Upload
dangnhan
View
216
Download
0
Embed Size (px)
Citation preview
Universidade Estadual de Santa Cruz
Programa Regional de Pós-graduação em
Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente
Mestrado em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente
AVALIAÇÃO DA POLUIÇÃO AMBIENTAL POR RADIAÇÃO EM
EXAMES TOMOGRÁFICOS DE CRÂNIO
ERLANA PEREIRA CAVALCANTI VERAS
ILHÉUS, BAHIA 2009
ERLANA PEREIRA CAVALCANTI VERAS
AVALIAÇÃO DA POLUIÇÃO AMBIENTAL POR RADIAÇÃO EM
EXAMES TOMOGRÁFICOS DE CRÂNIO
Dissertação apresentada ao Programa de Pós-Graduação em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente - UESC, como requisito parcial para obtenção do título de Mestre. Orientador: Prof. Dr. Félix Mas Milian. Co-orientadores: Prof. Dr. Fermin de La Caridad Garcia Velasco e Profa. Dra. Márcia Regina Pereira Attiê.
ILHÉUS, BAHIA 2009
V476 Veras, Erlana Pereira Cavalcanti. Avaliação da poluição ambiental por radiação em exames tomográficos de crânio / Erlana Pereira Ca- valcanti Veras. – Ilhéus,BA: UESC: PRODEMA, 2009. x, 116f. : il. Orientador: Félix Mas Milian. Dissertação (Mestrado) – Universidade Estadual de Santa Cruz, Programa de Pós - graduação em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente. Inclui bibliografia e apêndice.
1. Poluição – Aspectos ambientais. 2. Tomografia computadorizada por Raio X. 3. Radiação – Dosime- tria. 4. Imagens e fantasmas (Radiologia). I. Título. CDD 363.73
À minha mãe Ana, meus irmãos Brisa e Kajaby, minha Avó Margareth e ao meu amado José Roberto, porque acima de
qualquer outro motivo, são os mais importantes.
i
AGRADECIMENTOS
À Deus, pela força imprescindível nos momentos difíceis e pela luz nos
momentos de dúvidas.
À IRAD por ter as portas abertas à pesquisa.
Aos coordenadores do CEPEDI por cederem o laboratório para
realização de parte da pesquisa. Especialmente ao Vitor, pela ajuda na
construção do simulador, e ao professor Teodoro por disponibilizar seu tempo e
por sempre oferecer ajuda.
Ao Programa de Pós-Graduação em Desenvolvimento Regional e Meio
Ambiente da UESC por ter me acolhido e pela oportunidade de realização do
Mestrado nesta área. Em especial, ao Neylor Alves Calasans pelo apoio,
compreensão e incentivo durante toda a pesquisa.
À Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal do Nível Superior
(CAPES) pelo auxílio financeiro.
À toda equipe de professores e funcionários do CPqCTR pelo apoio e
auxílio na realização da pesquisa.
À Márcia Regina Attiê, minha amiga e co-orientadora, por toda a ajuda e
carinho desde o período da graduação. Não mediu esforços para me auxiliar no
curso de Biomedicina, no projeto do mestrado, nas dúvidas dos exercícios do
estágio de docência, nas revisões da minha dissertação e nos inúmeros
problemas ao longo deste tempo.
À Agnes Fausto pelo incentivo no ingresso ao mestrado. Sei que mesmo
de muito longe, estava sempre conosco.
ii
Ao meu co-orientador Fermin de La Caridad Garcia Velasco, o qual me
aceitou como orientanda depois do ingresso ao mestrado, por toda paciência e
dedicação. Ele me fez crescer como pesquisadora e me fez ter gana de buscar
o melhor pra mim.
Ao meu orientador Félix Mas Milían, que aceitou de maneira mais
próxima a tarefa de conduzir-me através da paciência, do encorajamento e
amizade, tornando possível a concretização deste trabalho. Tudo deu certo
pela sua dedicação. Não poderia deixar de agradecer a Maria Victoria pelos
conselhos preciosos.
Ao quinteto do fundo, minhas amigas do mestrado, que me
proporcionaram belas risadas. Apaziguaram muitos momentos de tristeza.
Deram-me suporte incondicional.
À minha família que estava sempre do meu lado, apesar de não
entender os motivos que me fizeram enfrentar a diversidade de momentos
difíceis e sofridos para chegar à reta final.
Ao meu amado José Roberto que apesar da distância estava sempre
presente, suportando com maestria meus problemas, desapontamentos e
dúvidas. Você é sempre o meu “porto seguro”. A vitória é nossa!
iii
RESUMO
Veras, E. P. C. Avaliação da poluição ambiental por radiação em exames
tomográficos de crânio. 2009. 120p. Dissertação (Mestrado) – Programa de
Pós-Graduação em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente (PRODEMA),
Universidade Estadual de Santa Cruz, Ilhéus-Ba.
A Tomografia Computadorizada (TC) é um importante método de diagnóstico
por imagem, entretanto pode produzir altas doses de radiação nos pacientes e
no ambiente, em comparação a outros métodos. Isso a converte numa
importante fonte de poluição ambiental, que em qualquer nível pode trazer
malefícios à saúde ambiental. O objetivo deste trabalho foi verificar os níveis do
poluente no ambiente provenientes do exame tomográfico de crânio em uma
instituição (Ilhéus-BA) e propor uma metodologia para a minimização das
doses de radiação mantendo a qualidade das imagens. No estudo foram
verificados os níveis de radiação no ambiente através da realização do
levantamento radiométrico. Os níveis encontravam-se abaixo do limite de
restrição de dose da Portaria 453 (1998). Já os níveis de dose absorvida pelos
pacientes durante a aquisição das imagens na Fossa Posterior do exame de
crânio estavam acima do limite recomendado. Com intuito de propor uma
minimização do poluente foi criada uma metodologia denominada “Redução à
Melhor Condição”. Para encontrar o melhor protocolo de realização do exame
tomográfico de crânio, foram realizados para diversas configurações do exame
a quantificação de dose absorvida (CTDIar) e testes de qualidade de imagem
(Ruído, Resolução de Baixo Contraste e Resolução de Alto Contraste). Os
testes foram realizados através da confecção de um phantom. Foi conseguida
uma redução do nível do poluente de 19% para o novo protocolo de aquisição
do exame, mantendo uma boa qualidade das imagens.
Palavras-chave: tomografia computadorizada; dosimetria; qualidade de
imagem; poluição ambiental.
iv
ABSTRACT
Veras, E. P. C. Evaluation of the Environmental pollution in CT scan of the
skull. 2009. 120p. Thesis (masters degree) - Graduate program of developing
regional and Environment (PRODERMA), Universidade Estadual de Santa
Cruz, Ilhéus-Ba.
Computed tomography (CT) is an important method of diagnosis by imaging,
but can produce high radiation doses in patients and the environment,
compared to other methods. This makes it an important source of
environmental pollution, which at any level can bring evil to the environmental
health. The objective of this study was to determine the levels of the pollutant in
the environment from the CT scan of skull in an institution (Ilhéus-Ba) and
propose a methodology for minimizing radiation doses keeping the quality of
images. The study found levels of radiation in the environment by conducting
the radiometric survey. The level was below the limit of dose constraint of
Ordinance 453 (1998). Now, the levels of dose absorbed by patients during the
acquisition of images in the examination of the posterior gully skull were above
the recommended limit. In order to propose a minimization of the pollutant was
created a methodology called "Reducing the Best Condition". To find the best
protocol for implementing the CT scan of the skull were performed to test
various configurations of the measurement of absorbed dose (CTDIar) and tests
of image quality (noise, resolution, low contrast resolution and high contrast).
The tests were performed through the construction of a phantom. It achieved a
reduction in the level of the pollutant by 19% for the new protocol of acquisition
of the examination, maintaining a good quality of images.
Keywords: computed tomography; dosimeter; image quality; environmental
pollution.
v
LISTA DE TABELAS
Tabela 1- Parâmetros recomendados para exames de crânio......................... 34 Tabela 2- Especificações técnicas dos equipamentos tomográficos em estudo.......................................................................................................................... 52
Tabela 3- Especificações das técnicas utilizadas nas medidas para as condições do exame tomográfico de crânio. .................................................... 57 Tabela 4- Fatores de ocupação........................................................................ 58 Tabela 5- Carga de trabalho máxima semanal................................................. 58 Tabela 6- Especificações das técnicas utilizadas na dosimetria do exame tomográfico de crânio. ...................................................................................... 60 Tabela 7- Tabela com a variação dos protocolos do exame de crânio na instituição de Ilhéus para cortes de 3 e 10 mm de espessura.......................... 61 Tabela 8- Valores de dose externa no ambiente tomográfico de Ilhéus........... 75 Tabela 9- Valores de dose medidos para duas regiões anatômicas do exame de crânio na instituição de Ilhéus. .................................................................... 76 Tabela 10- Valores médios de dose em kerma no ar e CTDIar de acordo com a variação dos protocolos do exame de crânio na instituição de Ilhéus.............. 83 Tabela 11- Valores de Ruído de acordo com a variação dos protocolos do exame de crânio na instituição de Ilhéus. ........................................................ 85 Tabela 12- Valores de RAC e RBC de acordo com a variação dos protocolos do exame de crânio na instituição de Ilhéus. ........................................................ 89 Tabela 13– Comparação e redução percentual na dose para exames de crânio na instituição de Ilhéus. .................................................................................. 100
vi
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 - Esquematização do ambiente tomográfico. (a): o tomógrafo (conhecido como gantry); (b): visualização do tubo de raios-X (T), detectores (D), feixe de raios-X (X) e direção de rotação (R); (c): mesa de comando....... 24
Figura 2 - Esquematização do conjunto rotação e movimentação da mesa na tomografia computadorizada: (A) para o exame no modo axial; (B) para o exame helicoidal............................................................................................... 25
Figura 3 - Esquematização das gerações da tomografia computadorizada: a. para a primeira geração; b. para a segunda geração; c. para a terceira geração; e d. para a quarta geração. .............................................................................. 26
Figura 4 - Representação do sinal do perfil de atenuação gerado pelo detector (MARCONATO, 2005)...................................................................................... 28
Figura 5 - Representação das etapas da retroprojeção (MARCONATO, 2001).......................................................................................................................... 30
Figura 6- Imagem tomográfica do crânio: axial (a), coronal (b), sagital (c) e 3D (d). .................................................................................................................... 32
Figura 7- Tomografia computadorizada do crânio humano. Cortes de realizados desde a base do crânio até o final da calota. ................................................... 33
Figura 8- Imagem referencial (Scout) para a programação da tomografia computadorizada do crânio humano. Cortes de realizados desde a base do crânio até o final da calota................................................................................ 35
Figura 9- Perfil de kerma ar de um corte com colimação NT. .......................... 39
Figura 10 - Princípios do exame de TC axial (a) e TC helicoidal (b). Durante o exame da TC axial, os loci do ponto focal do tubo de raios-X formam uma série de cursos, definindo cada círculo um plano. Na TC helicoidal, o locus do ponto focal do tubo de raios-X é uma hélice. ............................................................. 41
Figura 11 - Correlações entre o produto da corrente pelo tempo e a dose (a) e a qualidade da imagem, representada pelo ruído (b).......................................... 42
Figura 12 - Correlações entre a tensão do tubo e a dose (1) e entre a qualidade da imagem, representada pelo ruído (2): onde (a) mantendo o produto da corrente pelo tempo constante e (b) com a o produto da corrente pelo tempo diminuindo na mesma proporção. .................................................................... 43
Figura 13- Esquematização do ambiente tomográfico da instituição de Ilhéus: a- sala do tomógrafo; b- sala de comando. .......................................................... 51
vii
Figura 14- Objeto simulador cilíndrico em acrílico preenchido com água. ....... 53
Figura 15- Monitor de radiação Radcal e câmara de ionização do tipo bolacha.......................................................................................................................... 53
Figura 16- Programa Radiation Monitor Controler: a- página principal do programa; b- programa em funcionamento. ..................................................... 55
Figura 17- Esquema do ambiente tomográfico da instituição de Ilhéus. .......... 56
Figura 18- Monitor de radiação Radcal (eletrômetro) e câmara de ionização do tipo lápis. .......................................................................................................... 58
Figura 19- Posicionamento da câmara de ionização no tomógrafo de Ilhéus. . 59
Figura 20- Projeto do módulo de dosimetria: placa de encaixe da câmara de ionização. O orifício de linha tracejada para encaixe da câmara de ionização e o orifício de linha pontilhada para encaixe do parafuso ................................... 62
Figura 21- Projeto do módulo para realização do teste de Ruído. ................... 63
Figura 22- Projeto do módulo para realização do teste de Resolução de Baixo Contraste.......................................................................................................... 64
Figura 23- Projeto do módulo para realização do teste de Resolução de Alto Contraste.......................................................................................................... 64
Figura 24- Projeto do módulo para realização do teste de Alinhamento de Resolução de Alto Contraste............................................................................ 65
Figura 25- Projeto do phantom de dosimetria e testes de qualidade de imagem.......................................................................................................................... 65
Figura 26- Imagem do simulador do teste de Ruído com os respectivos ROIs para medidas do desvio padrão dos números CT............................................ 66
Figura 27- Esquematização da metodologia de escolha da melhor condição.. 68
Figura 28- Valores de produto corrente pelo tempo de rotação para exames de crânio na instituição estudada. ......................................................................... 71
Figura 29- Níveis de dose nas posições de medida......................................... 73
Figura 30- Níveis de dose externa nas posições de medida. ........................... 74
Figura 31- Distribuição dos valores de CTDIar calculados para exames de crânio. .............................................................................................................. 77
viii
Figura 32- Esquematização do phantom criado pela pesquisa para medida de dose e para realização dos testes de qualidade de imagem............................ 76
Figura 33- Esquematização do módulo de dosimetria: placa de encaixe da câmara de ionização. ....................................................................................... 80
Figura 34- Esquematização do módulo para realização do teste de Ruído e suas respectivas imagens tomográficas........................................................... 80
Figura 35- Esquematização do módulo para realização do teste de Resolução de Baixo Contraste e suas respectivas imagens tomográficas. ....................... 81
Figura 36- Módulo para realização do teste de Resolução de Alto Contraste e suas respectivas imagens tomográficas........................................................... 81
Figura 37- Esquematização do módulo para realização do teste de Alinhamento de Resolução de Alto Contraste e suas respectivas imagens tomográficas (corte tomográfico e reconstrução)................................................................... 82
Figura 38- Distribuição dos valores de dose em função do produto da corrente pelo tempo de exposição na instituição de Ilhéus. ........................................... 84
Figura 39- Distribuição dos valores de ruído em função do produto da corrente pelo tempo de exposição na instituição de Ilhéus. ........................................... 86
Figura 40- Imagens do simulador de Ruído: 1- 100 kV, 180 mAs e 3mm; 2- 120 kV, 270 mAs e 10mm. ...................................................................................... 87
Figura 41- Distribuição dos valores de dose e ruído em função da tensão para várias faixas de produto da corrente pelo tempo de exposição, em cortes de 3 mm na instituição de Ilhéus. ............................................................................. 88
