparações múltiplas entre todos os pares de médias. O resultado da aplicação do teste encontra-se no Apêndice III.i.

O teste vem confirmar que os três tipos de equipamentos, no modo contínuo, existem variações no débito de dose (p-value≤0,009). Simultaneamente, reforçou-se a hipótese já confirmada de que a taxa de dose, no modo pulsado, não varia consoante o tipo de equipamento (p-value≥0,618). Atendendo a estes resultados, faz sentido estudar a variação da taxa de dose, no modo contínuo, para os diferentes tipos de equipamentos. Os resultados estatísticos obtidos encontram-se discriminados na tabela 5.7 e observa-se a distribuição de débitos de dose, segundo o tipo de equipamento, na ilustração 5.10.

Tabela 5.7 – Resultados estatísticos do débito de dose (mGy/min) no modo contínuo dos três tipos de equipamentos.

Tipo de Equipamento Angiógrafo Arco em C Telecomandada Dimensão da Amostra 71 387 135

Média 54,74±2,90 34,76±0,99 45,61±2,00 Mediana 55,70 32,42 40,50

Desvio Padrão 24,47 19,50 23,28 Mínimo 8,90 2,20 10,0 Máximo 122,94 102,10 123,18

Intervalo Interquartil 38,38 25,30 31,56 Percentil 75 (3.ºQ) 70,98 45,0 59,40

Skewness 34,76±0,29 0,97±0,12 0,83±0,21 Kurtosis 0,21±0,56 0,83±0,25 0,27±0,41

Ilustração 5.10 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose, no modo contínuo, para os três tipos de equipamentos.



Comparando os valores médios do débito de dose, constata-se que os angiógrafos são os equipamentos que mais débito médio fornecem ao paciente, quando operam em modo contínuo. Seguem-se as mesas telecomandadas, sendo os Arcos em C o tipo de equipamento que, em média, menos dose debita. Esta diferença deve estar relacionada com o tipo de intervenções para as quais estes equipamentos normalmente estão adstritos. Os angiógrafos são encontrados, normalmente, em laboratórios de cateterização e servem para realizar diagnósticos e cirurgias minuciosas do foro vascular tanto cardíaco como cerebral, entre outros [10] [27]. Portanto, é normal, dada a necessidade de uma imagem mais pormenorizada e com maior contraste, que o débito de dose destes equipamentos seja superior. Relativamente aos Arcos em C, sendo sistemas móveis e versáteis, podem operar em diversos locais, nomeadamente, salas de operações e unidades de cuidados intensivos [10] [27]. Apesar de se ter constatado que os mesmos possuem débitos de dose inferiores, há que ter em atenção o facto de estes equipamentos não possuírem barreiras para redução da radiação dispersa, exigindo cuidados alargados de protecção. As distribuições do débito de dose, visualizadas na ilustração 5.11, seguem o padrão já observado, anteriormente, ou seja, apresentam assimetria positiva. O arco em C destaca-se por apresentar a distribuição mais homogénea, ou seja, pelo facto de esta ser leptocúrtica. Nos outros tipos de equipamentos a distribuição é mesocúrtica.

A B . C

Ilustração 5.11 – Histograma dos valores da taxa de dose para o modo contínuo, cujo tipo de equipamento é: [A] Angiógrafo; [B] Arco em C e [C] Telecomandada.

Adicionalmente, também se apresentam alguns resultados para o modo pulsado. Primeiramente, verifica-se que a diferença de débitos médios de dose para os vários tipos de equipamentos não é significativa. Sendo que as mesas telecomandadas evidenciaram um menor débito médio de dose e os angiógrafos um maior débito médio.

Por outro lado, quando comparados o débito médio em modo contínuo (tabela 5.7) e o débito médio em modo pulsado (tabela 5.8) dos Arco em C, repara-se que os mesmos são semelhantes, pois há apenas uma redução de 3% entre o débito médio no modo pulsado e o débito médio em modo contínuo. Não se evidência, para este tipo de equipamento, uma diferença significativa na opção entre o modo pulsado ou contínuo. Dever-se-á fazer a escolha com base na qualidade da imagem adquirida pelo equipamento. O mesmo não se passa relativamente aos angiógrafos e às telecomandadas que registam reduções no débito médio de dose entre o modo contínuo e pulsado de 43% e 38%, respectivamente. Recomenda-se, portanto, a preferência pelo modo pulsado, sempre que possível.



Ilustração 5.12 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose no modo pulsado para os três tipos de equipamentos.

Tabela 5.8 - Resultados estatísticos, no modo pulsado, para a taxa de dose dos vários tipos de equipamentos.

Tipo de Equipamento Angiógrafo Arco em C Telecomandada Dimensão da Amostra 8 97 21

Média 33,18±2,24 31,14±6,08 28,17±5,36 Mediana 32,32 28,80 19,90

Desvio Padrão 17,21 22,04 24,57 Mínimo 4,0 3,90 3,60 Máximo 55,0 106,68 99,70

Intervalo Interquartil 30,33 28,24 27,50 Percentil 75 (3.ºQ) 47,68 44,60 39,05

Skewness -0,07±0,75 0,97±0,25 1,82±0,50 Kurtosis -0,54±1,48 0,71±0,49 3,20±0,97

5.2.5 Variação do débito de dose com a marca do equipamento

Dado que anteriormente se percebeu a variação do débito médio de dose com o tipo de equipamento, optou-se, neste ponto, por efectuar o estudo tendo em conta tal informação. Mais uma vez, recorreu-se ao teste One-Way ANOVA, para estudar a variação do débito médio de dose consoante a marca do equipamento. Os resultados do teste encontram-se expressos na tabela 5.9.

Tabela 5.9 – Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da marca na taxa de dose.



Ilustração 5.13 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose em função das várias marcas e dos três tipos de

equipamento.

Analisando primeiro os angiógrafos, para uma significância de 0,05, confirma-se a hipótese nula (p-value=0,119>0,05) e constata-se que o débito de dose médio não varia com a marca. No entanto, conforme se pode observar, tanto nos gráficos da ilustração 5.13 como nos dados da tabela 5.10, parecem existir diferenças significativas entre as médias dos débitos de dose nas diferentes marcas. Verifica-se que os angiógrafos da Philips são os que possuem maior débito médio (~56 mGy/min), seguidos pelos da GE (~47 mGy/min) e da Siemens (~43 mGy/min).

Tabela 5.10 – Débitos de dose médios (mGy/min) divididos por marca e por tipo de equipamento.

Tipo de Equipamento GE Philips Siemens Outras

Angiógrafo 47,3 56,4 43,0 34,3

Arco em C 39,2 31,3 39,3 32,8

Telecomandada 66,3 29,3 34,5 51,6

Já no que concerne aos Arcos em C e às mesas telecomandadas (gráficos da ilustração 5.13), a hipótese nula foi rejeitada (p-value=0,000<0,05), concluindo-se que há mais uma vez variação do débito médio de dose com a marca. Recorreu-se, então, ao teste de Tukey para se fazer comparações múltiplas e o resultado encontra-se expresso no Apêndice III.ii. Observou-se uma grande semelhança entre as médias dos débitos de dose dos arcos em C da GE e da Siemens (~39 mGy/min). Os arcos da Philips só apresentam semelhança de média com os das “outras marcas”. No que concerne às mesas telecomandadas, a maior semelhança de médias é entre o par Siemens-Philips. As telecomandadas da GE foram as que apresentaram maior débito médio de dose.