Figura 42- Distribuição dos valores de dose e ruído em função da tensão para várias faixas do produto da corrente pelo tempo de exposição, em cortes de 10 mm na instituição de Ilhéus. ............................................................................. 88
Figura 43- Imagens do simulador de RBC: 1- 100 kV, 180 mAs e 3mm; 2- 120 kV, 270 mAs e 10mm. ...................................................................................... 91
Figura 44- Imagens do simulador de RAC: 1- 100 kV, 180 mAs e 3mm; 2- 120 kV, 270 mAs e 10mm. ...................................................................................... 93
Figura 45- Imagens do simulador de Alinhamento de RAC: 1- 100 kV, 180 mAs e 3mm; 2- 120 kV, 270 mAs e 10mm. .............................................................. 95
Figura 46- Distribuição dos valores de ruído, RBC e RAC em função do CTDIar para espessura de corte de 3 mm: linha contínua para escolha das configurações de cada teste e linha tracejada para delimitação das configurações dos três testes........................................................................... 97
ix
Figura 47- Distribuição dos valores de ruído, RBC e RAC em função do CTDIar para espessura de corte de 3 mm: linha contínua para escolha das configurações de cada teste e linha tracejada para delimitação das configurações dos três testes........................................................................... 98
x
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS
ACR Colégio Americano de Radiologia
American College of Radiology
ANVISA Agência Nacional de Vigilância Sanitária
-
DICOM Imagem Digital e Comunicações na Medicina
Digital Imaging and Communications in Medicine
FOV Campo de visão
Field Of Vision
IAEA
Agência Internacional de Energia Atômica
International Atomic Energy Agency
ICRP
Comissão Internacional de Proteção Radiológica
International Commission on Radiological Protection
ICRU Comissão Internacional de Unidades de Radiação
International Commission on Radiation Units
ImPACT kVp mAs NRD
Grupo de avaliação de imagem e desempenho de tomógrafos Quiilovolt pico Miliampere-segundos Nível de referência de dose
Image Performance Assessment of CT scanners Group - - -
PMMA
Polimetilmetacrilato
-
ROI Região de interesse Region Of Interest TC Tomografia
Computadorizada Computed Tomography
xi
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO.............................................................................................. 15
2 OBJETIVOS.................................................................................................. 17
3 FUNDAMENTOS TEÓRICOS....................................................................... 19
3.1 Poluição por radiação ionizante ............................................................. 19
3.2 Efeitos biológicos da radiação................................................................ 20
3.3 A tomografia computadorizada............................................................... 22
3.4 Dosimetria em tomografia computadorizada......................................... 35
3.4.1 Grandezas utilizadas na dosimetria das radiações em radiodiagnóstico 35
3.5 Fatores que influenciam na dose............................................................ 40
3.5.1 Fatores relacionados ao tipo de tomografia ............................................ 40
3.5.2 Fatores teórico-operacionais ................................................................... 42
3.6 Relação entre dose e qualidade de imagem ......................................... 45
4 ESTADO ATUAL .......................................................................................... 47
5 MATERIAIS E MÉTODOS ............................................................................ 51
5.1 Caracterização da instituição.................................................................. 51
5.2 Avaliação do nível do poluente na instituição de TC............................ 52
5.2.1 Levantamento radiométrico ..................................................................... 52
5.2.2 Levantamento de dose absorvida pelo paciente ..................................... 58
5.3 Desenvolvimento de uma metodologia para indicar novos parâmetros para a realização dos exames...................................................................... 60
5.3.1 Configurações ......................................................................................... 61
5.3.2 Construção do phantom .......................................................................... 61
5.3.3 Levantamento de dose e testes de controle de qualidade da imagens... 65
5.3.4 A nova metodologia................................................................................. 67
6 RESULTADOS E DISCUSSÕES.................................................................. 70
6.1 Caracterização da instituição.................................................................. 70
6.2 Avaliação do nível do poluente na instituição de TC............................ 73
6.2.1 Levantamento radiométrico ..................................................................... 73
6.2.2 Levantamento de dose absorvida pelo paciente ..................................... 76
6.3 Desenvolvimento de uma metodologia para indicar novos parâmetros para a realização dos exames...................................................................... 77
xii
6.3.1 Configurações ......................................................................................... 77
6.3.2 Novo phantom para medições de dosimetria e controle de qualidade de imagem ............................................................................................................ 78
6.3.3 Levantamento de dose e testes de controle de qualidade da imagens... 82
6.3.4 A nova metodologia................................................................................. 96
7 CONCLUSÕES........................................................................................... 101
REFERÊNCIAS.............................................................................................. 103
APÊNDICE A ................................................................................................. 111
APÊNDICE B ................................................................................................. 112
APÊNDICE C ................................................................................................. 115
APÊNDICE D ................................................................................................. 116
15
1 INTRODUÇÃO
Foi em 1973, nos Estados Unidos, que o primeiro equipamento de tomografia
computadorizada (TC) foi introduzido como método de diagnóstico por imagem. É
considerada a maior inovação da radiologia desde o descobrimento dos raios-X por
Roentgen, em 1895. Basicamente, é um exame de finas secções transversais do
corpo (cortes tomográficos), utilizando feixes colimados de raios-X. Esta técnica
possibilita mínima superposição de estruturas anatômicas e possui capacidade de
diferenciar tecidos com densidades muito próximas.
Desde então, a TC continua a ganhar importância na prática médica.
Entretanto o cuidado com a utilização dos equipamentos emissores de raios-X tem
se tornado motivo de preocupação de cientistas de todo o mundo. A tomografia
computadorizada é um procedimento diagnóstico que envolve doses de radiação
relativamente altas, especialmente quando se trata de investigar patologias de
crânio.
Os métodos de imagem utilizando raios-X na prática médica constituem uma
ferramenta útil para o diagnóstico de uma grande variedade de condições
patológicas. Os benefícios destes métodos são inquestionáveis e através da
evolução tecnológica surgem novas aplicações que fornecem importantes
contribuições na abordagem de patologias e nas perspectivas de tratamento.
Entretanto, deve-se considerar que estes métodos envolvem diretamente a
exposição do organismo humano a um campo de radiação ionizante, tornando
necessária a existência de um balanço entre os benefícios e os prejuízos que
possam ser determinados por esta prática (BASTOS, 2006).
A proteção de pacientes submetidos a exames radiológicos é determinada
pelos princípios da “justificação” e “otimização”. Para que sejam estas exposições
clinicamente justificadas, o benefício à saúde do paciente deve, claramente, exceder
aos riscos imputados pela radiação (ICRP, 1991).
Nos EUA o uso desta tecnologia representa 10% de todos os procedimentos
16
radiológicos e 67% da dose de radiação total (METTLER, 2000). Dados estatísticos
mostram que no Reino Unido a TC pode contribuir em torno de 40% do total da dose
coletiva representando 4% de todos os exames radiológicos (SHRIMPTON, 1998).
Segundo o relatório do Comitê Científico das Nações Unidas para os Efeitos da
Radiação Atômica (UNSCEAR, 2000), estes exames representam 34% da dose
coletiva anual entre todos os exames de diagnóstico por imagem que utilizam raios-
X.
As doses em pacientes submetidos a exames tomográficos e no ambiente
são de três a quase cem vezes mais altas em comparação com as doses recebidas
em exames radiológicos convencionais (YANO, 2002). Essa questão tem de ser
tratada de forma integrada com os fatores ambientais, pois o raio-X é considerado
como um poluente potencial. Deste modo, a radiação ionizante, conecta-se com o
conceito de poluição ambiental por ser um elemento de origem antropogênica e que
traz malefício à saúde (BRILHANTE, 1999). Esse assunto é de relevância, pois este
tipo de diagnóstico representa risco para a saúde das pessoas e produz impactos ao
meio ambiente, quando não utilizado de forma adequada.
Por isso, dados os níveis relativamente elevados emitidos por esses exames,
essa técnica de obtenção de imagens representa, atualmente, a principal fonte de
exposição da população e do ambiente aos raios-X, no campo do radiodiagnóstico.
Torna-se necessária à busca pela maximização da eficiência do procedimento
tomográfico, tornando relevante estudos para avaliar e minimizar as doses de
radiação das técnicas tomográficas.
A dosimetria das radiações se preocupa em estimar a dose média de
radiação absorvida pelos tecidos e órgãos no corpo. Um segundo objetivo da
dosimetria, neste contexto, é fornecer uma estrutura prática que possibilite aos
serviços de radiodiagnóstico verificar as doses utilizadas e compará-las com
parâmetros de boa prática conhecidos como níveis de referência de dose, NRD
(WALL, 2004). Desta maneira, portanto, a dosimetria serve aos propósitos de
otimização.
Os parâmetros responsáveis pelas doses nos exames de TC estão
relacionados à produção dos raios-X (YEOMAN, et al., 1992; SEIFERT, et al., 1998).
Estes parâmetros são: a espessura e o número de cortes tomográficos e fatores
operacionais geradores de raios-X, como a tensão aplicada à ampola (kV) e o
produto da corrente pelo tempo de exposição (mAs). De todos os parâmetros
17
responsáveis pelo aumento da dose de radiação, os fatores teórico-operacionais
induzem um aumento mais significativo.
As doses de radiação podem ser modificadas em função das características
dos protocolos utilizados na realização dos exames (SEIFERT, et al., 1998;
GELEIJNS et al. 1994). Como resultado, imagens de qualidade clinicamente
aceitáveis com doses absorvidas dentro das recomendações internacionais
requerem protocolos pré-definidos (GOLDMAN, 2007). É importante, para estes
protocolos, a avaliação dos parâmetros de irradiação selecionados, já que as
alterações de parâmetros influenciam nas doses absorvidas e na qualidade de
imagem do tomógrafo.
Os temas abordados neste estudo foram pioneiros na região, não havendo
pesquisas nesta área de imaginologia. Este estudo, além de analisar as doses
geradas e a qualidade da imagem dos exames de crânio, os parâmetros
responsáveis pela variação da dose e qualidade da imagem e propor uma
minimização das doses mantendo uma qualidade de imagem satisfatória, ousou-se
em discorrer sobre a caracterização da radiação ionizante como gerador de poluição
ambiental.
18
2 OBJETIVOS
Considerando-se o crescente aumento da realização de exames
tomográficos, o nível de exposição gerada por estas técnicas e o impacto que a
utilização desta tecnologia pode causar no meio ambiente, este trabalho tem por
objetivo geral:
• Avaliar o nível do poluente ambiental gerado por radiação ionizante
artificial proveniente dos exames tomográficos de crânio numa
instituição de Ilhéus.
Os objetivos específicos são:
• Avaliar o nível do poluente gerado por radiação na instituição de TC;
• Desenvolver uma metodologia para indicar novos parâmetros para
realização dos exames que visem uma minimização das doses de
radiação mantendo uma qualidade de imagem satisfatória.
19
3 FUNDAMENTOS TEÓRICOS
3.1 Poluição por radiação ionizante
Normalmente considera-se como poluição uma quantidade de matéria
depositada em um local inadequado que provoca morte ou doenças. Braga (2001)
conceitua poluição como “uma alteração indesejável nas características físicas,
químicas ou biológicas da atmosfera, litosfera ou hidrosfera que cause ou possa
causar prejuízo à saúde, à sobrevivência ou às atividades dos seres humanos e
outras espécies”. E Brilhante (1999) considera que “toda a atividade humana, seja
produção ou consumo, produz poluentes” que culminam em danos ao meio
ambiente. Por isso, o conceito de poluição abordado integra-se com o da política
nacional de meio ambiente, cuja definição, nos artigos 216 e 225 da Constituição
Federal de 1988 é dada como a degradação da qualidade ambiental resultante de
atividades que entre outras coisas direta ou indiretamente prejudiquem a saúde, a
segurança e bem estar da população.
Todo o produto tecnológico e toda a ação científica, além do benefício
oferecido, submetem a sociedade a riscos. A percepção de muitos destes riscos
está vinculada ao conhecimento científico dos impactos negativos que acompanham
o desenvolvimento. Eles são agravados em casos como os das radiações que não
emitem impactos diretos a percepção humana (BECK, 1997).
Tem crescido a consciência de que o aumento das radiações ionizantes
consideradas como poluentes invisíveis, causa danos à saúde e a desconfiança de
que possa modificar lentamente as formas de vida conhecidas. Como a radiação
não é percebida visualmente, ela não é um assunto tão abordado pelos meios de
informação, esse é o caso da radiação utilizada no radiodiagnóstico.
A obtenção de imagens para diagnóstico médico utilizando-se raios-X iniciou-
se logo após a sua descoberta em 1985. Os efeitos danosos à saúde também
20
começaram a ser notados desde o início, principalmente as dermatites.
Posteriormente verificou-se também que além dos danos nas pessoas expostas, as
radiações poderiam resultar em efeitos nos seus descendentes. São inquestionáveis
os benefícios da utilização dos raios-X no diagnóstico médico. Deve-se, então,
minimizar o quanto possível à probabilidade dos efeitos biológicos.
Nas discussões sobre as questões ambientais é comum a vinculação da
sobrevivência do homem a um modelo de desenvolvimento sustentável. Para Braga
(2001), uma das premissas básicas para este modelo é o controle da poluição,
gerando menos resíduos para serem absorvidos pelo ambiente. Assim como em
toda a prática, no serviço de diagnóstico por imagem é necessário o
desenvolvimento de ações otimizadas para a redução das exposições e dos
resíduos.
Compreender que a radiação ionizante é um poluente significa compreender
que causa danos ao homem e ao meio ambiente e que tais danos podem ser
minimizados. É importante admitir a prática do radiodiagnóstico muitas vezes é
efetuada de maneira incoerente com a legislação em vigor e que isto representa
uma exposição a um poluente, algumas vezes letal, de forma desnecessária.
Desde 1980, a Organização Mundial de Saúde propõe que seja implantado
um programa de inspeção e garantia de qualidade em radiologia diagnóstica com o
objetivo de reduzir a exposição desnecessária do paciente e do ambiente (OPAS,
1984). A mesma proposta é feita pela Secretaria de Vigilância Sanitária do Brasil,
através da portaria 453/98 do Ministério da Saúde.
3.2 Efeitos biológicos da radiação
Depois da descoberta dos raios-X e da radioatividade, ficou evidente que
tecidos biológicos eram afetados de maneira danosa pelas radiações ionizantes.
Inicialmente, observaram-se danos na pele das mãos dos médicos radiologistas e
queda de cabelo de pacientes irradiados. O primeiro relato associando a exposição
às radiações à indução de câncer foi publicado em 1902. Logo em seguida, foi
descoberto que a irradiação do tecido germinativo de plantas e animais resultava em
21
efeitos nos descendentes. Entretanto, também foram detectados precocemente os
benefícios do uso da radiação no diagnóstico e no tratamento médico (cura de
tumores). Assim, evidenciou-se a importância do estudo dos efeitos biológicos das
radiações ionizantes, a fim de minimizar os seus efeitos prejudiciais no homem e em
outras espécies e maximizar os benefícios do seu uso.