5.2.6 Variação no tempo do débito de dose

Durante o decorrer do estudo não se observou uma variação significativa dos débitos de dose, sendo o débito médio praticamente constante. O teste One-Way ANOVA efectuado, cujos resultados estão expressos na tabela 5.11, confirma isso mesmo. Considerando que os mais modernos equipamentos comercializados têm, supostamente, débitos de dose inferiores, poder-se-á constatar que não existe uma evolução significativa do parque tecnológico português, referente a este tipo de equipamentos. É interessante notar que o intervalo de tempo do estudo enquadra-se no período de crise económica, o que poderá contribuir para uma menor renovação dos equipamentos.

Tabela 5.11 – Resultados do teste ANOVA para o estudo da influência do ano de intervenção no débito de dose.

Ilustração 5.14 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose distribuídos em função do ano da intervenção.

5.2.7 Variação dos débitos de dose consoante a zona do País

Neste ponto do trabalho continuou-se a fazer a divisão dos resultados por tipo de equipamento, devido às conclusões a que se chegou anteriormente. Comecemos, então, por analisar a informação do teste One-Way ANOVA, expresso na tabela 5.12, que estuda a variação das médias do débito de dose consoante a zona do País.

Tabela 5.12 – Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do local de medição na taxa de dose divididos em função do tipo de equipamento.

Relativamente aos arcos em C constata-se que a região onde se efectuou a medição não teve qualquer influência no débito de dose médio, pois o p-value obtido foi superior a 0,05. Graficamente, na ilustração 5.15-B, também se observa o mesmo comportamento. Por outro lado, nos angiógrafos (ilustração 5.15-A) e nas mesas telecomandadas (ilustração 5.15-C) observou-se uma diferença



consoante a zona, que é sugerida pelo p-value obtido no teste ANOVA. Em ambos os casos, a maior discrepância é observada relativamente ao norte do país que apresenta uma taxa de dose média significativamente superior, que é confirmada pelo teste de comparações múltiplas de Tukey que se encontra no Apêndice III.iii.

A B

C D

Ilustração 5.15 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose distribuido de acordo com a zona do país onde foi efetuada a medição e cujo tipo de equipamento é: [A] Angiógrafo; [B] Arco em C e [C] Telecomandada. [D] Angiógrafos

resultantes da aplicação do controlo de qualidade à amostra

De modo a tentar compreender o motivo de no norte os débitos de dose dos angiógrafos serem superiores, procedeu-se à filtração da amostra com base na aplicação do controlo da qualidade. Contudo, como se observa na ilustração 5.15-D, a diferença manteve-se. Fez-se, ainda o levantamento dos equipamentos encontrados nesta zona e os modelos encontrados foram: Allura Xper FD, Angiostar, Integris H5000 e Optimus CP. Comparando estes equipamentos com equipamentos semelhantes existentes noutras zonas do país, observa-se sempre um maior débito médio de dose. O mesmo se constatou para as mesas telecomandadas. Por outro lado, sabe-se que os protocolos de medição do débito são idênticos para todos os equipamentos e independentes do indivíduo que realizou a medição. Portanto, as diferenças encontradas, possivelmente, poderão ser justificadas com base em modificações efectuadas nos equipamentos pelas próprias entidades hospitalares/serviços de manutenção. No entanto, para confirmar tal justificação seria necessário proceder a uma análise minuciosa aos registos técnicos de cada equipamento. O que, no presente trabalho, não foi possível.



5.2.8 Comparação dos modelos de arco em C mais encontrados

Os modelos de arco em C mais encontrados, ou seja, naqueles em que se fizeram mais de 15 medições de débito de dose, possuem as suas distribuições de débito de dose máximo esquematizadas no gráfico da ilustração 5.16. Além disso, na mesma ilustração, é indicado o valor médio e o valor da mediana do débito máximo de dose encontrado, para cada modelo de equipamento. Os modelos BV são fabricados pela Philips e foram os mais encontrados no território Nacional, dentro da amostra de equipamentos estudados. Os segundos mais encontrados foram os modelos Siremobil fabricados pela Siemens. O BV 300 tem a sua introdução no mercado em 1996 e os restantes modelos Philips datam de 2001. Os modelos Siremobil 2000 e Compact L, da Siemens, datam de 1996 e 2005, respectivamente. A diferença nos modelos Endura, Pulsera e Libra reside na sua aplicação clínica. O BV Libra é indicado em casos de ortopedia e angiografia básica. Por sua vez, o BV Endura é apresentado como sendo recomendado para procedimentos de intervenção que incluem a colocação de stents e exames abdominais. Por último, o BV Pulsera tem um vasto leque de aplicações desde exames cardiovasculares, a neurocirúrgicos, urológicos e até ortopédicos. O modelo Siremobil 2000 está associado a procedimentos de cirurgia, traumatologia, ortopedia, endoscopia e cuidados intensivos, ao passo que o Compact L está indicado para vários propósitos como, por exemplo, ortopedia, emergência e cirurgia geral. [19] [54] No caso do BV Pulsera, verifica-se uma maior área de abrangência, isto é, um maior leque de procedimentos médicos com naturezas distintas em que este equipamento pode ser utilizado. Além disso, este modelo está bastante associado a exames neurológicos e cardiovasculares que necessitam de um maior detalhe na imagem adquirida, logo é expectável que tenha uma tendência para debitar mais radiação. Por outro lado, o BV Libra, estando muito associado a ortopedia é plausível que o seu débito de dose seja tendencialmente inferior quando comparado com os restantes. De acordo com a IAEA, um limite comum aceitável para o débito de dose para equipamentos de fluoroscopia, com intensificadores de imagem de 23 cm, num paciente médio, é de 50 mGy/min [55]. Nos equipamentos mais encontrados, verificou-se um valor inferior ao recomendado pela IAEA, o que se revela positivo.

Ilustração 5.16 – Diagramas de extremos e quartis do débito de dose dos modelos de Arco em C mais encontrados.



5.2.9 Comparação com outros estudos

Comparando os valores dos débitos de dose obtidos nos vários programas de funcionamento dos equipamentos testados com valores obtidos em estudos internacionais, verifica-se que, de um modo geral, nos aproximamos da média. Para o modo contínuo e para o modo pulsado de baixo débito os valores médios encontrados são semelhantes ao valor médio dos vários estudos. Nos modos contínuos de baixo e alto débito, encontraram-se valores ligeiramente inferiores ao valor médio dos outros estudos. Nos restantes modos (pulsado e pulsado de alto débito), o valor encontrado foi superior aos dos outros estudos. De referir que, na maioria dos estudos encontrados, foi usada uma espessura de PMMA de 20 cm, enquanto que, no presente estudo, decorrente da recomendação legal, se usou 25 cm. Um outro factor a ter em conta é o tipo de equipamento. Nesta comparação não se considera a divisão por tipo de equipamento, que, como foi visto anteriormente, influencia o débito de dose. Contudo, nem todos os estudos definiam exactamente o tipo de equipamento e, como tal, optou-se por calcular a média dos valores dos estudos encontrados. Esta média tem assim dados dos vários tipos de equipamentos. No estudo de Padovani et all. [56], é definido como nível de referência para a taxa de kerma no ar na superfície de entrada, no modo de fluoroscopia de baixo débito, o valor de 15mGy/min, superior ao valor médio encontrado no nosso estudo (13mGy/min), para o mesmo modo de funcionamento. No estudo n.º 10 (tabela 5.13) determinaram os débitos de dose no modo pulsado para 20 e 30 cm de PMMA em 41 equipamentos de fluoroscopia e constata-se que o valor encontrado, no presente estudo, de 32 mGy/min é relativamente próximo do encontrado nesse para 20 cm de PMMA (28 mGy/min).

Tabela 5.13 – Valores do débito de dose encontrados em estudos internacionais.

N.º Estudo

Refª. Observações Débito de Dose (mGy/min)

Contínuo Contínuo alto débito

Contínuo baixo débito Pulsado Pulsado alto

débito Pulsado

baixo débito 1 [57] 20 cm PMMA 34,2 26,6 8,0 1 [57] 20 cm PMMA 30,8 42,2 16,5 1 [56] 20 cm PMMA 15 2 [58] - 13,0 3 [59] 20 cm PMMA 46,0 84,0 27,0 3 [59] 20 cm PMMA 43,0 66,0 24,0 28,0 42,7 15 4 [60] 20 cm PMMA 28,3 14,0 5 [61] 25 cm PMMA 20-30 6 [62] 20 cm PMMA 25-50 51-75 <25 7 [63] 20 cm PMMA 21,7 7 [63] 20 cm PMMA 42,2 17,7 8 [64] 20 cm PMMA 34 38 13 8 [64] 24 cm PMMA >50 >50 <35 9 [65] 20 cm PMMA-II 18,5 9 [65] 24 cm PMMA-II 23 9 [65] 20 cm PMMA-FPD 16,5 9 [65] 24 cm PMMA-FPD 50,5

Média de todos os estudos** 36 56 19 20 43 15 Presente estudo 25 cm PMMA 37 49 15 32 53 13

10 [66] 20 cm PMMA (41

equipamentos)

26 (14 a 38)

10 [66] 30 cm PMMA (41

equipamentos)

110 (67 a 150)

** Média aritmética dos valores encontrados nos estudos (quando se encontrou um intervalo usou-se o valor médio do mesmo ou o valor máximo/mínimo).



Na tabela 5.14 encontram-se descritos os valores encontrados para o débito de dose divididos pelo tipo de equipamento. Os dados desta tabela podem ser comparados com os valores encontrados num estudo feito noutro país da Europa em 2006 e que se encontram na tabela 5.15.

Tabela 5.14 – Débitos de dose (mGy/min) encontrados neste estudo para o modo contínuo e pulsado.

Equipamentos Todos Angiógrafos Arcos em C Telecomandadas Modo Contínuo 39,6 54,7 34,8 45,6 Modo Pulsado 32,2 33,1 31,1 28,1

Tabela 5.15 – Débito de dose nalguns procedimentos de fluoroscopia encontrados num estudo suíço no sentido de definir níveis de referência. Adaptado de [67].

Procedimentos Débito de dose (mGy/min) Modo de FuncionamentoExames com contraste de bário 26±4 Contínuo Exames do tracto biliar 37±4 Pulsado Angiografias periféricas e abdominais 31±6 Pulsado Angiografia cerebral 20±4 Pulsado Angiografia coronária e intervenção percutânea coronária

42±11 Pulsado

Electrofisiologia e termo-ablação 24±15 Pulsado

Relativamente aos débitos de dose nas angiografias periféricas e abdominais quando comparadas com o débito médio que se encontrou para os angiógrafos portugueses no modo pulsado, constata-se que o valor é bastante aproximado. Por outro lado, no estudo suíço nas angiografias coronárias de diagnóstico e intervenção, existe um maior débito, no entanto, o desvio padrão associado também é muito maior. A angiografia cerebral é descrita na literatura como sendo realizada em equipamentos modernos, portanto é provável que sejam realizadas em modos pulsados de baixo débito. O valor de 33,1 mGy/min que apresentamos para o modo pulsado dos angiógrafos corresponde a um modo pulsado normal e não de baixo débito e poderá vir daí a diferença encontrada. Além disso, também poderão surgir diferenças associadas a diferentes taxas de pulsos, no entanto, nem no nosso estudo temos essa informação nem no estudo Suíço é feita qualquer referência a tal facto. Os exames do tracto biliar podem tanto ser efectuados em arcos em C como em mesas telecomandadas, mas tanto num como noutro caso o valor reportado neste estudo para o modo pulsado fica abaixo do encontrado no estudo suíço. De referir que os débitos determinados nesse estudo são calculados para uma espessura de PMMA de 20 cm.

Em suma, é possível verificar que os débitos que se determinaram nos equipamentos Portugueses se enquadram dentro da média geral dos equipamentos de outros países.



5.3 O Limiar de contraste de visibilidade


No que se refere a este parâmetro, a legislação considera o limite para o limiar de contraste como sendo 4%. Consequentemente, foram detectadas 7 não conformidades. No caso mais grave o limite foi superado em 225%. No entanto, em 50% dos casos não conformes os equipamentos apenas excediam o limite em 4,8%, conforme se observa na ilustração 5.17.

5.3.2 Resultados das medições

O valor médio do limiar de contraste encontrado foi de 2,04%, que corresponde sensivelmente a metade do valor máximo imposto por lei. Além disso, o percentil 75 situou-se em 2,30%, indicando que 75% das 445 medições se encontravam abaixo deste valor. Outros valores estatísticos para o limiar de contraste encontram-se expressos na tabela 5.16.

O histograma dos valores do limiar de contraste obtidos (ilustração 5.18-B) apresenta uma distribuição leptocúrtica com assimetria positiva. Significando que há uma grande homogeneidade nas medições e que, em geral, os valores se encontram abaixo da média.

Tabela 5.16 – Resultados estatísticos para os valores do limiar de contraste de visibilidade (%).

Limiar de Contraste de Visibilidade

Ilustração 5.17 – Distribuição dos valores do limiar de contraste (foram eliminados dois pontos correspondentes a duas intervenções que se encontravam acima de 6%, distorcendo o gráfico).


445

Média 2,04±0,04

Mediana 2,00

Desvio Padrão 0,91

Mínimo 0,02

Máximo 13,00

Intervalo Interquartil

0,70

Percentil 75 (3.ºQ) 2,30

Skewness 4,82±0,12

Kurtosis 50,91±0,23



A B Ilustração 5.18 – [A] Diagrama de extremos e quartis e [B] Histograma de todos os valores medidos do limiar de

contraste.

5.3.3 Variação do limiar de contraste com o tipo de equipamento

Mais uma vez recorreu-se ao teste One-Way ANOVA, desta vez para estudar a variação do limiar de contraste com o tipo de equipamento. Confirmou-se a hipótese nula da igualdade das médias do limiar de contraste para os três tipos de equipamentos, conforme os resultados da tabela 5.17. O p-value=0,846 é superior a 0,05 e, portanto, o valor médio do limiar de contraste não varia consoante o tipo de equipamento utilizado. A mesma conclusão é possível de se observar no gráfico da ilustração 5.19.

Tabela 5.17 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do tipo de equipamento no limiar de contraste.

Ilustração 5.19 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função do tipo de equipamento.



5.3.4 Variação do limiar de contraste com a marca do equipamento

Pelo resultado do teste One-Way ANOVA da tabela 5.19 rejeita-se a hipótese nula da igualdade das médias do limiar de contraste para as várias marcas de equipamentos. Consequentemente, efectuou-se o teste de comparações múltiplas de Tukey cujos resultados se encontram no Apêndice III.iv. Este teste mostrou que as “outras marcas” têm um valor médio que se afasta das restantes e, pelos dados da tabela 5.18, constata-se que este é em média superior. Os equipamentos da GE e da Philips apresentam médias ligeiramente mais afastadas, encontrando-se a média dos equipamentos da Siemens a meio das do par anterior.