Na exposição de tecidos vivos à radiação ionizante há absorção da energia
dos fótons pelas células. A transferência de energia resulta na ionização e excitação
de átomos e moléculas. Na interação dos elétrons com as células são produzidas
moléculas estáveis ou instáveis e radicais livres, os quais podem reagir com
moléculas adjacentes e direta ou indiretamente, exercer uma grande variedade de
efeitos indesejáveis nas células irradiadas. (WEBBON, 1995 apud DAMASCENO,
2006).
Na Interação da radiação com o corpo humano, a radiação pode causar
danos na célula. Dos vários danos que a radiação pode provocar em uma célula, o
mais importante é o que ocorre com o DNA. Eles são freqüentemente reparados,
mas, não ocorrendo o reparo, pode ocorrer a morte celular, a incapacidade de se
reproduzir ou a mutação de uma célula viável. Após estudos realizados, verificou-se
que moléculas importantes, como o DNA, poderiam ser danificadas pela produção
de íons (radicais livres) e deposição da energia. Além disso, foi constatado que a
quantidade do dano biológico produzido depende da energia total depositada, ou
seja, da dose de radiação. O mecanismo de interação da radiação com a célula
pode ser de dois tipos: do tipo direto no DNA ou, mais comumente, o tipo indireto,
quando há a formação de radicais livres que ionizam o citoplasma e afetam o DNA.
Os níveis de dose das práticas do radiodiagnóstico, especialmente da prática
da tomografia computadorizada, produzem efeitos deletérios estocásticos, que
podem causar efeitos somáticos e hereditários. Neste evento, qualquer dose de
radiação, mesmo muito pequena, pode resultar em efeito para a célula. Quanto
maior a dose, maior a probabilidade de ocorrência. Para minimizar a probabilidade
de ocorrência de efeitos estocásticos, a proteção radiológica deve ser empregada de
tal forma que a dose de radiação seja a mais baixa possível, levando-se em conta o
principio ALARA – acrômio para As Low As Reasonable Achievable, que significa:
tão baixo quanto possivelmente exeqüível.
Os efeitos estocásticos como a carcinogênese e danos genéticos são os mais
importantes. A indução do câncer pela radiação verificada em um indivíduo exposto
22
é chamada efeito somático. Os tecidos mais susceptíveis a indução de malignidades
são a medula óssea, a mucosa do trato gastrintestinal, o tecido mamário, as
gônadas e os tecidos linfáticos.
Os danos decorrentes das exposições aumentam de acordo com a dose
recebida. Segundo o relatório da United Nations Scientific Committee on the Effects
of Atomic Radiation (UNSCEAR, 2000), muitas formas de leucemia e cânceres de
muitos órgãos, tais como os de pulmão, de mama e das glândulas tireóide podem
ser atribuídos à exposição às radiações.
Não existem limites de doses que realmente não determinem danos para os
seres vivos, para as exposições médicas, mas como é conhecido, existe uma
relação proporcional entre a dose e o dano da célula. Assim, várias pesquisas são
realizadas com o intuito de verificar a possibilidade da realização de exames com
baixas doses, sem prejuízos na qualidade da imagem, e com poucos danos
biológicos.
3.3 A tomografia computadorizada
Entre as modalidades de emissões de radiação por fontes artificiais pode-se
citar a radiologia médica, a acadêmica e a industrial (DAMASCENO, 2006). A
primeira, onde enquadra-se o objeto do estudo deste trabalho, é largamente utilizada
viabilizando os benefícios das radiações ionizantes em tratamentos e na promoção
de diagnósticos de uma série de patologias.
As técnicas de radiologia médica, por sua vez, classificam-se em: radiologia
diagnóstica ou radiodiagnóstico, radioterapia e medicina nuclear. Os serviços de
radiodiagnóstico são aqueles que utilizam a radiação ionizante, em geral os raios-X,
para a obtenção de imagens médicas. Encontra-se nesta categoria, os serviços de
mamografia, tomografia e radiografia. Tais serviços ao serem comparados com
outras modalidades de radiologia médica, expõem, em geral, o paciente a uma dose
mais baixa, porém pelo seu volume de utilização, torna-se a modalidade artificial que
mais oferece dose ao ser humano.
23
Em particular, a tomografia computadorizada (TC) como método de
diagnóstico por imagem foi apresentada à sociedade científica no ano de 1972 por
Godfrey N. Hounsfield, engenheiro eletrônico, na Inglaterra (NÓBREGA & DAROS,
2004). O método obteve grande repercussão, particulamente pelas suas
propriedades de avaliação de tecidos “moles” como músculos, as vísceras e o
parênquima cerebral, até então difíceis de serem demonstrados.
A tomografia computadorizada é um método de diagnóstico por imagem que
combina o uso de raios-X obtidos por tubos de alta potência com computadores
especialmente adaptados para processar grande volume de informações e produzir
imagens com alto grau de resolução (NÓBREGA & DAROS, 2004).
A TC baseia-se nos mesmos princípios que a radiografia convencional,
segundo os quais tecidos com diferente densidade absorvem a radiação de forma
diferente. Ao serem atravessados por raios-X, tecidos mais densos (como o fígado)
ou com elementos mais pesados (como o cálcio presente nos ossos), absorvem
mais radiação que tecidos menos densos (como o pulmão, que está cheio de ar).
Assim, uma imagem da TC indica a quantidade de radiação absorvida por cada
parte do corpo analisada (radiodensidade), e traduz essas variações numa escala de
cinzas, produzindo uma imagem. Cada pixel da imagem na tela corresponde à
média da absorção dos tecidos nessa zona, expresso em unidades de Hounsfield
(em homenagem ao criador da primeira máquina de TC).
Para obter uma TC, o paciente é colocado numa mesa que se desloca para o
interior de um anel de cerca de 70cm de diâmetro. À volta deste encontra-se uma
ampola de raios-X (responsável pela produção da radiação), num suporte circular
designado gantry. Do lado oposto à ampola encontra-se o detector responsável por
captar a radiação e transmitir essa informação ao computador ao qual está
conectado (Figura 1).
24
Figura 1 - Esquematização do ambiente tomográfico. (a): o tomógrafo (conhecido
como gantry); (b): visualização do tubo de raios-X (T), detectores (D),
feixe de raios-X (X) e direção de rotação (R); (c): mesa de comando.
Nas máquinas convencionais, durante o exame, o tubo de raios-X descreve
uma volta completa (360º) em torno do paciente, emitindo raios-X que após
atravessar o corpo do paciente são captados na outra extremidade pelo detector. Os
dados obtidos pelo detector são então processados pelo computador, que analisa as
variações de absorção ao longo da secção observada, e reconstrói esses dados sob
a forma de uma imagem. A mesa com o paciente avança então mais um pouco,
repetindo-se o processo para obter uma nova imagem, alguns milímetros ou
centímetros mais abaixo.
Máquinas mais recentes, designadas “helicoidais”, utilizadas nesta pesquisa,
descrevem uma hélice em torno do corpo do paciente, em vez de uma sucessão de
círculos completos. Desta forma é obtida informação de uma forma contínua,
permitindo, dentro de certos limites, reconstruir imagens de qualquer secção
analisada, não se limitando portanto aos "círculos" obtidos com as máquinas
convencionais. Permitem também a utilização de doses menores de radiação, além
de serem muito mais rápidas. A hélice é possível porque a mesa de pacientes, ao
invés de ficar parada durante a aquisição, durante o corte, tal como ocorre na
a b
c
25
tomografia convencional, avança continuamente durante a realização dos cortes. Na
tomografia convencional a mesa anda e pára a cada novo corte (Figura 2).
Figura 2 - Esquematização do conjunto rotação e movimentação da mesa na
tomografia computadorizada: (A) para o exame no modo axial; (B) para
o exame helicoidal.
• Métodos de varredura:
A configuração apresentada pelo tubo de raios-X e detectores (gantry)
determina a geração do tomógrafo (ROMANS, 1995), cujo termo foi empregado para
indicar um período de significativo desenvolvimento da tomografia computadorizada.
Cada novo projeto tubo-detector foi denominado com um número de geração
consecutivo.
Os tomógrafos de primeira geração (Figura 3-a) ou de geometria de feixe
paralelo são os tomógrafos mais simples de serem construídos. Para esse
tomógrafo múltiplas medidas de transmissão dos raios-X são obtidas usando um
feixe altamente colimado de radiação e um detector. O feixe é transladado em
movimentos lineares ao longo da amostra para se obter um perfil de projeção. A
fonte e o detector são ambos rotacionados ao longo da amostra e esse processo é
repetido até que um arco de 180º seja coberto. Esse movimento de varredura exige
um tempo relativamente grande para a obtenção de uma imagem. Esta geometria foi
usada pioneiramente por Hounsfield (1973) em seu experimento, mas os tomógrafos
modernos não utilizam mais esse tipo de sistema.
26
Figura 3 - Esquematização das gerações da tomografia computadorizada: A. para a
primeira geração; B. para a segunda geração; C. para a terceira geração;
e D. para a quarta geração.
Fonte: http://www.cfhr.epm.br/download/aulas/residentes/formação_imagem_TC.pdf.
Os tomógrafos de segunda geração ou de múltiplos detectores permitiram a
redução do tempo de varredura através do uso de um feixe estreito em forma de
leque e um arranjo linear de detectores (Figura 3-b), além de uma redução da dose
no paciente. Um movimento de varredura de translação-rotação é ainda empregado,
no entanto um grande incremento de rotação pode ser usado.
Os tomógrafos de terceira geração consistem em um arranjo de detectores e
um tubo de raios-X, o qual produz um feixe em leque que compreende todo o arranjo
de detectores. O feixe de raios-X é suficientemente largo para conter todo o
paciente, de modo que os detectores e o tubo rotacionam juntos (Figura 3-c). Essa
geometria é denominada rotação-rotação. O modelo de terceira geração é a
27
configuração mais fabricada pela indústria médica atualmente.
Os tomógrafos de quarta geração apresentam o tubo de raios-X e o feixe de
radiação em leque rotacionando em torno do paciente, enquanto que o arranjo de
detectores permanece fixo. O arranjo de detectores nesse caso pode consistir de
600 até 4800 detectores independentes em um círculo que envolve completamente
o paciente (Figura 3-d).
Atualmente a maioria dos equipamentos fabricados possui a tecnologia de
Múltiplos Detectores, que adquire mais de uma secção do paciente a cada giro do
tubo de raios-X. Estes equipamentos são capazes de adquirir imagens de todo o
corpo em menos de 20 segundos. Entretanto, esta não é a realidade encontrada na
maioria dos centros de diagnóstico por imagem do Brasil, já que o valor associados
a esta tecnologia é bastante alto (MARCONATO, 2005).
Os tomógrafos utilizados na pesquisa se enquadram na terceira geração, a
qual é a configuração mais fabricada pela indústria médica atualmente.
• Aquisição de Dados
A fase de aquisição de dados é também conhecida como fase de varredura
ou de exploração. Inicia-se com a exposição de uma secção da região do corpo a
um feixe colimado de raios-X, na forma de um leque fino, envolvendo as suas
extremidades. Os fótons de radiação que atravessam a secção do corpo atingem um
conjunto de detectores, no lado oposto, tendo o paciente no centro. Os detectores
não “vêem” uma imagem completa da secção do corpo, apenas a projeção de uma
imagem latente nesse ângulo de visão. A intensidade do sinal do detector é uma
medida da atenuação. Uma projeção é composta por um conjunto das medidas de
atenuação dos fótons de raios-X, denominado “perfil de atenuação” (Figura 4)
(MARCONATO, 2005).
28
Figura 4 - Representação do sinal do perfil de atenuação gerado pelo detector
(MARCONATO, 2005).
Para produzir a imagem é necessário um conjunto de perfis de atenuação
obtidos em diferentes ângulos de projeção. Estes são obtidos pela rotação do tubo
de raios-X em torno da secção do corpo. Durante a rotação, as leituras dos
detectores são registradas em intervalos fixos de tempo. O ângulo mínimo de
varredura necessário para obter a imagem através do mapeamento dos coeficientes
lineares de atenuação da secção é 180º. Os dados são duplicados se a rotação é
completa, 360º. Varreduras com ângulos menores são realizadas com o objetivo de
diminuir o tempo, e com ângulos maiores para diminuir os artefatos de movimento
em estudos de regiões do tronco (CARLOS, 2002).
O número total de medidas de atenuação durante a varredura de corte é dado
pelo produto do número de projeções e o número de fótons por projeção. Cada
imagem requer cerca 100.000 a 1.000.000 de medidas, dependendo do modelo do
tomógrafo e da técnica selecionada. Os sinais codificados dos detectores que
alimentam os programas de reconstrução da imagem são denominados dados
brutos (SEERAM, 2001).
29
• Reconstrução da Imagem
A reconstrução da imagem em TC é realizada por um complexo sistema
computadorizado. Algoritmos matemáticos transformam os dados brutos em imagem
numérica ou digital. A imagem digital é uma matriz bidimensional em que cada
elemento de matriz, denominado de pixel, recebe um valor numérico denominado de
número de TC. O número de TC está relacionado ao coeficiente linear médio de
atenuação do elemento do objeto, o voxel, que ele representa (MARCONATO,
2005).
A definição do número de TC em unidades Hounsfield (UH) é dada pela
equação abaixo.
(1)
Onde µt é o coeficiente de atenuação linear médio do material que compõe o voxel e
µw é o coeficiente de atenuação linear da água.
Por definição, o número de TC da água é igual a zero.
A secção do objeto deve ser imaginada como se fosse dividida em voxels, e
cada voxel é representado por um pixel. O tamanho do voxel é fundamental na
qualidade da imagem, sendo selecionado de acordo com o requisito clínico. Sua
altura é igual à espessura do corte e a base é estabelecida pela razão entre o
campo de visão e o tamanho da matriz. O campo de visão (FOV) é o diâmetro
máximo da imagem reconstruída, selecionado pelo operador. A imagem de
reconstrução é, em geral, de 512 x 512 ou 1024 x 1024 pixels (CARLOS, 2002).
A energia média dos fótons de raios-X está na faixa de 50 keV a 70 keV.
Nesta faixa de energia, a interação predominante entre fótons e tecido mole é o
espalhamento Compton, onde o coeficiente linear de atenuação tem forte
dependência com a densidade do tecido. Desta forma, pelo menos para os tecidos
moles, os números de TC estão intimamente relacionados à densidade do tecido.
Para tecidos menos densos que a água o valor de número de TC é negativo. Um
número de TC positivo indica que a densidade do tecido é maior que a da água. Um
30
determinado tecido pode produzir valores diferentes de números de TC se
investigado em diferentes tomógrafos, visto que os espectros de raios-X (tensão e
filtros físicos) e os procedimentos de calibração do sistema não são semelhantes.
Além disso, em um mesmo tomógrafo, o número de TC pode variar em função da
localização do tecido dentro da área examinada (CARLOS, 2002).