Ao remover-se da amostra os casos não conformes, descritos no ponto 5.3.1, verifica-se uma pequena diminuição do valor médio do limiar de contraste, no entanto, as conclusões a tirar mantém-se.

Tabela 5.18 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da marca dos equipamentos no limiar de contraste.

Ilustração 5.20 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função da marca dos equipamentos.

Tabela 5.19 – Resultados estatísticos do limiar de contraste divididos por marcas dos equipamentos.

Marca Equipamento GE Philips Siemens Outras Dimensão da Amostra 78 238 103 26

Média 1,76±0,84 2,11±0,06 1,97±0,06 2,50±0,30 Mediana 1,70 2,09 1,93 2,42

Desvio Padrão 0,74 0,95 0,59 1,52 Mínimo 0,60 0,60 0,13 0,02 Máximo 4,20 13,0 4,20 8,00

Intervalo Interquartil 1,02 0,80 0,70 1,34 Percentil 75 (3.ºQ) 2,20 2,40 2,30 3,22

5.3.5 Variação do limiar de contraste consoante a zona do País

Observa-se, pelos resultados dos teste One-Way ANOVA (tabela 5.20), que existem diferenças nas médias do valor de limiar de contraste consoante a zona do País onde se efectuou a medição. Dado este resultado aplicou-se o teste de Tukey cujos resultados estão expressos no Apêndice III.v.



Tabela 5.20 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do local de medição no limiar de contraste de visibilidade.

Ilustração 5.21 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função zona do País.

Também, neste caso, se constatou que é na zona Norte que existe um maior valor para o limiar de contraste comparativamente às restantes zonas do País. Esta constatação já era expectável, pois o débito de dose encontrado para estes equipamentos, também, foi maior. O seu valor só se aproxima mais ao da zona centro, que em ambos os casos se encontram acima de 2%. Nas remanescentes zonas o valor médio é sempre inferior a 1,9%. Na tabela 5.21 podem-se observar os resultados estatísticos do limiar de contraste para as várias zonas. De ressalvar que, em todas as zonas do País, o valor médio encontrado respeita o limite legal de 4%.

Tabela 5.21 – Resultados estatísticos do limiar de contraste divididos por zona do País.

Zona do País Grande Lisboa Sul Centro Norte Ilhas Dimensão da Amostra 129 42 88 153 33

Média 1,87±0,10 1,89±0,09 2,07±0,10 2,30±0,05 1,69±0,17 Mediana 1,70 1,90 2,00 2,20 1,60

Desvio Padrão 1,13 0,56 0,91 0,67 0,98 Mínimo 0,60 1,00 0,13 0,84 0,02 Máximo 13,0 4,20 8,00 4,27 5,00

Intervalo Interquartil 0,76 0,60 0,71 0,90 1,22 Percentil 75 (3.ºQ) 2,20 2,20 2,32 2,70 2,20

5.3.6 Variação no tempo do limiar de contraste

O teste One-Way ANOVA, cujo resultado se encontra na tabela 5.22, revela que existe igualdade de médias do limiar de contraste em função do ano da intervenção (p-value=0,217>0,05). Isto é, o valor médio do limiar de contraste manteve-se sensivelmente inalterado durante o período de realização do estudo. Não foi necessário recorrer a testes de comparações múltiplas. Mais uma vez se leva a crer que não houve evolução do parque tecnológico. No entanto, esta afirmação seria melhor apoiada caso tivesse sido possível recolher a data de licenciamento de cada equipamento, bem como a sua data de início de comercialização.



Tabela 5.22 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do ano de intervenção no limiar de contraste de visibilidade.

Ilustração 5.22 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função do ano da intervenção.

5.3.7 Relação entre o modelo do equipamento e o limiar de contraste

Neste ponto do trabalho, seleccionaram-se os modelos mais encontrados e com maior número de medições, e procurou-se encontrar uma relação entre o modelo do equipamento e o limiar de contraste. Como se pode observar pelos gráficos da ilustração 5.23, não existe qualquer valor de referência para o limiar de contraste de um determinado modelo de equipamento. Inclusivamente, por exemplo, um mesmo equipamento pode variar o seu limiar de contraste por um factor superior a 2, entre medições. Isto é, o valor pode duplicar.

A B

Ilustração 5.23 – Distribuição dos valores do limiar de contraste para os equipamentos mais encontrados e com mais medições, divididos por tipo de equipamento ([A] e [B] – Angiógrafos) e por modelo de equipamento.



C D

E F

Ilustração 5.23 – Distribuição dos valores do limiar de contraste para os equipamentos mais encontrados e com mais medições, divididos por tipo de equipamento ([C] e [D] – Arcos em C; [E] e [F] – Telecomandadas) e por modelo de

equipamento.

5.3.8 Comparação com estudos internacionais

O valor médio do limiar de contraste encontrado, no presente estudo, situa-se no intervalo de valores dos estudos 1 e 2 referenciados na tabela 5.23. Comparativamente ao estudo 3, o nosso valor é ligeiramente inferior. Convém relembrar que quanto mais baixo o valor do limiar de contraste, melhor é a qualidade da imagem. Portanto, podemos concluir que os valores médios encontrados no presente estudo é bastante aceitável e encontra-se dentro dos limites legais recomendados tanto nacional como internacionalmente.

Tabela 5.23 – Valores de limiar de contraste encontrados noutros estudos internacionais.

Estudo Ref.ª Limiar de Contraste (%) 1 [68] 1,5-3,5 2 [69] 0,5-4,5 3 [70] 2,34*

Valor médio do presente estudo 2,04 *foi calculada a média aritmética dos vários equipamentos encontrados no estudo.



5.4 A Resolução espacial


Mais uma vez, tendo em conta os limites impostos pela Lei, encontraram-se 5 não conformidades nas 445 intervenções, o que representa cerca de 1,1% da amostra.

5.4.2 Resultados das medições

Relativamente ao valor médio da resolução espacial, para as 445 medições, este rondou os 2,26 lp/mm. Valor esse que é superior ao valor mínimo imposto por qualquer um dos limites expressos na tabela 4.1 do capítulo anterior. Uma limitação associada a esta medição reside no facto de não se ter informação da dimensão do campo do equipamento e não se puder ter realizado a divisão das medições de acordo com essa característica. A distribuição dos valores medidos de frequência espacial tem um comportamento assimétrico positivo e leptocúrtico, o que revela uma homogeneidade dos valores medidos e uma tendência para estes se encontrarem abaixo do valor médio, conforme se observa na ilustração em 5.24-B.

Tabela 5.24 – Resultados estatísticos das medições da resolução espacial.

Frequência Espacial (lp/mm)

Ilustração 5.24 – Distribuição de todos os valores medidos de resolução espacial.


445

Média 2,26±0,03

Mediana 2,20

Desvio Padrão

0,70

Mínimo 0,50

Máximo 5,00

Intervalo Interquartil

4,50

Percentil 75 (3.ºQ)

2,50

Skewness 0,69±0,12

Kurtosis 0,85±0,23



A B Ilustração 5.25 – [A] Diagrama de extremos e quartis e [B] Histograma de todos os valores medidos de resolução

espacial.

5.4.3 Variação da frequência espacial com o tipo de equipamento

Pelo resultado do teste One-Way ANOVA verifica-se que a resolução espacial não varia de acordo com o tipo de equipamento. A hipótese nula da igualdade das médias da resolução espacial para os três tipos de equipamentos é confirmada, pois o p-value é superior a 0,05 (p-value=0,350), conforme os resultados expressos na tabela 5.25.

Tabela 5.25 – Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do tipo de equipamento na resolução espacial.

5.4.4 Variação da frequência espacial com a marca do equipamento

Neste ponto, o resultado do teste One-Way ANOVA rejeita a hipótese nula da igualdade das médias, pois o p-value=0,04 (tabela 5.26). No entanto, esse valor é muito próximo de 0,05 e torna-se necessário fazer o teste de comparações múltiplas de Tukey, cujos resultados se encontram no Apêndice III.vi. O teste de Tukey vem confirmar as suspeitas da não variação do valor médio da resolução espacial com a marca do equipamento, pois em todos os casos encontrou-se um p-value superior a 0,05. Esta evidência é, também, clara no gráfico da ilustração 5.26.



Tabela 5.26 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da marca do equipamento na resolução espacial.

Ilustração 5.26 – Diagrama de extremos e quartis dos valores da resolução espacial agrupada por marca do equipamento.

5.4.5 Variação da frequência espacial consoante a zona do País

Neste caso, o teste One-Way ANOVA, indica que não existe igualdade de médias nas várias zonas do país (tabela 5.27). E como tal utilizou-se o teste de Tukey para analisar as diferenças (Apêndice III.vii). Verificou-se, então, que a resolução espacial na zona centro de Portugal é inferior à das restantes zonas, sendo o seu valor médio de 1,92 lp/mm. No sul e nas ilhas o valor médio encontrado é o mesmo (2,33 lp/mm). No geral, exceptuando a zona centro, pode-se considerar a igualdade de médias dos valores da resolução espacial. O mesmo se conclui pela análise da ilustração 5.27 e dos dados da tabela 5.28.

Tabela 5.27 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da zona do País onde se efectuou a medição na resolução espacial.

Ilustração 5.27 – Diagrama de extremos e quartis dos valores da resolução espacial agrupada por zona do País.



Tabela 5.28 – Resultados estatísticos da resolução espacial divididos por zona do País.

Zona do País Grande Lisboa Sul Centro Norte Ilhas Dimensão da Amostra 129 42 88 153 33

Média 2,46±0,06 2,33±0,73 1,92±0,73 2,25±0,61 2,33±0,69 Mediana 2,30 2,24 1,80 2,00 2,20

Desvio Padrão 0,681 0,473 0,689 0,756 0,399 Mínimo 1,00 1,60 0,50 1,10 1,60 Máximo 5,00 3,55 4,00 4,50 3,20

Intervalo Interquartil 0,80 0,50 1,04 0,70 0,50 Percentil 75 (3.ºQ) 2,80 2,50 2,44 2,50 2,50

5.4.6 Variação no tempo da frequência espacial

O resultado do teste One-Way ANOVA, expresso na tabela 5.29, confirma a hipótese nula da igualdade das médias da frequência espacial nos vários anos de intervenção (p-value=0,247>0,05). O valor da frequência espacial é constante no tempo, não se assistindo a uma alteração significativa desta no período estudado. Esta análise pode sugerir novamente a ideia de que o parque tecnológico Português não sofreu uma evolução significativa no decorrer destes anos.

Tabela 5.29 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do ano da intervenção na resolução espacial.

Ilustração 5.28 – Diagrama de extremos e quartis dos valores da resolução espacial em função do ano de intervenção.

5.4.7 Relação entre o modelo do equipamento e a frequência espacial

Nesta secção seleccionaram-se os modelos com mais medições e mais encontrados para cada tipo de equipamento e procurou-se uma relação entre o modelo e a resolução espacial medida nas várias intervenções (gráficos da ilustração 5.29). Nalguns casos, observou-se uma tendência para uma certa invariabilidade da resolução espacial, entre medições. No entanto, este comportamento não é uma regra. Assistindo-se também a variações significativas nalguns modelos de equipamentos.



A B

C D

E F

Ilustração 5.29 - Distribuição dos valores de resolução espacial para os equipamentos mais encontrados e com mais medições, divididos por tipo de equipamento ([A] e [B] – Angiógrafos; [C] e [D] – Arcos em C; [E] e [F] –

Telecomandadas) e por modelo de equipamento.



5.4.8 Comparação com estudos internacionais

Fez-se o levantamento de alguns valores de resolução espacial encontrados noutros estudos internacionais e registaram-se na tabela 5.30. O valor médio obtido no presente estudo é igual ao encontrado no estudo 1 e é superior à média dos estudos encontrados. No caso do estudo 2, o valor encontrado é referente a um único aparelho. De referir, ainda, que não se encontraram estudos que traduzam a média de uma amostra considerável de equipamentos, sendo que a maioria se refere a um ou dois equipamentos comparados entre si. Pode-se, portanto, concluir que o valor médio encontrado é aceitável para os equipamentos de fluoroscopia e encontra-se acima dos mínimos exigidos legalmente para qualquer tamanho do campo.

Tabela 5.30 – Valores de Resolução espacial encontrados em outros estudos internacionais.

Estudo Ref.ª Resolução Espacial (lp/mm) 1 [59] 2,02* 2 [71] 2,2 3 [70] 1,44*

Valor médio dos estudos encontrados 1,89 Valor médio do presente estudo 2,04

*foi calculada a média aritmética dos vários equipamentos encontrados no estudo.



5.5 Estimativa da contribuição da fluoroscopia para o pico de dose na pele

Numa primeira fase desta estimativa, efectuou-se a recolha dos tempos de fluoroscopia descritos na literatura. Estes tempos são relativos a procedimentos médicos tanto de diagnóstico como de intervenção e abarcam várias das áreas de aplicação da fluoroscopia. Com base nos tempos de fluoroscopia recolhidos e com o valor médio dos débitos de dose encontrados nos equipamentos portugueses, aplicando a metodologia descrita no capítulo 4 deste trabalho, estimou-se a contribuição da fluoroscopia para o pico de dose na pele nos procedimentos em questão.

Também, com base nesses valores de débito de dose, encontrou-se o tempo de fluoroscopia crítico para a ocorrência de efeitos determinísticos, sabendo que o limiar de dose para a ocorrência destes efeitos é de 2 Gy, conforme referido no capítulo 3.

Por último, apontaram-se as limitações do modelo utilizado para realizar esta estimativa. É importante salientar que os valores encontrados tratam-se de uma estimativa que só tem em conta a radiação proveniente da fluoroscopia. Isto é, não considera a exposição resultante da cinematografia, caso esta exista. Consequentemente não se realizou a comparação do pico de dose na pele encontrado com o de outros estudos, em virtude de na maioria dos casos esta dose de radiação ter sempre em conta a totalidade da radiação a que o doente é exposto durante o procedimento médico.

5.5.1 Resumo dos débitos de dose encontrados neste estudo

Na tabela 5.31 encontram-se os valores do débito médio dos equipamentos de fluoroscopia em modo contínuo e modo pulsado. Por sua vez, na tabela 5.32 encontram-se estes mesmos valores divididos por tipo de equipamento.

Tabela 5.31 – Débitos de dose médios (mGy/min) para os vários modos de funcionamento dos equipamentos.

Modo Contínuo normal Pulsado normal Débito dose médio 36,9 31,7

Tabela 5.32 - Débitos de dose (mGy/min) para o modo contínuo e pulsado dos três tipos de equipamentos.