Embora haja vários métodos para a reconstrução de imagens de TC, o
método da retroprojeção filtrada é quase que exclusivamente usado. Este método
consiste em superpor os sinais projetados do perfil de atenuação para trás, ao longo
da direção em que os dados de projeção foram coletados. Na Figura 5 é ilustrada a
imagem formada a partir de quatro das muitas projeções realizadas na varredura
real. É possível observar uma silhueta borrada do objeto (CARLOS, 2002).
Figura 5 - Representação das etapas da retroprojeção (MARCONATO, 2001).
Com um número muito maior de projeções, o borramento permanece devido à
contribuição dos prolongamentos dos perfis que caem fora da imagem do detalhe
analisado. Para evitar a borrosidade, as projeções são pré-processadas e
submetidas a uma convolução com uma função filtro, antes da retroprojeção. O filtro
matemático também é conhecido por “Kernel”, isto é, núcleo e dispõe de algoritmos
31
que realizam cálculos para apresentar a imagem de formas diferentes, por exemplo,
intensificando bordas ou suavizando estruturas. A convolução produz sinais que
contêm componentes positivas e negativas, que se cancelam na retroprojeção
(CARLOS, 2002).
Os equipamentos “Single-slice” possuem aproximadamente quatro tipos
diferentes de filtros, entretanto, com o avanço tecnológico e o surgimento dos
equipamentos “Multislice” diversos filtros foram implementados nestes equipamentos
modernos, podendo ultrapassar trinta tipos de reconstrução das imagens
(MARCONATO, 2005).
• Apresentação da Imagem
A fase final é a conversão da imagem digital em uma imagem de vídeo para
que possa ser diretamente observada em um monitor e, posteriormente,
documentada em filme. Esta fase é efetuada por componentes eletrônicos que
funcionam como um conversor analógico digital. A relação entre os valores dos
números de TC do pixel da matriz de reconstrução para os tons de cinza, ou de
brilho, da matriz de apresentação é estabelecida pela seleção da janela. O limite
superior e inferior da janela é determinado pelo centro e largura da janela, que
definem a faixa dos números de TC que é convertida em tons de cinza da imagem
(MARCONATO, 2005).
Os pixels que possuem números de TC acima do limite superior da janela são
mostrados na cor branca e aqueles cujos números de TC estão abaixo do limite
inferior apresentam-se em preto. A seleção da janela é extremamente importante e
irá definir quais as estruturas serão visualizadas e posteriormente impressas de
forma adequada em um filme para a interpretação pelo médico radiologista
(CARLOS, 2002).
As imagens tomográficas podem ser apresentadas em dois planos básicos: o
plano axial (perpendicular ao maior eixo do corpo) e o plano coronal (paralelo a
sutura coronal do crânio ou seja é uma visão frontal). Após obtidas as imagens,
recursos computacionais podem permitir reconstruções no plano sagital (paralelo a
sutura sagital do crânio) ou reconstruções tri-dimensionais (Figura 6).
32
Figura 6- Imagem tomográfica do crânio: axial (a), coronal (b), sagital (c) e 3D (d).
• O exame tomográfico
Os principais exames realizados em TC são: crânio; tórax helicoidal e em alta-
resolução; abdômen total, superior (inicio do fígado até o final do rim) e inferior
(pelve); e coluna lombar.
Essa técnica tem representado, ao longo de toda a sua evolução, um dos
principais métodos de diagnóstico por imagem de patologias humanas, permitindo
sua identificação, caracterização, análise evolutiva, assim como o estabelecimento
de propostas de tratamento e a avaliação de terapêuticas adotadas para doenças
(ANDRADE, 2008).
O exame tomográfico mais realizado no eixo Ilhéus-Itabuna é o de crânio
(Figura 7). Essa característica se deve ao fato desta microrregião possuir grupos
referência na área de neurologia e neurocirurgia, possibilitando migração de
pacientes de outras micro-regiões para diagnóstico e tratamento nestas cidades.
a
c
b
d
33
Figura 7- Tomografia computadorizada do crânio humano. Cortes de realizados
desde a base do crânio até o final da calota.
Fonte: http://images.google.com/imgres?imgurl=http://upload.wikimedia.org/wikipedia/commons
/thumb/e/ed/CT_of_brain_of_Mikael_H%C3%A4ggstr%C3%B6m_large.png/
Os exames de tomografia computadorizada de cabeça são classificados em:
crânio; face e seios da face; mastóide; articulação têmporo-mandibular; sela túrcica;
e varredura volumétrica. Os exames de crânio são indicados em casos de lesões
traumáticas, crises convulsivas freqüentes e investigação de patologias cerebrais
locais ou difusas quando a ressonância magnética não está disponível ou é contra-
indicada (BONGARTZ et al., 2004). O exame de cérebro é subdividido em duas
seções: base (fossa posterior) e hemisférios cerebrais (supratentorial). Para cada
uma das seções, são utilizados parâmetros de exposição diferentes. Como a fossa
posterior é composta por estruturas ósseas de pequeno tamanho, cortes mais finos
e mais próximos são necessários (Figura 8).
34
Figura 8- Imagem referencial (Scout) para a programação da tomografia
computadorizada do crânio humano. Cortes de realizados desde a base
do crânio até o final da calota.
Fonte: http://anatpat.unicamp.br/Dsc57864+.jpg
Os parâmetros recomendados para exames de crânio em tomógrafos
(EUROPEAN COMMISSION, 2000) são mostrados na Tabela 1. O guia da
Comunidade Européia recomenda, para a maioria dos exames tomográficos, o uso
de tensão padrão. Entende-se que este padrão esteja compreendido em torno de
120 kVp, que é o valor selecionado na maioria dos tomógrafos.
Tabela 1- Parâmetros recomendados para exames de crânio
Tensão Padrão
Colimação
Incremento
2 a 5 mm (fossa posterior)
5 a 10 mm (supratentorial)
Cortes contíguos
Fonte: European Commission (2000)
Fossa
posterior
Região
supratentorial
35
3.4 Dosimetria em tomografia computadorizada
A necessidade de se conhecer a intensidade de raios-X utilizada nos
procedimentos de diagnóstico tornou-se evidente desde o início de sua introdução
na medicina, não somente pelos efeitos induzidos pela exposição aos raios-X, mas
também pela instabilidade envolvendo os processos de sua produção (BASTOS,
2006).
As condições de exposição durante o exame tomográfico são bastante
diferentes daquelas em radiologia convencional. Procedimentos e técnicas
específicas são necessários, a fim de permitir uma avaliação pormenorizada da dose
de radiação na tomografia computadorizada. Órgãos Internacionais estabeleceram a
importância crescente da TC como uma importante fonte de raios-X, no diagnóstico
médico, para as populações dos países desenvolvidos (ICRP, 1990). Evidência de
pesquisa sobre dose em TC tem, também, indicado um potencial para melhorias no
âmbito da otimização da proteção dos pacientes submetidos à TC e a necessidade
de uma difusão mais ampla da avaliação dos níveis típicos de dose no paciente
como parte da rotina de garantia da qualidade (ICRP, 1982 e 1996).
Todos os estudos sobre a exposição às radiações em radiodiagnóstico
servem, de forma direta ou implicitamente, para manter as doses no paciente e no
ambiente o mais baixo possível, satisfazendo as necessidades clínicas específicas.
Deste modo, deve-se ter a responsabilidade da aplicação rigorosa e sistemática de
um conjunto de medidas de radiação para compor o cenário da dosimetria em
tomografia.
3.4.1 Grandezas utilizadas na dosimetria das radiações em radiodiagnóstico
Autoridades de supervisão, como a ANVISA (Agência Nacional de Vigilância
Sanitária), CNEN (Comissão Nacional de Energia nuclear), o Ministério da Saúde e
o IRD (Instituto de Radiologia e Dosimetria), as comissões internacionais, como a
ICRP e AIEA, determinam a avaliação da dose no paciente e no meio ambiente aos
36
raios-X. Nada mais que a verificação da segurança dos ambientes em que são
instalados os equipamentos de tomografia computadorizada, para revelar condições
de proteção radiológica. Nesta perspectiva foram criados parâmetros de medições
da dose de radiação, para refletir corretamente a avaliação do risco da exposição ao
poluente associado ao exame de TC.
Na área de Radiodiagnóstico Médico, a grandeza fundamental na qual os
padrões nacionais são calibrados é o kerma no ar. A partir do kerma no ar podem-se
determinar todas as demais grandezas de uso prático.
Até o momento, as diferentes grandezas propostas partem da definição de
grandezas dosimétricas básicas (kerma no ar, dose absorvida ou exposição), mais
levam em conta as condições em que as medições são realizadas (livre no ar, no
paciente ou no simulador) e o meio em que são expressos os valores da grandeza
(no ar, na pele, ou no tecido mole).
Deste modo, é importante conhecer, primeiramente, a definição de dose
absorvida, que é uma grandeza dosimétrica básica. A dose absorvida é a relação
entre a energia absorvida e a massa do volume de material atingido, ou seja, a
energia média depositada (dE) pela radiação ionizante na matéria de massa
(dm),num ponto de interesse:
(2)
A unidade de dose absorvida é o Gray (Gy).
Outra grandeza que deve ser conhecida é o Kerma no ar (K), que é o
quociente da soma de todas as energias cinéticas iniciais de todas as partículas
carregadas liberadas por partículas não carregadas (dEtr), incidentes em um material
de massa (dm), onde:
(3)
A sua unidade é o Gray.
Depois de conhecer e entender as grandezas dosimétricas básicas é
importante conhecer as grandezas operacionais de radioproteção (ICRU 47 e 51) e
37
as grandezas dosimétricas especiais para, no âmbito dos processos dosimétricos da
tomografia computadorizada.
O primeiro parâmetro dosimétrico a ser conhecido, e que foi alvo de avaliação
neste estudo, é o levantamento radiométrico, que é a medida da radiação que se
espalha pela sala no momento do exame. Tem por finalidade verificar se os níveis
de dose ambiental, ocupacional e do público nas instalações estão de acordo com
as restrições de dose estabelecidas. Por isso, realizar o levantamento radiométrico
no ambiente de instituições de tomografia computadorizada tem a finalidade de
avaliar o impacto ambiental devido ao uso e presença de radiação ionizante artificial.
A grandeza utilizada no levantamento radiométrico é a dose externa que é
uma grandeza operacional criada pela Portaria MS/SVS nº 453/98, nas Disposições
Transitórias, para utilização em medidas de monitoração de ambientes de trabalho e
de sua circunvizinhança.
A dose externa é a grandeza operacional medida na metodologia do
levantamento radiométrico, para monitoração de um campo de raios-X. É definida,
no regulamento da Portaria 453 (1998), como o valor determinado pelo monitor de
área calibrado em kerma no ar. Sua unidade é o mSv.
Essa grandeza é dada por:
(4)
De modo que, d é a dose em mSv/mA.min, T é o fator de ocupação do
ambiente e W é a carga de trabalho máxima semanal.
Os fatores de ocupação (T) são definidos a partir de estimativa, da fração de
permanência do indivíduo que fica maior tempo na área em questão, ao longo do
ano. O fator de ocupação para uma área controlada é igual a 1, para uma área de
ocupação parcial, ou seja, a sala de espera ou circulação, é de 1/4, e a área de
ocupação eventual é de 1/16.
A carga de trabalho máxima semanal (W), que é dada por mA.min/semana, é
estimada através de dados colhidos na entrevista com o técnico, a partir do número
aproximado de pacientes por dia (ou por semana) e dos parâmetros operacionais
38
mais utilizados. Os dados utilizados nos cálculos da carga de trabalho são: número
de pacientes por semana (n), a média das correntes (MmA) e tempo de duração dos
exames (Mt) mais realizados durante a semana.
(5)
Assim, o valor de dose externa torna-se uma ferramenta importante na
avaliação dos níveis de radiação no ambiente tomográfico e suas adjacências.
No caso das grandezas de dose absorvida, que representam a quantidade de
energia cedida à matéria pelos elétrons por unidade de massa, os principais índices,
definidos para medidas são as seguintes:
• Medida no ar: índice de kerma ar no ar em tomografia computadorizada
(CTDIar);
• Medidas em fantomas de PMMA (polimetilmetacrilato): índice de kerma ar em
fantomas dosimétricos de TC (CTDIPMMA,100) e índice ponderado de kerma ar
em fantomas dosimétricos de TC (CTDIW).
O índice de kerma no ar em tomografia computadorizada, CTDIar, é medido
para uma única rotação do tubo de raios-X e corresponde ao quociente da integral
do kerma ar ao longo de uma linha paralela ao eixo de rotação do tomógrafo (eixo
z), com 100 mm de comprimento e colimação total de feixe NT (números de cortes
por aquisição e espessura do corte), conforme a equação (IAEA, 2007):
(6)
A unidade é o Gray (Gy), de acordo com a publicação TRS-457 (IAEA, 2007).
Essa é a grandeza mais fácil de ser estimada e é fundamental na dosimetria
do paciente. A simplicidade de medida desta grandeza, sem a necessidade de um
simulador, é outra importante vantagem do seu uso.
A Figura 9 representa o perfil de distribuição de kerma ar de um único corte
tomográfico, com colimação NT, de acordo com a posição relativa do corte no eixo z.
As regiões sombreadas mostram a divisão do perfil em seções iguais a NT.
39
Figura 9- Perfil de kerma ar de um corte com colimação NT.
Fonte: SHOPE et al., 1981.
Os fatores de simulador (P), que são parâmetros específicos do aparelho e
dependem do modelo do tomógrafo, permitem a conversão do CTDIar em CTDIw, e
vice-versa. Esses Fatores de simulador (P) são definidos como (EUR, 1999):
(7 e 8)
Onde PH é o fator de simulador para a cabeça e PB é o fator de simulador
para o corpo. Sua unidade é o Gray (Gy).
A medida desse índice de dose também pode estar expressa normalizada
pela corrente (Q):
(9)
Para a dosimetria efetuada em fantomas dosimétricos, define-se o índice de
kerma ar em fantoma de TC (CTDIPMMA,100) como a integral do kerma ar para uma
rotação do cabeçote, dividida pela colimação total do feixe (NT), medida em um
fantoma padrão de cabeça (16 cm de diâmetro) ou abdômen (32 cm de diâmetro),
ao longo do eixo de rotação (ICRU, 2005). Portanto:
40
(10)
Valores de CTDIPMMA,100 medidos no centro e na periferia do fantoma de
cabeça ou abdômen permitem calcular o índice ponderado de kerma ar em fantomas
de TC (CTDIw), definido como (IAEA, 2007):
(11)
Onde CTDI100,c é a medida realizada no centro e CTDI100,p é a média das
medidas em quatro pontos opostos da periferia do simulador. Sua unidade é o Gray.
Em geral, as recomendações de dose são estabelecidas em termos de
CTDIw( IEC, 1999).