Tipo de Equipamento Angiógrafos Arcos em C Telecomandadas Média no modo Contínuo 54,7 34,8 45,6 Média no modo Pulsado 33,1 31,1 28,1



5.5.2 Tempos de fluoroscopia encontrados em estudos internacionais

Na tabela 5.33 encontram-se listados os tempos de fluoroscopia (mínimo, máximo e médio) encontrados em estudos internacionais.

Tabela 5.33 – Valores do tempo de fluoroscopia (mínimo, máximo e médio em minutos) em procedimentos de fluoroscopia recolhidos em estudos internacionais.

N.º Tipo de procedimento Tempo fluoroscopia (min)

Referências Mínimo Máximo Médio

1 Vertebroplastia 4,2 54 24,7 [72] [73] 2 Anastomose portossistémica intra-hepática transjugular 15 100 37,6 [45] [72] [74] 3 Colangiopancretografia retrógrada endoscópica 1 63 13,6 [45] [75] 4 Embolização cerebral 2,6 313,7 86,4 [45] [72] 5 Nefrostomia 1,3 30,4 8,1 [45] [72] 6 Transito esófago-gastro-duodenal 0,8 35 5,9 [67] 7 Angiografia renal 2,9 7,6 5,1 [45] 8 Angiografia cerebral 2 85 12,5 [45] [67] 9 Angiografia hepática 3,6 42 12,1 [45] 10 Stent biliar (inserção ou remoção) 0,6 82,5 16,2 [45] [67] 11 Intervenção coronária percutânea - - 37,4 [76] 12 Ablação por cateter com radiofrequência - - 120,8 [76] 13 Angiografia coronária 2,5 11,9 5,3 [67] [77] [78] 14 Angioplastia coronária 7,5 28,7 13,7 [77] [78] 15 Drenagem biliar 12,3 30 21,6 [5] [67]

5.5.3 Estimativa do pico de dose na pele

Na tabela 5.34 apresentam-se os valores estimados mínimos, máximos e médios do pico de dose na pele nos pacientes sujeitos aos procedimentos médicos listados na tabela 5.33. Estes valores consideram os débitos médios de dose apresentados na tabela 5.31. Encontram-se realçados a laranja alguns valores cujo pico de dose na pele estimado é superior a 2 Gy. Dado que habitualmente os procedimentos de angiografia são realizados em equipamentos do tipo angiógrafos, é lógico que se faça a estimativa do pico de dose na pele para estes exames considerando os débitos de dose tanto no modo contínuo como no pulsado para este tipo de equipamento.

Tabela 5.34 – Valores mínimos, máximos e médios do pico de dose na pele (mGy) em procedimentos de fluoroscopia.

N.º Modo Contínuo normal Modo Pulsado normal

Mínimo Máximo Médio Mínimo Máximo Médio 1 164,3 2112,2 966,1 141,1 1814,5 830 2 586,7 3911,4 1470,7 504 3360,2 1263,4 3 39,1 2464,2 532 33,6 2116,9 457 4 101,7 12270,1 3379,4 87,4 10540,9 2903,2 5 50,8 1189,1 316,8 43,7 1021,5 272,2 6 31,3 1369 230,8 26,9 1176,1 198,3 7 113,4 297,3 199,5 97,4 255,4 171,4 8 78,2 3324,7 488,9 67,2 2856,2 420 9 140,8 1642,8 473,3 121 1411,3 406,6 10 23,5 3226,9 633,6 20,2 2772,2 544,4 11 - - 1462,9 - - 1256,7 12 - - 4725 - - 4059,1 13 97,8 465,5 207,3 84 399,9 178,1 14 293,4 1122,6 535,9 252 964,4 460,3 15 481,1 1173,4 844,9 413,3 1008,1 725,8



Na tabela 5.35 encontram-se os valores mínimos, máximos e médios estimados para ambos os modos dos angiógrafos e, também, se realçou a laranja os valores do pico de dose na pele acima de 2 Gy.

Tabela 5.35 – Estimativa do pico de dose na pele (mGy) em procedimentos que recorrem a angiógrafos.

Procedimento N.º Modo Contínuo Modo Pulsado

Mínimo Máximo Médio Mínimo Máximo Médio Angiografia renal 7 168,1 440,7 295,7 101,7 266,6 178,9Angiografia cerebral 8 116 4928,5 724,8 70,1 2982,3 438,6Angiografia hepática 9 208,7 2435,2 701,6 126,3 1473,6 424,6Angiografia coronária 13 145 690 307,3 87,7 417,5 185,9

5.5.4 Análise dos valores estimados do pico de dose na pele

Na grande maioria dos procedimentos listados, atendendo ao tempo médio de exposição à radiação, denota-se que o pico de dose na pele, decorrente da fluoroscopia, situa-se abaixo dos 1000 mGy. No caso da embolização cerebral e da ablação por cateter com radiofrequência, encontrou-se um valor médio acima de 3000 mGy. Estes dois procedimentos têm um carácter intervencionista e, como tal, sendo a sua duração de exposição média elevada é expectável valores elevados de dose na pele. No modo pulsado registam-se valores mais baixos de dose. Nas angiografias esta diferença é bastante significativa, pois verificam-se alguns casos em que a disparidade entre o modo contínuo e o pulsado representa quase 50% do pico de dose esperado. Evidencia-se, ainda, a importância de usar tempos de fluoroscopia tão baixos quanto possíveis, na medida em que diversos procedimentos, para os tempos máximos descritos na literatura, o limiar de 2 Gy é facilmente ultrapassado. Resta referir que em vários destes exames, ainda, há a acrescentar a exposição decorrente da cinematografia. Confirma-se, portanto, a imperatividade da adopção das medidas de protecção recomendadas no capítulo 3. O facto de se ter utilizado um tempo médio de fluoroscopia resultante da média aritmética dos valores encontrados noutros estudos, poderia criar uma grande discrepância entre a realidade vivida em Portugal e aquela que se assiste no estrangeiro. No entanto, quando comparados os tempos de fluoroscopia para a angiografia e angioplastia coronária de um estudo português encontrado com o tempo médio encontrado verifica-se que a diferença é mínima. No estudo português encontraram o valor médio de 5,42 minutos para a angiografia cardíaca e de 13,59 minutos para a angioplastia [79]. Ao confrontá-los com os valores médios da tabela 5.34 verifica-se que apenas diferem em menos de 2,2% e 1%, respectivamente. Portanto, é possível depreender que a aproximação dos tempos de fluoroscopia nacionais aos internacionais não é desapropriada.

5.5.5 Tempo crítico para a possível ocorrência de efeitos determinísticos

Encontram-se na tabela 5.36 os valores estimados do tempo crítico para a possível ocorrência de efeitos determinísticos, nomeadamente, lesões cutâneas. Foi utilizada para a estimativa o limiar de dose de 2 Gy descrito na literatura e os débitos médios verificados em Portugal. Como tal, em exames unicamente de fluoroscopia, que possuam tempos médios de exposição à radiação acima dos tabelados, é de esperar a ocorrência de pelo menos lesões na pele. Mais uma vez se evidencia a



vantagem do uso da fluoroscopia pulsada, que possui um maior intervalo de tempo ( 60 minutos) até o paciente ser sujeito ao limiar crítico de dose.

Tabela 5.36 – Tempo crítico (min) para a possível ocorrência de efeitos determinísticos para o modo contínuo e pulsado dos três tipos de equipamentos.