3.5 Fatores que influenciam na dose
A variação da dose de radiação resultante dos exames de tomografia
computadorizada depende do tipo do equipamento, da variação dos fatores
intrínsecos a máquina e da escolha dos parâmetros definidos pelo técnico para a
realização do exame. Como as doses de radiação X oferecidas ao paciente são
dependentes destas características, faz-se necessário o estabelecimento de
protocolos e condições operacionais que ofereçam dose de radiação mais baixa ao
paciente, levando em consideração a combinação dos fatores que podem ser
modificados para produzir tal diminuição (DAROS, 2002).
3.5.1 Fatores relacionados ao tipo de tomografia
41
Existe uma diferença na dose resultante na obtenção de exames na
tomografia computadorizada axial e na helicoidal.
Na tomografia axial ou convencional, é obtida uma fatia transversal do
paciente através da rotação do tubo de raios-X com a mesa estacionária, de forma
que este ciclo é repetido para obtenção de várias fatias sucessivas. Em
contrapartida, na tomografia helicoidal, o tubo de raios-X gira continuamente em
torno do paciente, com a mesa movendo-se em velocidade constante, colhendo
dados volumétricos de imagem. Essas aquisições podem ser reconstruídas em
cortes em qualquer plano (axial, coronal, sagital e 3D) (LEE et al, 2001). As
diferenças entre as formas de aquisição linear e espiral estão ilustradas na figura 10.
Figura 10 - Princípios do exame de TC axial (a) e TC helicoidal (b).
Fonte: LEE et al, 2001.
Na digitalização helicoidal a dose de radiação aumenta ligeiramente,
utilizando o mesmo protocolo do exame axial (como a mesma tensão, corrente e
espessura do corte), pois a forma de digitalização é contínua (COCIR, 2000). Na
prática, é freqüentemente observado que a tomografia helicoidal tem uma tendência
em aumentar a dose de radiação por, numa varredura, a região digitalizada ser
sempre maior (GOSCH, 1998). Além disso, a TC espiral facilita a realização de
estudos multifásicos (sem contraste e com contraste iodado), em que a mesma
região do paciente é digitalizada repetidamente.
É importante frisar que os modelos helicoidais podem realizar exames,
42
também, no modo axial, essa escolha depende do tipo e da finalidade do exame.
3.5.2 Fatores operacionais
Existem parâmetros operacionais da tomografia computadorizada que
influenciam direta ou indiretamente na dose e na qualidade da imagem. Todos esses
fatores podem ser modificados a fim de se obter uma configuração que possibilite
uma minimização das doses de radiação, mantendo uma qualidade satisfatória da
imagem que possibilite um diagnóstico médico adequado.
Os fatores operacionais que mais influenciam na variação da dose e da
qualidade da imagem, são:
• Produto da corrente pelo tempo de exposição do tubo (mAs):
O produto da corrente pelo tempo de exposição do tubo (mAs) é dado pela
corrente de elétrons produzida num determinado tempo de exposição. A dose é
proporcional ao valor do produto da corrente pelo tempo de exposição aplicado.
Existe uma relação linear entre o produto da corrente pelo tempo de
exposição e a dose de radiação (Figura 11-a). Quando ocorrem variações no
produto da corrente pelo tempo, ocorre uma mudança no padrão de qualidade da
imagem, a qual é expressa pelo ruído (Figura 11-b). Segundo Brooks (1976) o valor
do ruído da imagem é inversamente proporcional à raiz quadrada da dose de
radiação.
43
Figura 11 - Correlações entre o produto da corrente pelo tempo e a dose (a) e a
qualidade da imagem, representada pelo ruído (b).
Fonte: COCIR, 2000.
Deste modo, é possível diminuir os valores do produto da corrente pelo tempo
de exposição para conseguir menores doses de radiação, considerando que se deve
adequar estes valores ao um nível relativamente baixo de ruído (granulação) da
imagem.
• Tensão do tubo:
Na tomografia computadorizada, o aumento da tensão do tubo é usado
preferencialmente para melhorias no poder de penetração do feixe de raios-X. Mais,
contrariamente ao caso do produto da corrente pelo tempo de exposição, as
conseqüências das variações da tensão (kV) não podem ser facilmente visualizadas.
A relação entre a dose e a tensão do tubo não é linear, mais tende para uma
relação exponencial crescente (COCIR, 2000), de modo que esta relação está
intimamente ligada com a variação da corrente empregada (Figura 12).
a b
1 2
44
Figura 12 - Correlações entre a tensão do tubo e a dose (1) e entre a qualidade da
imagem, representada pelo ruído (2): onde (a) mantendo o produto da
corrente pelo tempo constante e (b) com a o produto da corrente pelo
tempo diminuindo na mesma proporção.
Fonte: COCIR, 2000.
Para um aumento do kV, quando o produto da corrente pelo tempo constante
permanece constante, a dose de radiação é maior. Já quando ocorre uma
diminuição da corrente proporcionalmente a um aumento da tensão, a dose de
radiação diminui (Figura 12-1).
Quando se analisa a variação da tensão do tubo em relação ao ruído da
imagem, o aumento da tensão com uma diminuição proporcional do produto da
corrente pelo tempo, não interfere na qualidade da imagem. Já quando ocorre um
aumento da tensão do tubo, mantendo o produto da corrente pelo tempo constante,
o ruído da imagem diminui (Figura 12-2).
• Espessura do corte:
Na maioria dos scanners, diferentes espessuras de corte podem ser
selecionadas, variando de 20 mm a 0,5 mm. Os cortes mais finos são selecionados
para viabilizar a localização de pequenas estruturas anatômicas. Esse procedimento
diminui o volume da área cortada, aumentando, conseqüentemente, a dose
absorvida de radiação no exame. Neste caso, também, ocorre uma aumento do
ruído da imagem, diminuindo, deste modo, a qualidade do exame.
A seleção da espessura dos cortes tomográficos é restrita às indicações
clínicas do médico e à região anatômica do estudo.
Em relação ao estudo, as espessuras utilizadas na aquisição do exame de
crânio são 3, 5, 7 e 10 mm. Estes valores foram estabelecidos como protocolo de
rotina pelos médicos radiologistas das instituições.
3.6 Relação entre dose e qualidade de imagem
45
A qualidade da imagem relaciona-se com a fidelidade dos números CT e à
reprodução exata das pequenas diferenças na atenuação (resolução de baixo
contraste) e os detalhes (resolução de alto contraste). Ela pode ser expressa em
termos de parâmetros físicos, como ruído, resolução de alto contraste, resolução de
baixo contraste e ausência de artefatos, de acordo com recomendações da IEC -
International Electrotechnical Commission (IEC,1994). Imagens tomográficas de boa
qualidade dependem das características tecnológicas da tomografia
computadorizada, dos fatores utilizados e condições de visualização da imagem. A
qualidade pode ser avaliada por medição quantitativa dos parâmetros listados
acima, utilizando teste com fantomas adequados, e pelo aparecimento de artefatos
na imagem. Essas medições são essenciais para se avaliar as técnicas de
realização do exame e para verificar se protocolos, que oferecem dose de radiação
menor, podem ser propostos sem haver uma perda significativa da boa qualidade da
imagem.
O ruído da imagem, parâmetro físico de avaliação de qualidade, é a variação
numa imagem, em torno de um valor médio, dos números CT de uma determinada
região de um material uniforme (DAVID, 1997). Deste modo, o nível de ruído pode
ser avaliado como uma porcentagem do desvio de números CT em um meio
homogêneo, dado pela equação abaixo. O nível de ruído nunca deve ultrapassar
0,5% (SOCIEDADE ESPAÑOLA DE RADIOLOGIA, 2002):
(15)
Onde, o nível de ruído é expresso em porcentagem (100), o σROI é o desvio
padrão do número de CT encontrado no ROI e o valor de 1.000 é a diferença entre
os valores nominais de números CT para água e ar.
Uma imagem com alto nível de ruído resulta em diagnósticos deficientes,
pois reduz a qualidade. É um parâmetro dependente da dose.
As resoluções de alto e baixo contraste são fatores que devem ser
considerados para se obter uma imagem de boa qualidade para o diagnóstico de
estruturas anatômicas importantes (EUR, 2000).
A resolução de alto contraste determina o número mínimo de detalhes
46
visualizados no corte, para regiões com alto contraste de imagem, é a distinção de
estruturas separadas anatomicamente.
A resolução de baixo contraste determina a visualização de detalhes
reproduzidos visivelmente quando existe uma pequena diferença de densidade
relativa da área em estudo, ou seja, determina a distinção de estruturas pequenas
que possuem densidade muito próxima. A resolução de baixo contraste é
consideravelmente limitada pelo nível de ruído.
Todos os parâmetros de qualidade de imagem citados acima, estão
intimamente ligados com a dose de radiação empregada. É fato que um aumento da
dose de radiação produz um sinal mais intenso. Não é rara a tendência, tanto na
rotina diária dos serviços como na própria configuração dos protocolos sugeridos
pelos fabricantes, de levar os parâmetros de aquisição a valores altos de radiação
para assegurar uma alta qualidade de imagem, independente das características do
paciente ou do exame.
Até o momento os resultados de estudos não indicam em que medida à dose
de radiação pode ser reduzida mantendo a eficácia do exame clínico ou a boa
qualidade da imagem.
Para a tomografia computadorizada a correlação entre essas duas variáveis
(dose e ruído) é mostrada através da fórmula:
(16)
Onde σ é o desvio padrão dos valores de pixel, que representa uma medida de ruído
estatístico presente na imagem; k é uma constante de proporcionalidade; µ é o
coeficiente de atenuação do tecido para raios X de energia E; D é a dose; SW a
espessura de corte; e P é o tamanho dos pixels na imagem.
O ruído aumenta proporcionalmente ao inverso da raiz quadrada da dose, D.
Esta relação implica numa dependência pequena a moderada da dose com o ruído.
Assim, a redução na dose do paciente pode ser realizada sem que haja um aumento
muito acentuado no ruído da imagem. Ao examinarmos a equação 16 é tentador
reduzirmos a energia do feixe, através da seleção de um kVp menor, para
diminuirmos o ruído da imagem. Entretanto, a redução da energia implica em um
aumento acentuado do coeficiente de atenuação do tecido µ, causando um aumento
47
do ruído. A energia ideal, recomendada pelos fabricantes, geralmente é obtida
através da utilização de um valor de tensão de 120 kVp (SEERAM, 2001).
Em suma, é muito difícil reduzir dose sem comprometer a qualidade da
imagem, mas o bom senso deve sempre estar presente, pois muitas vezes uma
imagem com ruído aparente não compromete a qualidade do diagnóstico, podendo
ser utilizada (MARCONATO, 2005).
4 ESTADO ATUAL
Todos os estudos sobre a exposição às radiações em radiodiagnóstico
servem, de forma direta ou implicitamente, para manter as doses no paciente e no
ambiente mais baixas possível para satisfazer as necessidades clínicas e
ambientais. Este objetivo tem sido de grande importância para a modalidade de
tomografia computadorizada, uma vez que se tornou evidente que ela dispõe da
maior contribuição para a exposição da radiação das populações.
Os estudos à cerca das conseqüências maléficas da utilização da tomografia
computadorizada como meio de radiodiagnóstico são de extrema importância, já que
uma tese americana mostrou que o uso desta tecnologia representa cerca de 10%
de todos os procedimentos e 67% da dose de radiação ionizante artificial total.
Dados estatísticos em trabalhos do Reino Unido mostram que a tomografia
computadorizada pode contribuir em torno de 40% da dose total, representando 4%
de todos os exames radiológicos. Já estudos brasileiros evidenciam que esta técnica
de tomografia representa, atualmente, a principal fonte de exposição à população e
ao meio ambiente aos raios-X no campo do radiodiagnóstico (DOYON et al, 2004).
Influências no aumento da dose são avaliadas nos Estados Unidos (PISANO,
2004) onde valores de dose são monitorados desde 1997. Observou-se um aumento
ao longo dos anos. Tal aumento é entendido no estudo como conseqüência
48
principalmente das técnicas da realização do exame.
Se, de uma maneira geral, a justificativa da utilização das radiações
ionizantes, em medicina, não é questionada (ICRP, 1973) no nível de um paciente,
do exame e do ambiente, tal justificativa merece sempre ser feita, implicando uma
exposição tão baixa quanto possível (DOYON et al, 2004). Através de vários
levantamentos dosimétricos realizados em diferentes instituições no mundo, foram
observados padrões variados de dose para um mesmo tipo de exame tomográfico.
Estas variações têm chamado a atenção para a possibilidade de se utilizar estes
valores como um guia para padrões de boa prática, utilizando-se técnica radiográfica
adequada e equipamento apropriado.
Como um auxílio à otimização da dose de radiação no paciente, valores de
referência podem ser especificados. Estes valores têm sido denominados: valores
de referência de dose (EUR, 1996), níveis de referência diagnóstica (ICRP, 1996) ou
guia de níveis (IAEA, 1996).
A ICRP 73 introduziu o conceito de níveis de referência diagnóstica, NRD,
para pacientes e recomenda que estes valores sejam selecionados pela equipe
médica e revistos periodicamente, a fim de minimizar a exposição à radiação. Na
Europa, os NRD, foram introduzidos na legislação.
O Colégio Americano de Radiologia estabelece seu NRD, baseado no CTDIW
e estipula apenas valores para exames de cabeça (60 mGy), abdômen adulto (35
mGy) e abdômen pediátrico (25 mGy).
No Brasil, a Portaria 453 do Ministério da Saúde/ Secretaria de Vigilância
Sanitária de primeiro de junho de 1998 (MINISTÉRIO DA SAÚDE, 1998), aprovou o
regulamento técnico que estabelece as diretrizes básicas de proteção radiológica.
Neste documento são fornecidos NRDs em Tomografia Computadorizada, baseados
em grandeza diferente da sugerida atualmente pelos padrões internacionais. A
grandeza sugerida neste caso, seguindo as recomendações do Basic Safety
Standard (BSS) da Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA) é a Dose
Média em Múltiplos Cortes (MSAD) cuja unidade é o gray (CARLOS, 2002). Os
valores indicados neste documento são para exames da cabeça (50 mGy), coluna
Lombar (35 mGy) e abdômen (25 mGy).
Percebe-se atualmente, através destes dados sobre os níveis de radiação
permissíveis, que há uma discordância entre os valores máximos de radiação que
vão permitir uma diminuição dos efeitos maléficos provocados por este tipo de
49
energia. Portanto, mais estudos inseridos neste cenário devem ser realizados a fim
de se chegar a uma conclusão ou a uma concordância.
Em alguns estudos com um dos objetivos específicos semelhantes ao
utilizado nesta pesquisa, foram identificadas técnicas alternativas para exames de
tomografia computadorizada de crânio que oferecessem menor dose de radiação e
que atendessem recomendações dos órgãos nacionais (DAROS, 2002; MORA,
2001 e TORUNSKY, 2005).
A diminuição de dose de radiação emitida por tomógrafos é proposta,
também, por uma pesquisa de Marconato (2002), onde os cálculos estimados da
pesquisa mostram que exames de rotina podem ser realizados com valores bem
abaixo dos apresentados pela Portaria 453, em alguns casos chegando até a
metade destes.
Fica evidente através dos estudos que os fatores que contribuem com a
poluição por radiações ionizantes nos serviços de radiodiagnóstico envolvem a
utilização de técnicas com alta exposição na obtenção de uma imagem de
qualidade. Deste modo, fica comprovado que não é rara a tendência, tanto na rotina
diária dos serviços como na própria configuração dos protocolos sugeridos pelos
fabricantes, a levar os parâmetros de aquisição a valores altos de radiação para
assegurar uma alta qualidade de imagem, independente das características do
paciente ou do exame.
O fato descrito acima é comprovado no artigo de Daros (2002), onde se
verificou que existem variações importantes entre protocolos de exames utilizados,
sendo que a preocupação está centrada na qualidade da imagem e pouca com as
doses de radiação.
Alguns autores obtiveram uma redução de 40% na dose de radiação sem
perda da qualidade da imagem, com a variação da tensão e corrente em exames
tomográficos de crânio. (BABBEL et al, 1991). O mesmo achado foi descrito por
Ravenel e colaboradores (2001), onde o decréscimo correspondeu a 57% de
redução da dose no paciente sem haver muitos impactos da qualidade da imagem.
Já Cohnen (2000), realizaram um estudo para construção de novos parâmetros de
realização do exame de crânio mantendo a qualidade da imagem, conseguindo uma
redução de mais de 40% da corrente e da tensão. A redução da corrente e tensão
do tubo de raios-X pode ser feita nos exames tomográficos para obter uma
diminuição da dose de radiação no paciente, mais deve sempre existir um
50
compromisso com o diagnóstico médico.
Segundo Ricardo Yano (2002), apesar da grande atualidade do tema, são
raros os estudos, no Brasil, que permitam avaliar o comportamento dosimétrico dos
exames tomográficos. Mais este tema é comumente citado nos trabalhos, tratando-
se de uma das justificativas para a busca de qualidade dos serviços, porém em
poucos trabalhos é realizada a avaliação do impacto ambiental, como apregoada
atualmente pela ICRP e outros órgãos internacionais.
Por tudo isso, percebe-se que a poluição gerada através da radiação
ionizante é uma das maiores preocupações na área da saúde humana.
Apesar de poucos estudos tratarem especificamente sobre avaliação do
impacto ambiental em serviços tomográficos, compreende-se por se tratar de um
tema recente, este estudo cumpre os mesmos objetivos específicos propostos pelos
outros trabalhos: o de alicerçar futuras pesquisas que utilizam tais trabalhos para
constituir referencial norteador e para confrontações.
Atualmente, não existem critérios acordados internacionalmente ou políticas
que visem explicitamente à proteção do ambiente das radiações ionizantes. O atual
sistema de proteção ICRP indiretamente tem prestado proteção ao habitat humano.
A falta de uma base técnica para a avaliação, critérios ou normas que sejam
aprovadas a nível internacional, faz com que seja difícil determinar ou provar quais
níveis são adequados para proteger o meio ambiente dos impactos potenciais da
radiação em diferentes circunstâncias.
No ano de 2000, a Comissão criou um grupo de trabalho para tratar da
proteção do ambiente, e em janeiro de 2003, aprovou o relatório do Grupo de
Tarefas, para vir a preencher uma lacuna conceitual em matéria de proteção
radiológica e de clarificar a forma como o quadro proposto. Isso pode contribuir para
a realização dos objetivos da sociedade para a proteção do ambiente através do
desenvolvimento de uma defesa política baseada em princípios científicos. O desafio
considerável para ICRP será integrar a proteção ao meio ambiente com a proteção
aos seres humanos.
Na região Sul da Bahia o Núcleo de Física Médica e Ambiental (FIMED) e o
Centro de Pesquisa em Ciências e Tecnologias das Radiações (CPqCTR), ambos
da Universidade Estadual de Santa Cruz (UESC), pioneiramente insere estudos na
região, preocupados com essa problemática (DAMASCENO apud ÁRLEO e
ANDRADE, 2006).
51
5 MATERIAIS E MÉTODOS
5.1 Caracterização da instituição
O estudo foi realizado em um setor terceirizado (IRAD) que possui o
equipamento de tomografia computadorizada (Figura 13), no Hospital São José
localizado na cidade de Ilhéus, pertencente ao Estado da Bahia.
a
b
52
Figura 13- Esquematização do ambiente tomográfico do Hospital São José na
cidade de Ilhéus: a- sala do tomógrafo; b- sala de comando.
.
O equipamento deste setor é uma tomografia computadorizada de terceira
geração do modelo Asteion, fabricado pela Toshiba Medical. As especificações
técnicas do aparelho estão apresentadas na Tabela abaixo.
Tabela 2- Especificações técnicas dos equipamentos tomográficos em estudo.
Fabricante Modelo Geração Distância Foco-eixo (mm) Filtração Total Tipo de Detector Tensões Selecionáveis (kVp) Correntes Selecionáveis (mA) Tempos de Exposição Selecionáveis (s) Espessuras de Corte Selecionáveis (mm) Tamanho do Ponto Focal (mm)
Toshiba Medical Asteion Terceira 525 Aprox. 4 mm eq. Al Sólido 80, 120 e 135 60 à 200 0.5, 1, 1.5, 2 e 3 0,5 à 20 0,7 x 0,9
A caracterização do ambiente da instituição foi realizada através do
acompanhamento da rotina de trabalho, consulta de manuais, comparações dos
dados com a literatura e entrevista com os técnicos e radiologistas. O
acompanhamento deu-se durante um mês para verificação de como é feito o exame
de crânio e qual os parâmetros utilizados para sua realização.
5.2 Avaliação do nível do poluente na instituição de TC
5.2.1 Levantamento radiométrico
53
A realização do levantamento radiométrico seguiu as especificações e
recomendações técnicas da Agência Nacional de Vigilância Sanitária, através da
Resolução 64 de 2003 (ANVISA, 2003), e da Portaria 453 de 1998 (BRASIL, 1998).
Em primeiro lugar foram realizadas medidas de dose de radiação, as quais
foram obtidas utilizando-se:
• Objeto ou phantom simulador do crânio, feito de PMMA (polimetilmetacrilato)
com 16 cm de diâmetro e preenchido com água, figura 14. Este simulador
pertence ao setor de tomografia estudado.
Figura 14- Objeto simulador cilíndrico em acrílico preenchido com água.
• Câmara de ionização tipo bolacha, da Radcal Corporation, modelo: 10×5 -
180, N° de Série – 18186 (Figura 15), com eletrômetro, Radcal Corporation,
modelo-9015
54
Figura 15- Monitor de radiação Radcal e câmara de ionização do tipo bolacha.
O conjunto câmara e eletrômetro foi calibrado no Laboratório de
Metrologia (DEN) da Universidade Federal de Pernambuco (UFPE), em
Pernambuco - Brasil e possui o certificado de calibração número 005/04-07. O
instrumento foi posicionado a 100 cm do foco do tubo de raios-X, sendo que o
ponto de referência utilizado foi o centro geométrico da câmara. O fator de
calibração fornecido por este procedimento foi de 0,901 com uma incerteza
expandida de 3,5%.
• Programa de monitoração
A análise das doses de radiação ionizante pôde ser realizada, de
maneira mais prática em relação à operação manual do monitor de radiação,
através de um programa computacional chamado Radiation Monitor Controler.
Este programa foi criado pelos pesquisadores deste trabalho para suprir a
necessidade de agilizar e facilitar o procedimento das medidas de radiação
nas pesquisas da área de física médica.
Essa ferramenta permite que através de qualquer computador seja
possível operar e controlar o monitor de radiação, armazenando os dados das
medições e obtendo gráficos da dose de radiação acumulada e taxa de dose.
55
Figura 16- Programa Radiation Monitor Controler: a- página principal do
programa; b- programa em funcionamento.
b
a
56
Neste levantamento radiométrico mediu-se a dose no exame tomográfico de
crânio no interior e exterior da sala de exame do serviço (Figura 17). Foi uma
ferramenta relevante para a quantificação do poluente, devido ao uso e presença de
radiação ionizante artificial.
Figura 17- Esquema do ambiente tomográfico da instituição.
Para este procedimento, o phantom de crânio foi posicionado na mesa de
exame com a finalidade de simular a presença de um paciente. Posteriormente, a
câmara de ionização do tipo bolacha, fixada em um tripé, foi colocada nos pontos
selecionados para fazer medidas de dose em kerma no ar. O monitor de radiação,
conectado a câmara de ionização, foi posicionado na mesa do operador, onde fazia
conexão a um computador, no propósito de realizar as operações e armazenagens
dos dados para seu posterior processamento. Em seguida, foram determinadas as
medidas de dose para cada ponto escolhido no ambiente, através da realização de
um corte tomográfico. Essas medidas foram realizadas com os parâmetros usuais do
exame de crânio e em condições extremas (Tabela 3) (Apêndice A).
3
2
1
Sala de operação
Sala do tomógrafo
Legenda:
Portas
Visor pumblifero
Conjunto mesa e cadeira
Legenda:
1- Acompanhante
2- Operador
3- Público
Circulação externa
57
Tabela 3- Especificações das técnicas utilizadas nas medidas para as
condições do exame tomográfico de crânio.
Instituição Condição Tensão
Corrente x tempo
Espessura do corte
Incremento
Ilhéus 1 2 3
120 kV
120 kV
135kV
240 mAs
225 mAs
255mAs
3 mm
10 mm
10 mm
5 mm
10 mm
10 mm
É importante ressaltar que foram realizadas três medidas de exposição para
cada condição. Esse procedimento teve a finalidade de se obter medidas que
representassem o melhor possível a realidade, já que uma medição tem
imperfeições que dão origem a um erro no resultado da medição (TABACNIKS,
2003).
Os valores medidos de dose em kerma no ar foram corrigidos pelo fator de
calibração da câmara de ionização.
Para serem comparados com os valores referência de dose externa da
portaria 453 de 1998, os valores de dose foram transformados em dose por produto
da corrente pelo tempo de exposição, ou seja, o valor de dose (L) foi dividido pelo
produto da corrente pelo tempo de exposição (Q):
(17)
O valor encontrado foi multiplicado por 60, para expressar o valor do tempo
em minutos.
Em seguida, as doses foram multiplicadas pelo fator de ocupação do
58
ambiente tomográfico (Tabela 4) e pela carga de trabalho máxima semanal (Tabela
5), seguindo a equação 4 da seção 3.4.2, para expressar o valor em dose externa.
A carga de trabalho máxima semanal (W) foi calculada baseada em
informações fornecidas pelo técnico da tomografia. Dentre as informações colhidas
estão o número de pacientes por semana, os exames mais realizados e os
parâmetros utilizados nos exames (corrente e tempo de exposição) (Apêndice A).
Tabela 4- Fatores de ocupação.
Local Fator de ocupação Valor Acompanhante
Operador Público
Integral Integral Parcial
1 1
1/4 Fonte: Portaria 453 (1998).
Tabela 5- Carga de trabalho máxima semanal.
Instituição
Número de pacientes/semana
Wpaciente (mA.min/paciente)
W (mA.min/semana)
Ilhéus 125 92,96 11.620
5.2.2 Levantamento de dose absorvida pelo paciente
As medidas dos indicadores de dose dos exames tomográficos de crânio
foram obtidas utilizando-se:
• Câmara de ionização tipo lápis, específica para TC, da Radcal Corporation,
modelo: 10×5 - 3CT, N° de Série – 8171, com eletrômetro, Radcal
Corporation, modelo-9015 (Figura 18)
59
Figura 18- Monitor de radiação Radcal (eletrômetro) e câmara de ionização do tipo
lápis.
Foi considerada, para determinação das doses de radiação, a grandeza
tomográfica CTDIar (Índice de Dose para Tomografia Computadorizada no ar).
Para o procedimento a câmara de ionização foi posicionada paralela ao eixo
de rotação do tomógrafo, livre no ar, conforme mostrado na Figura 19. As doses, em
Kerma no ar, foram obtidas, através do valor médio de três exposições de uma única
revolução cada, seqüenciais. As medidas tiveram com ponto de referência o
isocentro da câmara lápis, para os parâmetros do exame de crânio.
Figura 19- Posicionamento da câmara de ionização no tomógrafo.
De posse desses dados de dose em Kerma no ar coletados, determinou-se o
CTDIar, conforme a equação 6 da seção 2.3.3. Essa grandeza foi utilizada, pois as
medidas de dose foram realizadas sem o auxílio de fantoma de acrílico, ou seja,
60
livres no ar. Mais já fornece um panorama da real situação das doses durante o
exame. Deste modo foi obtida uma grandeza de dose absorvida, para se conhecer e
avaliar a magnitude dos valores encontrados.
Essa dosimetria do feixe, CTDIar, foi realizada, utilizando-se as configurações
relacionadas na Tabela 6. São os parâmetros utilizados, antes da otimização, para o
exame de crânio.
Tabela 6- Especificações das técnicas utilizadas na dosimetria do exame
tomográfico de crânio.
Região anatômica do exame
Tensão Corrente x tempo
Espessura do corte
Incremento
Fossa posterior
Supratentorial
120 kV
120 kV
240 mAs
225 mAs
3 mm
10 mm
5 mm
10 mm
Como o exame de crânio é dividido em duas regiões, a primeira linha da
Tabela descreve os protocolos para a fossa posterior, enquanto a linha inferior
refere-se à região supratentorial.
Deste modo, foi obtida uma grandeza de dose absorvida, para se conhecer e
avaliar a magnitude dos valores encontrados.
5.3 Desenvolvimento de uma metodologia para indicar novos parâmetros para
realização dos exames
Apesar das pesquisas atuais estudarem a minimização das doses dos
exames tomográficos, não existe uma metodologia padronizada ou oficial de
61
escolha dos melhores protocolos para sua realização. Para suprir esta carência foi
criada a metodologia “Redução a Melhor Condição” que envolve as etapas:
1. Escolha das configurações dos protocolos de realização do exame;
2. Realização da quantificação de dose e dos testes de controle de qualidade de
imagem;
3. Cruzamento dos resultados dos testes em gráficos;
4. Escolha do melhor protocolo de realização do exame através dos gráficos.
6.3.1 Configurações
O estudo do comportamento dosimétrico e de qualidade de imagem na
instituição em Ilhéus foi realizado considerando variações de configurações nos
protocolos de realização do exame de crânio. Houve a variação dos parâmetros de
tensão e produto da corrente pelo tempo de exposição, os quais favorecem a uma
diferenciação maior da dose e qualidade de imagem. Foram escolhidas duas faixas
de tensão, 100 e 120 kV. Essas variações de tensão foram combinadas com dois
valores de espessura de corte, 3 e 10 mm, espessuras utilizadas pelos radiologistas
para realização do exame. Para cada espessura houve a combinação de variações
de 180, 195, 225, 240 e 270 mAs (produto da corrente pelo tempo de exposição).
Desta forma, foi encontrado um total de 20 combinações de parâmetros de aquisição
do exame, 10 combinações para cada espessura selecionada (Tabela 7).