Tipo de Equipamento Todos Angiógrafos Arcos em C Telecomandadas Modo Contínuo 51 34 54 41 Modo Pulsado 59 57 60 67

5.5.6 Limitações do modelo utilizado

Estimar o pico de dose na pele em procedimentos de fluoroscopia não é uma tarefa fácil, pois depende de uma série de condicionantes que variam entre exames e até mesmo entre equipamentos. A primeira condicionante prende-se logo com o facto de a distribuição da dose no paciente não ser uniforme. Normalmente, nos procedimentos de fluoroscopia há uma liberdade de acção conferida ao médico/técnico que o executa e que lhe permite adequar a angulação e colimação do feixe de radiação, bem como alterar o modo de operação do equipamento a cada momento do procedimento, o tamanho do campo, a ampliação e a filtração. A dimensão do paciente, também, é consideravelmente variável e a complexidade dos procedimentos depende da gravidade das lesões. Portanto, a fluoroscopia, mesmo dentro de um tipo de procedimento, é uma técnica muito heterogénea e depende fortemente da experiência do operador. Consequentemente é difícil prever um padrão. Geralmente, até ocorre uma combinação de fluoroscopia com cinematografia e a dose a que o paciente se encontra sujeito é cumulativa. Outro factor importante é o grau de incerteza associada à estimativa de dose. Até os métodos mais sofisticados têm variações inevitáveis na sua resposta que se devem a alterações na energia do feixe, nas taxas de dose e na colimação. Existem estudos que referem que as estimativas de dose com base no tempo de fluoroscopia podem ter erros que se afastam da melhor estimativa de -70% a +130%. [80] É provável que a presente estimativa tenha uma incerteza associada dentro desse intervalo. Outra condicionante está relacionada com o facto de este estudo ter sido realizado com base em medições num fantoma, constituído por placas de PMMA, com 25 cm de espessura. Esta espessura, apesar de ser a recomendada pela Lei Portuguesa, não é a mais usual nos estudos internacionais. Além disso, o fantoma usado é uma aproximação simples à anatomia humana e não teve em consideração a variação da espessura dos pacientes. Usou-se, ainda, o valor do débito médio de dose dos equipamentos de fluoroscopia encontrados e obtidos numa projecção póstero-anterior sem angulação. É, também, sabido que existem equipamentos que estão mais associados a determinados tipos de exames, o que poderá influenciar, como se comprovou, a dose recebida pelo paciente. Além disso, vários equipamentos modernos possuem modos específicos para cada técnica de modo a minimizar a dose para o paciente.

Portanto, a reconstrução de um procedimento de fluoroscopia com base em relatos de técnicos/médicos, fantomas e medições de débitos de dose e tempos de fluoroscopia pode conduzir a grandes erros associados à estimativa da dose. No entanto, permitem dar uma noção da possível dose na pele a que o paciente está sujeito.

6. Conclusão


6. Conclusão

O presente trabalho teve como objectivo analisar o débito de dose e a qualidade da imagem, nomeadamente, a resolução espacial e a resolução de contraste, de vários equipamentos de fluoroscopia existentes em Portugal. No total foram avaliados 143 equipamentos, presentes em 34 unidades hospitalares e clínicas, que integram algumas das principais unidades de saúde portuguesas, estando distribuídos por todo o território nacional (continente e ilhas). A recolha dos parâmetros analisados foi executada entre 2007 e 2013. Como tal, e atendendo à exaustiva revisão bibliográfica efectuada, julga-se que este estudo detém a mais recente e maior base de dados, existente em Portugal, no que concerne aos parâmetros analisados dos equipamentos de fluoroscopia.

Numa primeira análise à amostra de intervenções constatou-se que a maioria dos equipamentos analisados eram da marca Philips (53,5%), seguidos pelos da Siemens (23%) e da General Electrics (17,5%). Um pequeno grupo (6%) era constituído por equipamentos de outras oito marcas. Nos distritos de Lisboa e Porto concentraram-se 58% das intervenções efectuadas ao longo dos seis anos.

Relativamente ao débito de dose foi possível comprovar a existência de uma diferença significativa entre o modo de funcionamento contínuo e o modo pulsado. Em média, considerando os 143 equipamentos, o modo contínuo tem uma taxa de dose média à entrada do fantoma de 39,6±0,9 mGy/min, ao passo que no modo pulsado esse valor é de 32,2±2,0 mGy/min. Representando, assim, uma redução de aproximadamente 19%. Subdividindo os modos anteriores em modo contínuo normal, pulsado normal, contínuo de alto débito, pulsado de alto débito, contínuo de baixo débito e pulsado de baixo débito, encontram-se valores para o débito de dose médio de 36,9 mGy/min; 31,7 mGy/min; 54,3 mGy/min; 53,1 mGy/min; 19,9 mGy/min e 13,2 mGy/min, respectivamente. Depreende-se, logo, que os modos de baixo débito apresentam menores taxas de dose médias e, portanto, confirma-se a necessidade da preferência pelos mesmos, aquando da realização dos procedimentos médicos, desde que não comprometam a boa qualidade da imagem.

Apurou-se a variação do débito de dose com o tipo de equipamento (angiógrafos, arcos em C e mesas telecomandadas). A variação é mais significativa quando se opera no modo contínuo, tendo-se chegado à conclusão que os angiógrafos debitam, em média, mais radiação que as mesas telecomandadas. E estas últimas debitam mais que os arcos em C. No modo pulsado as diferenças encontradas não foram tão significativas, no entanto, o tamanho da amostra de angiógrafos e mesas telecomandadas era reduzido. Estudou-se, também, a variação do débito de dose com a marca e concluiu-se que o valor médio diferiu. Os arcos em C e as mesas telecomandadas da Philips e os angiógrafos da Siemens foram os que registaram um menor débito médio de radiação. Relativamente aos débitos de dose, nas cinco regiões nas quais se dividiu o País, verificou-se que nos arcos em C a região não teve influência no débito médio. Já no que concerne aos angiógrafos e às mesas telecomandadas, verificou-se um débito médio superior no norte do país. Por último, quando



comparados os débitos de dose médios dos equipamentos portugueses com os de outros estudos internacionais conclui-se que os valores são semelhantes.

O valor médio do limiar de contraste encontrado foi de 2,04 % o que corresponde a metade do valor máximo imposto por lei. Não se observou variação no limiar no contraste com o tipo de equipamento, o mesmo não ocorreu quando se estudou a variação com a marca e a zona do país. Procurou-se uma relação entre o modelo do equipamento e o limiar de contraste, mas não se observou qualquer ligação.

Já no que concerne à resolução espacial, o valor médio encontrado foi de 2,26 lp/mm, que é superior ao maior limite mínimo imposto por lei. Não se verificou variação na média desta variável consoante o tipo e a marca do equipamento. Encontrou-se um valor médio de resolução espacial mais baixo na região centro do país. Também, para esta variável, não se encontrou uma relação entre o modelo do equipamento e a resolução espacial.

Durante o intervalo de tempo durante o qual se realizou o estudo não se observaram diferenças significativas nas médias dos débitos de dose, resolução espacial e resolução de contraste, o que pode levar a concluir que não houve evolução considerável do parque tecnológico português, muito possivelmente devido à crise económico-financeira vivida em Portugal e que coincide com o período do estudo. Também quando se comparam os valores destas variáveis com os de outros estudos internacionais, conclui-se que os valores encontrados são semelhantes.