Tabela 7- Tabela com a variação dos protocolos do exame de crânio para cortes de
3 e 10 mm de espessura.
Pontos Tensão (kV)
Corrente x tempo (mAs)
A 180 B 195 C 225 D
100
240
62
E 270 F 180 G 195 H 225 I 240 J
120
270
5.3.2 Construção do phantom
Para realizar as medidas de dose e o controle de qualidade das imagens nas
diversas configurações propostas este trabalho desenvolveu um phantom que
permitiu realizá-las de forma rápida e fácil. Foi a maneira mais eficiente para sanar a
problemática da falta deste equipamento.
O phantom foi projetado seguindo as normatizações em vigência, atendendo
assim a todos os padrões de qualidade na construção. A escolha da sua
configuração foi baseada em pesquisa bibliográfica (SHECK, 1998; ANDRADE,
2008).
Seu desenvolvimento aconteceu na oficina do laboratório do BITLAB
(Laboratório BITWAY). Este laboratório pertence ao CEPEDI (Centro de Pesquisa e
Desenvolvimento Tecnológico em Informática e Eletro-eletrônica de Ilhéus) e foi
construído através de um convênio com o grupo BITWAY computadores.
Para construção do simulador foram utilizados: máquina de corte, torno e
fresadora.
Neste phantom houve um acoplamento de todos os módulos dos testes de
controle de qualidade de imagem e de quantificação de dose exigidos pelas
normatizações (Portaria 453 e Resolução 64). Esse acoplamento dos módulos
permitiu que, com um único posicionamento na mesa, fosse possível realizar todos
os testes nas diversas configurações.
O primeiro módulo do phantom foi projetado para realizar as medidas de dose
de radiação. É constituído por um suporte retangular em acrílico. Possui um orifício
para acoplar a extremidade da câmara de ionização e outro para passagem do
parafuso de acoplamento dos módulos (Figura 20).
63
Figura 20- Projeto do módulo de encaixe da câmara de ionização. O orifício de linha
tracejada para encaixe da câmara de ionização e o orifício de linha pontilhada para
encaixe do parafuso.
O segundo módulo do phantom foi projetado para realizar o teste de Ruído da
imagem. É um objeto simulador cilíndrico em acrílico, com 160 mm de diâmetro e 24
mm de espessura. Esta placa possui densidade uniforme de 1,241 g/cm3 com a
finalidade de se obter a flutuação dos números CT sobre um valor médio de
contagem numa imagem (Figura 21).
Figura 21- Projeto do módulo para realização do teste de Ruído.
64
O terceiro módulo representa um simulador cilíndrico em acrílico para teste de
Resolução de Baixo Contraste. O módulo consiste de uma placa circular em acrílico.
Possui cinco fileiras de orifícios dispostas circularmente ao longo da placa (Figura
22). Para completar a preparação deste módulo foi necesário preencher os furos
com uma solução de densidade variando em 4% da densidade do acrílico. Então,
dentro desses orifícios possui uma solução de água destilada (50 ml) e glicerina
líquida (135,71 ml) de densidade de 1,191 g/cm3, preparada num laboratório de
química da UESC.
Figura 22- Projeto do módulo para realização do teste de Resolução de Baixo
Contraste.
O quarto módulo representa um objeto simulador retangular em acrílico para
teste de Resolução de Alto Contraste. Este simulador é composto de uma placa de
acrílico. Possui sete fileiras de orifícios paralelas entre si (Figura 23).
65
Figura 23– Projeto do módulo para realização do teste de Resolução de Alto
Contraste.
O quinto módulo do phantom serve para o teste de Alinhamento de Alto
Contraste. Consiste de cinco orifícios (Figura 24).
Figura 24- Projeto do módulo para realização do teste de Alinhamento de Alto
Contraste.
Todos os módulos dos testes foram unidos por um parafuso de Nylon,
formando um único phantom (Figura 25).
66
Figura 25- Projeto do phantom de dosimetria e testes de qualidade de imagem.
5.3.3 Levantamento de dose e testes de controle de qualidade das imagens
Para as medidas de dose de radiação, em CTDIar, a extremidade da câmara
de ionização foi encaixada num suporte de acrílico do phantom produzido. Neste
experimento, as medidas foram realizadas seguindo o mesmo protocolo
estabelecido para caracterizar os níveis de doses nos exames tomográficos de
crânio (seção 5.2.2).
O primeiro parâmetro de qualidade de imagem avaliado foi o ruído. Foi
determinado o desvio padrão dos números CT de cada imagem. Para isso, foram
selecionadas quatro regiões de interesse (ROI) de 500 mm2 localizadas na periferia
da imagem, nas posições 12, 3, 6 e 9 horas (Figura 26). A seleção de quatro ROIs
foi feita para representar fielmente a realidade da medição. Para aquisição das
imagens, foi realizado um corte tomográfico no centro do módulo de teste de Ruído,
seguindo os protocolos propostos para realização do exame de crânio (Tabela 6). O
nível de ruído pôde ser avaliado dividindo-se o valor de desvio padrão dos números
CT pela diferença dos números CT na água e no ar (equação 15 da seção 3.6).
67
Figura 26- Imagem do simulador do teste de Ruído com os respectivos ROIs para
medidas do desvio padrão dos números CT.
O segundo teste executado foi o de resolução de baixo contraste (RBC), para
avaliar se as imagens, obtidas através da varredura do módulo, apresentam
detalhes com pequenas variações de intensidade. Nesta avaliação, foram utilizados
os parâmetros das diversas configurações propostas para realizar um corte no
centro do módulo de RBC. Os parâmetros de imagem foram ajustados, de forma a
visualizar o maior número possível de estruturas. Posteriormente foi identificado e
registrado o menor diâmetro visível na imagem.
O terceiro parâmetro executado foi o teste de resolução de alto contraste
(RAC) para verificar se as imagens obtidas representam fielmente grandes variações
de intensidades. Assim, para adquirir essas imagens, foram realizados cortes
tomográficos no módulo de RAC seguindo as diversas configurações propostas. Os
parâmetros de imagem foram ajustados, de forma a visualizar o maior número
possível de estruturas. Posteriormente foi identificado e registrado o menor grupo de
estruturas visualizadas na imagem, com a finalidade de determinar o diâmetro
desses orifícios que podem ser identificados individualmente.
O último teste realizado foi o de alinhamento de alto contraste, com a
finalidade de determinar se há uma continuidade na reconstrução de imagens de
alto contraste para variadas configurações de protocolos. Para tanto, foram
68
realizados oito cortes tomográficos no módulo de alinhamento para cada protocolo
sugerido. Utilizando o programa de reconstrução em 2D, MPR (Multi Planar
Reconstrucion), do sistema operacional do tomógrafo, essas imagens foram
reconstruídas no plano coronal.
Todas as imagens adquiridas para os diversos testes de controle de
qualidade de imagem foram obtidas através da conexão em rede do equipamento de
TC com uma estação de trabalho. Foi utilizado o software eFilm Workstation 2.1 da
Merge eMed que possui a característica de receber as imagens no padrão DICOM
(Digital Imaging and Communications in Medicine). Este padrão foi criado pela
NEMA (National Electrical Manufacturers Association), para auxiliar a visualização e
distribuição de imagens médicas de diferentes fabricantes e modelos de
equipamentos, não apenas para TC, mas também para ressonância magnética e
ultra-sonografia. As imagens com este formato, ao serem transmitidas, armazenam
em um só arquivo os dados contendo as informações sobre o paciente e parâmetros
técnicos utilizados, além dos dados da imagem (MARCONATO, 2005).
5.3.4 A nova metodologia
Para realizar o estudo e a otimização dos parâmetros de aquisição dos
exames tomográficos de crânio, foi desenvolvida, pela pesquisa, uma metodologia
denominada “Redução à Melhor Condição”. Nesta metodologia foram estudados
todos os resultados de cada protocolo de realização do exame tomográfico de
crânio, sugeridos pelo estudo, para dose e qualidade de imagem, como: CTDIar,
ruído, resolução de alto e baixo contraste (RAC e RBC respectivamente).
Comparando-se os resultados obtidos para cada configuração de protocolo, com os
níveis de referência de cada teste, foram eliminadas aquelas configurações cujos
resultados estavam fora dos níveis de referências estipulados pelas entidades
regulamentadoras. Dos resultados que cumpriram com todas as normas, foi
escolhida a melhor condição baseando-se em sugestão de radiologistas do serviço
tomográfico, através da qualidade de imagem adequada ao diagnóstico médico
(Figura 27). Em todos os casos foi visado o trabalho com aqueles protocolos que
cumprissem com o principio ALARA1.
69
Figura 27- Esquematização da metodologia de escolha da melhor condição.
_________ 1 O principio do ALARA – acrômio para As Low As reasonable Achievable, significa: tão baixo quanto
possivelmente exeqüível
Utilizando os valores de CTDIar para cada configuração de protocolo, foram
criados gráficos de CTDIar vs Ruído, CTDIar vs RAC, e CTDIar vs RBC. Nos gráficos,
cada protocolo foi identificado por uma letra (Tabela 6). Neles foram representados
também os níveis máximos permissíveis de magnitude. Baseados nestes gráficos
foram realizadas as eliminações dos protocolos que estavam fora das normas
regulamentadoras.
70
6 RESULTADOS E DISCUSSÕES
6.1 Caracterização da instituição
A instituição em destaque foi selecionada para o acompanhamento da rotina,
avaliação da poluição ambiental através da metodologia do levantamento
radiométrico, avaliação da dose absorvida durante o exame de crânio, avaliação da
qualidade da imagem tomográfica e proposta de minimização do poluente.
O tomógrafo é usado para realizar exames no modo axial e helicoidal.
71
Segundo Nagel (2002), na digitalização helicoidal, a exposição à radiação aumenta
ligeiramente, utilizando o mesmo protocolo do exame axial (COCIR, 2000). Deste
modo, é importante salientar que na instituição em estudo, apesar de ter a
possibilidade de se realizar varreduras em dois modos para o exame de crânio,
realiza-se uma aquisição no modo axial, o que determina uma exposição mais baixa.
A Tabela 5, da seção 5.2.2, mostra os parâmetros utilizados para a aquisição
do exame de crânio da instituição, antes da otimização.
A Comissão Européia recomenda para tomografias de crânio realizadas com
corte único valores padrões de tensão, compreendidos entre 110 e 130 kV
(EUROPEAN COMISSION, 2000). Trabalhos de Hatziioannou et al. (2003) na Grécia
mostraram que 26 tomógrafos de corte único, em diferentes instituições,
selecionavam tensão de 120 a 130 kV para exames de crânio, concordando com a
instituição avaliada neste trabalho, que utiliza uma tensão de 120 kV.
Quanto ao produto da corrente pelo tempo de rotação do tubo de raios-X
(mAs), observa-se uma alteração entre as diferentes regiões do crânio, como
mostrado na Figura 28.
Fossa posterior Supra-tentorial160
170
180
190
200
210
220
230
240
250
260
Cor
rent
e x
tem
po (
mA
s)
Localização
Figura 28- Valores de produto corrente pelo tempo de rotação para exames de
crânio na instituição estudada.
De fato, os valores de produto corrente pelo tempo a serem utilizados para os
exames nas duas regiões do crânio devem ser diferentes, pois a base do cérebro
72
(região da fossa posterior) possui estruturas ósseas e vasculares relativamente
pequenas, enquanto que a região dos hemisférios (cérebro ou supratentorial) possui
apenas a calota craniana e o parênquima cerebral. Por isso, é recomendado que a
varredura da fossa posterior seja realizada com valores mais altos de corrente e
valores de espessura menores que os utilizados na região do cérebro (ANDRADE,
2008).
Em estudos similares a este, como o trabalho realizado na Espanha
(CALZADO et al., 2000), os exames de cérebro avaliados em nove tomógrafos de
corte-único foram realizados com 215 a 390 mAs, com média de 300 mAs, valor
médio mais elevado do que os encontrados para o tomógrafo do nosso estudo. Em
estudo realizado na Grécia (TSAPAKI et al., 2001), onde a variação do produto de
corrente pelo tempo foi de 160 a 332 mAs, os menores valores foram utilizados com
tomógrafo da Toshiba, enquanto que os maiores foram utilizados com tomógrafo da
Philips. Em outro trabalho na Grécia (HATZIIOUANNOU et al., 2003), verificou-se
que houve grande variação na seleção de produto corrente pelo tempo em
diferentes instituições, cujos valores variaram entre 200 e 600 mAs. Variações
significativas foram observadas inclusive entre instituições que utilizam os mesmos
modelos de tomógrafo.
Analisando os dados acima se percebe que são utilizados valores de produto
corrente pelo tempo de rotação elevados em comparação com os valores
encontrados na rotina da realização do exame de crânio na instituição de Ilhéus.
É importante ressaltar que o equipamento avaliado utiliza colimação de
acordo com o recomendado pela Comissão Européia, que é de 2 a 5 mm para fossa
posterior e de 5 a 10 mm para a supratentorial (EUROPEAN COMMISSION, 2000).
A Comissão Européia recomenda cortes contíguos para o exame tomográfico
de crânio realizado em modo seqüencial, isto é, incremento igual à espessura de
corte. Concordando com esta afirmação, Putman e Ravin (1994) afirmaram que a
avaliação completa do cérebro requer cortes contíguos, pois um nódulo pode ser
perdido caso os cortes estejam afastados. Trabalhos na Espanha (CALZADO et al.,
2000) e Grécia (TSAPAKI et al., 2001) avaliaram tomógrafos de corte único de
diferentes fabricantes tendo verificado que todos os exames de crânio foram
realizados com cortes contíguos.
Entretanto, uma pesquisa sobre os protocolos utilizados para varreduras de
cabeça na Austrália (SMITH; SHAH, 1997) utilizando tomógrafos de corte único
73
encontrou que 48% dos exames sem contraste e a maioria dos exames
contrastados de crânio utilizaram incremento maior que a espessura. Este fato é
observado no exame de crânio da instituição de Ilhéus, onde o exame na fossa
posterior é realizado com 3 mm de espessura mas com um incremento de 5 mm.
Esta pesquisa mostrou ainda que o uso de cortes mais finos na fossa posterior reduz
a presença de artefatos, mas requer o aumento da corrente do tubo, a fim de reduzir
o ruído na imagem.
Concordando com os dados da Austrália (SMITH; SHAH, 1997), radiologistas
de algumas instituições visitadas afirmam que, dependendo da indicação clínica, não
há perdas de imagens importantes com um incremento entre cortes com um
aumento de até 2 mm em relação a espessura do corte (por exemplo, um exame
realizado com colimação de 5 mm e incremento de 7 mm). Este fato atesta que a
espessura e incremento de corte utilizados no exame da fossa posterior do crânio
estão dentro dos parâmetros aceitáveis.
É importante ressaltar que não foram observadas grandes variações quanto à
tensão, produto corrente pelo tempo de rotação, espessura de corte e incremento
para os exames de crânio na instituição avaliada. Alguns destes parâmetros
(espessura e incremento) só variam na realização de exame de crânio em crianças.