A estimativa de pico de dose na pele, apesar das suas limitações, permitiu dar uma noção da elevada dose a que os pacientes estão sujeitos quando submetidos a procedimentos de fluoroscopia. Observou-se, aqui, mais claramente a importância do uso dos modos pulsados e evidenciou-se, tendo em conta os débitos de dose encontrados, um tempo crítico de fluoroscopia entre os 50 e os 60 minutos. Isto é, quando excedido este tempo, existe uma probabilidade significativa dos pacientes sofrerem pelo menos lesões cutâneas.

É impreterível garantir a existência de controlo de qualidade dos equipamentos, pois só assim se pode testar e assegurar o bom desempenho dos equipamentos, salvaguardando os pacientes e os profissionais de saúde dos efeitos nocivos da radiação. Considera-se que o baixo número de situações anómalas encontradas se deva à existência de protocolos de controlo de qualidade e da sua regular aplicação.

Em suma, o presente trabalho atingiu todos os objectivos a que se propôs. Tendo-se verificado que os equipamentos em Portugal possuem, praticamente na totalidade dos casos analisados, débitos de dose, valores de resolução espacial e de contraste bastante aceitáveis e congruentes com os encontrados no estrangeiro. E, acima de tudo, valores que respeitam as normas impostas pela legislação nacional.

Este trabalho, apesar de possuir uma índole académica e de ser o culminar de um percurso universitário de cinco anos, permitiu-me o contacto com o meio empresarial e hospitalar, tendo-me dado a conhecer o importante papel do Engenheiro Biomédico na sociedade moderna. Foi, por isso, do ponto de vista pessoal, uma importante e marcante experiência.

6. Conclusão


6.1 Condicionantes/Limitações e Perspectivas Futuras

Durante este estudo, e após se analisar os resultados, encontraram-se certas condicionantes/limitações que em trabalhos futuros poderão vir a ser superadas. Nomeadamente, seria interessante analisar a variação da espessura do fantoma e estudar a sua influência nos débitos de dose e na qualidade da imagem. A utilização de um fantoma antropomórfico poderia ser uma alternativa ao fantoma utilizado. E este mesmo estudo poderia, ainda, ser estendido aos modos de cinematografia. A recolha da informação relativa ao tipo de pulsos de cada equipamento e a dimensão do seu campo, também, seria importante para estudar a sua influência no débito de dose e na qualidade de imagem, respectivamente. Por outro lado, dever-se-ia fazer a quantificação dos débitos de dose e dos tempos de fluoroscopia associados a cada procedimento médico existente, em contexto clínico, de modo a se conseguir comparar com os do presente estudo e com outros estudos internacionais. Seria de igual modo importante recolher a informação relativa à data de licenciamento dos equipamentos, bem como a sua data de entrada em funcionamento, nas unidades clínicas e hospitalares, de modo a aferir, com rigor, a evolução do parque tecnológico.

Finalmente, dado que os resultados obtidos sugerem que os equipamentos apresentam, no geral, um bom desempenho, um próximo passo a dar no sentido de optimizar as doses em fluoroscopia é o estabelecimento dos níveis de referência nacionais para esta técnica. Não será uma tarefa simples dada a diversidade e heterogeneidade de procedimentos de fluoroscopia e, além disso, necessitará da colaboração de um vasto grupo de profissionais e de unidades de saúde que abranjam todo o território nacional.





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Apêndice I

1. Publicação decorrente do presente estudo

Este estudo foi submetido para publicação numa revista científica da especialidade com o título: Dose debt and image quality in fluoroscopy: a Portuguese study.

2. Poster apresentado na conferência “Protecção Radiológica na Saúde 2013”

Apresenta-se, abaixo, uma miniatura do Poster submetido, aceite e exposto na conferência “Protecção Radiológica na Saúde 2013”, na sessão subordinada ao tema “Interventional Radiology and Interventional Cardiology”, promovido pelo Instituto Superior Técnico (IST) e pela Direcção Geral da Saúde (DGS), com a colaboração da Fundação Champalimoud, que decorreu entre os dias 18 e 20 de Setembro de 2013, em Lisboa.



3. Outras actividades desenvolvidas

No decorrer do presente trabalho foi-me dada a oportunidade de assistir à disciplina de Protecção Contra Radiações I, do mestrado em Radiações Aplicadas às Tecnologia da Saúde, leccionada na Escola Superior de Tecnologias da Saúde de Lisboa - Instituto Politécnico de Lisboa.

Tive, ainda, a oportunidade de acompanhar a equipa da MedicalConsult S.A. a algumas das intervenções realizadas em hospitais e de contactar directamente com técnicos de saúde na área da radiologia.



Apêndice II

Neste apêndice, apresenta-se a listagem dos modelos dos equipamentos onde se realizaram as medições deste estudo, ordenados pela respectiva marca de fabricante e tipo de equipamento.

AV Villa

Telecomandada Genius 7503

Dornier

Arco em C Compact Delta Lithotripter S II

FMControl

Arco em C XiScan4400

GE

Angiógrafo AdvantX

Arco em C OEC 9900 Elite OEC Compact 7700 OEC Fluorostar 7900 OEC Series 7700 OEC Series 9600 Stenoscop

Telecomandada MPG65 Precision Rxi Prestige Prestilix 1600X

GMM

Telecomandada Opera T20c

Opera

Telecomandada T90SX

Philips

Angiógrafo Allura Xper FD Integris Integris Integris Allura Integris H3000 Integris H5000 Integris V3000 Optimus CP

Arco em C BV 25 BV 29 BV 300 BV Endura BV Libra BV Pulsera Integris

Telecomandada Diagnost 15 plus Diagnost 93 Duo Diagnost Essenta RC Medio 65 CP-H OmniDiagnostic Super80CP/Tomojupiter9006

Tele Diagnostic Shimadzu

Telecomandada Genius 7503

Siemens

Angiógrafo Angiostar Axiom Artis dFA Multistar TOP

Arco em C ArcadisVaric Coroskop Lithoskop Polystar Siregraph CF Siremobil 2000 Siremobil Compact L Siremobil ISO C

Telecomandada Axiom Iconos R100 Axiom Iconos R200 Axiom Luminos dRF Coroskop Polydoros SX 50 Siregraph CF

Toshiba

Angiógrafo Infinix-i

Arco em C STX 650 AP

Telecomandada Fluoroscope 90

Ziehm

Arco em C 8000





Apêndice III

Neste apêndice são apresentados os resultados dos testes de Tukey, obtidos em SPSS, efectuados durante a análise e tratamento dos resultados.

III.i. Resultados do teste de Tukey para a influência dos tipos de equipamentos no débito de dose.



III.ii. Resultados do teste de Tukey para o estudo da influência da marca no débito de dose para os três tipos de equipamentos.



III.iii. Resultados do teste de Tukey para o estudo da influência da zona do país no débito de dose.



III.iv. Resultados do teste Tukey para o estudo da influência da marca do equipamento no limiar de contraste de visibilidade.

III.v. Resultados do teste Tukey para o estudo da influência da zona do país no limiar de contraste.



III.vi. Resultados do teste de Tukey para o estudo da influência da marca na resolução espacial.

III.vii. Resultados do teste de Tukey para o estudo da influência da zona do País na resolução espacial.

Setembro de 2013


Documents

Débito de Dose e Qualidade da Imagem em Fluoroscopia ...run.unl.pt/bitstream/10362/11034/1/Coutinho_2013.pdf · como em terapêutica médica, fornecendo doses significativas de radiação