6.2 Avaliação do nível do poluente na instituição de TC
6.2.1 Levantamento radiométrico
O levantamento radiométrico do ambiente tomográfico da instituição de
estudo foi realizado para obter informações quantitativas da dose de radiação no
ambiente, o qual é um poluente em potencial.
Os parâmetros selecionados para o levantamento foram os mesmos utilizados
no exame de crânio de rotina (Tabela 2 da seção 5.2.1).
Para entender melhor o nível da exposição no ambiente encontrado para os
parâmetros do exame de crânio, também foi realizado uma varredura com os
parâmetros máximos que resultariam numa exposição máxima de radiação (Tabela
74
2 da seção 5.2.1).
A Figura 29 representa os valores de dose em kerma no ar medidos no
ambiente tomográfico.
Acompanhante Operador Público
1,0x10-5
2,0x10-5
3,0x10-5
4,0x10-5
5,0x10-5
5,0x10-4
1,0x10-3
1,5x10-3
2,0x10-3
2,5x10-3
Condição 1 (Fossa posterior:120kV, 240mAs e 3mm) Condição 2 (Supratentorial:120kV, 225mAs e 10mm) Condição 3 (Parâmetros extremos:135kV, 255mAs e 10mm)
Dos
e (m
Sv)
Posição da medida
Figura 29- Níveis de dose nas posições de medida.
Os valores de dose obtidos nas medidas de monitoração dos ambientes
representaram a magnitude das diferenças de exposição para um corte tomográfico
nos diversos parâmetros e locais de medidas.
Multiplicando os valores de dose em kerma no ar encontrados nas medições
pelo fator de ocupação do ambiente e pela carga de trabalho da instituição de Ilhéus
(equação 4), se obtém valores de dose externa representadas no gráfico da Figura
30.
75
Acompanhante Operador Público0,00
0,02
0,04
0,06
0,08
0,10
2
4
6
8
10
Nível de restrição de dose (Portaria 453, 1998)
Dos
e ex
tern
a (m
Sv/
sem
ana)
Posição da medida
Condição 1 (Fossa posterior:120kV, 240mAs e 3mm) Condição 2 (Supratentorial:120kV, 225mAs e 10mm) Condição 3 (Parâmetros extremos:135kV, 255mAs e 10mm)
Figura 30- Níveis de dose externa nas posições de medida.
O resultado do levantamento radiométrico no ambiente tomográfico da
instituição foi satisfatório. Foi possível observar que os resultados obtidos de dose
externa, que é uma grandeza de proteção radiológica para limitação da exposição,
se encontraram abaixo do nível de restrição de dose estabelecido pela Portaria 453,
posição do operador e do público, mesmo para parâmetros máximos de aquisição
do exame de crânio (Tabela 8).
Tabela 8- Valores de dose externa no ambiente tomográfico.
Posição Condição Dose externa (mSv/semana)
Acompanhante 1 2 3
2,568±0,090 6,508±0,228 9,213±0,322
76
Operador 1 2 3
0,034±0,001 0,036±0,001 0,037±0,001
Público 1 2 3
0,0068±0,0002 0,0091±0,0003 0,0119±0,0004
Foi possível notar que o nível do poluente no ambiente da sala do operador e
na zona onde fica o público é muito baixo comparando-se com os níveis de
exposição na sala do tomógrafo onde fica o possível acompanhante. Isso acontece
porque todos os ambientes que possuam um aparelho de radiodiagnóstico devem
ter uma blindagem que diminua a intensidade da radiação, impedindo que parte dos
raios-X ultrapasse os limites do ambiente em questão. Os dados confirmam que as
barreiras de proteção no ambiente tomográfico de Ilhéus são eficientes. Estes dados
também mostram que a exposição proveniente dos exames tomográficos de crânio
está dentro dos níveis permissíveis.
Também, é necessário evidenciar que a carga de trabalho semanal da
instituição ajuda a proporcionar esse nível de exposição tão baixo. O somatório de
exames realizados no período de uma semana (125 pacientes), realizados com os
parâmetros usuais do exame de crânio, possibilita uma exposição abaixo dos níveis
permissíveis de dose.
Mesmo as doses medidas em condições extremas de aquisição do exame,
que representaram um aumento de 92% e 98% em relação às condições 1 e 2 na
posição do operador, respectivamente, e um aumento de 18% e 25% em relação às
condições 1 e 2 da posição do público, estavam dentro do limite aceitável pela
legislação.
Mais é importante frisar que, por se tratar de um poluente que em qualquer
quantidade pode trazer malefícios, deve-se manter os níveis de exposição o mais
baixo possível (princípio ALARA), que é um dos objetivos deste estudo.
Devido aos níveis extremos da exposição à radiação na sala de tomografia
(medida realizada na posição do acompanhante) é necessária a utilização de
barreira primária, como o avental de chumbo que proteja o tórax e a tireóide da dose
direta, diminuindo muito os níveis recebidos.
É possível determinar uma dose externa média por paciente na posição do
77
acompanhante dividindo-se os valores de dose externa por semana pelo número de
pacientes atendidos na instituição nesse período (125 pacientes). Comparando-se
os valores dessa dose com os valores permissíveis, é possível inferir que o
enfermeiro só poderá acompanhar aproximadamente cinco exames na primeira
condição, dois exames na segunda condição e um exame na terceira condição, no
período de uma semana.
6.2.2 Levantamento de dose absorvida pelo paciente
Inicialmente foram realizadas medidas de dose para o exame de crânio com a
finalidade de se obter um panorama da situação da instituição estudada antes da
otimização (Tabela 9).
Tabela 9- Valores de dose medidos para duas regiões anatômicas do exame de
crânio.
Região Anatômica do exame
Média das leituras em Kerma no ar
(mGy)
CTDIar (mGy)
Fossa posterior
Supratentorial
2,463±0,086
7,170±0,251
82,11±2,87
71,70±1,20
Foi possível visualizar que a dose em CTDIar proveniente da região da Fossa
Posterior, do exame tomográfico de crânio, é maior que a dose na região
Supratentorial (Figura 31).
78
Fossa posterior Supratentorial0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
Nível de restrição de dose (Toshiba)(IMPACT, 2006)
CT
DI ar
(m
Gy)
Localização
Figura 31- Distribuição dos valores de CTDIar calculados para exames de crânio.
A dose, em CTDIar, proveniente da varredura da Fossa Posterior, seguindo as
configurações do protocolo utilizado pela instituição antes da otimização, está acima
dos níveis permissíveis pelos órgãos regulamentadores. Os pacientes submetidos a
este exame estão recebendo uma dose alta, estando propensos a um aumento da
probabilidade de ocorrência de efeitos biológicos.
Foi possível notar que é necessário haver uma redução em 11% da dose
gerada pela varredura da fossa posterior, para que esteja dentro dos parâmetros
permissíveis.
6.3 Desenvolvimento de uma metodologia para indicar novos parâmetros para
realização dos exames
6.3.1 Configurações
Com a finalidade de se diminuir as doses do poluente, dose externa e dose
79
absorvida, provenientes dos exames tomográficos de crânio em Ilhéus, fez-se
estimativas de CTDIar, teste de Ruído de imagem, RAC e RBC em vários cenários.
A modificação dos parâmetros do exame responsáveis pela variação da dose
de radiação e da qualidade de imagem (tensão e produto corrente pelo tempo de
exposição) promoveu um estudo para vinte novos protocolos. Essas variações
serviram como referência de técnicas otimizadas e que possibilitassem menor dose
de radiação.
Deste modo, a amostra dessas configurações foi importante para
proporcionar uma redução do poluente na tomografia em Ilhéus.
6.3.2 Novo phantom para medições de dosimetria e controle de qualidade de
imagem
A construção do simulador, através da pesquisa, veio para solucionar um
problema de viabilidade de realização dos testes de qualidade da imagem
tomográfica.
Neste cenário, a compra do material necessário para as medidas não foi
efetivada em tempo hábil, fazendo com que se pensasse em métodos alternativos.
Deste modo, através de pesquisas bibliográficas, verificou-se que era possível
a construção do simulador necessário para a realização dos testes. É importante
salientar que os custos gerados com a construção do phantom foram,
aproximadamente, dez vezes menores do que os custos com a aquisição de um
phantom comercial. Os padrões de qualidade de um simulador comercial podem ser
maiores, mas os resultados obtidos através da utilização do simulador construído
foram satisfatórios. A Figura 32 mostra o phantom confeccionado.
80
Figura 32- Esquematização do phantom criado pela pesquisa para medida de dose e
para realização dos testes de qualidade de imagem.
A utilização do phantom construído possibilitou a realização dos diversos
testes para minimização. As Figuras 33 a 37 mostram os módulos de cada teste
realizado, com suas respectivas imagens tomográficas geradas.
81
Figura 33- Esquematização do módulo de dosimetria: placa de encaixe da câmara
de ionização.
Figura 34- Esquematização do módulo para realização do teste de Ruído e sua
respectiva imagem tomográfica.
82
Figura 35- Esquematização do módulo para realização do teste de Resolução de
Baixo Contraste e sua respectiva imagem tomográfica.
Figura 36- Módulo para realização do teste de Resolução de Alto Contraste e sua
respectiva imagem tomográfica.
83
Figura 37- Esquematização do módulo para realização do teste de Alinhamento de
Resolução de Alto Contraste e suas respectivas imagens tomográficas
(corte tomográfico e reconstrução).
Os resultados obtidos representaram fielmente a realidade. Foi comprovado
através das imagens que este tipo de equipamento foi adequado para a realização
dos testes.
6.3.3 Levantamento de dose e testes de controle de qualidade das imagens
A Tabela 10 mostra os valores médios da dose em kerma no ar e CTDIar de
acordo com a variação dos protocolos do exame de crânio na instituição de Ilhéus.
84
Tabela 10- Valores médios de dose em kerma no ar e CTDIar de acordo com a
variação dos protocolos do exame de crânio.
Ten
são
(k
V)
Esp
essu
ra
do
co
rte
(mm
)
Co
rren
te x
te
mp
o
(mA
s)
Méd
ia e
m
Ker
ma
no
ar
(m
Gy)
CT
DI a
r (m
Gy)
180 1,405±0,049 46,83±1,64 195 1,557±0,054 51,89±1,82 225 1,770±0,062 59,01±2,07 240 1,890±0,066 63,01±2,21
3
270 2,127±0,074 70,89±2,48 180 4,102±0,144 41,02±1,44 195 4,470±0,156 44,70±1,56 225 5,180±0,181 51,80±1,81 240 5,390±0,189 53,90±1,89
100
10
270 6,140±0,215 61,40±2,15 180 1,845±0,065 61,49±2,15 195 1,983±0,069 66,11±2,31 225 2,307±0,081 76,89±2,69 240 2,463±0,086 82,11±2,87
3
270 2,769±0,097 92,29±3,23 180 5,710±0,200 57,10±2,00 195 6,250±0,219 62,50±2,19 225 7,170±0,251 71,70±2,51 240 7,650±0,268 76,50±2,68
120
10
270 8,640±0,302 86,40±3,02
Como o esperado, ocorreu um aumento da dose de radiação com o aumento
gradativo do produto da corrente pelo tempo, bem como da tensão empregada. A
variação crescente do mAs de 180 para 270, mantendo-se constante a tensão,
gerou um aumento da dose em média de 44% para a espessura de corte de 3 mm e
42% para espessura de 10 mm. Por outro lado, mantendo-se constante o produto da
corrente pelo tempo de exposição e variando a tensão, ocorreu um aumento em
média de 30% da dose para a espessura de 3 mm e 40% para espessura de 10 mm
(Figura 38).
85
180 200 220 240 260 28030
40
50
60
70
80
90
100
CT
DI ar
(m
Gy)
Corrente x tempo (mAs)
100kV e 3mm 100kV e 10mm 120kV e 3mm 120kV e 10mm
Figura 38- Distribuição dos valores de dose em função do produto da corrente pelo
tempo de exposição.
É importante frisar que, neste cenário de mudanças, os valores de CTDIar
foram maiores para cortes de espessuras de 3 mm, como mostrado no gráfico.
Segundo McNitt-Gray (2002), com o aumento da espessura do corte, ocorre
maior energia depositada na região estudada. Esta explicação valida o que foi
encontrado nos dados experimentais para dose em kerma no ar, onde foram
maiores para espessura de 10 mm comparado com e espessura de 3 mm. Por outro
lado, para a grandeza dose absorvida (CTDIar), que é definida como energia
depositada por unidade de massa, ocorre o contrário. Nesta grandeza a energia
depositada é normalizada pela espessura de corte utilizada. Deste modo, as doses
em CTDIar para espessura de 10 mm foram menores, para as mesmas condições,
do que as doses para espessura de corte de 3 mm.
A Tabela 11 mostra os valores do ruído da imagem de acordo com a variação
dos protocolos do exame de crânio na instituição.
86
Tabela 11- Valores de Ruído de acordo com a variação dos protocolos do exame de
crânio na instituição de Ilhéus.
Ten
são
(k
V)
Esp
essu
ra
do
co
rte
(mm
)
Co
rren
te x
te
mp
o
(mA
s)
Ru
ído
(%
)
180 0,536±0,005 195 0,511±0,005 225 0,487±0,009 240 0,464±0,004
3
270 0,429±0,012 180 0,525±0,010 195 0,494±0,030 225 0,458±0,004 240 0,453±0,002
100
10
270 0,432±0,011 180 0,423±0,008 195 0,401±0,001 225 0,368±0,10 240 0,361±0,007
3
270 0,344±0,004 180 0,415±0,010 195 0,400±0,002 225 0,361±0,007 240 0,359±0,008
120
10
270 0,342±0,006
As medidas de ruído apresentaram um aumento gradativo em seus valores
com a diminuição do mAs utilizado.
O produto da corrente pelo tempo de exposição é o parâmetro que mais
influencia no ruído, já que este é inversamente proporcional à raiz quadrada da dose
absorvida, isto é, um aumento na dose, reduz o ruído na imagem (EUROPEAN
COMMISSION, 2000).
A variação crescente do produto da corrente pelo tempo de 180 para 270,
mantendo-se constante a tensão, gerou uma diminuição de ruído em média de 20%
para a espessura de corte de 3 mm e um decréscimo de 18% para a espessura de
10 mm. Por outro lado, mantendo-se constante o mAs e variando o kV, ocorre uma
87
diminuição em média de 22% do ruído para a espessura de 3 mm e 21% para
espessura de 10 mm (Figura 39). Não houve uma variação significativa do ruído com
a mudança da espessura do corte.
160 180 200 220 240 260 2800,30
0,35
0,40
0,45
0,50
0,55
0,60
Ruí
do (
%)
Corrente x tempo (mAs)
100kV e 3mm 100kV e 10mm 120kV e 3mm 120kV e 10mm
Figura 39- Distribuição dos valores de ruído em função do produto da corrente pelo
tempo de exposição na instituição de Ilhéus.
Neste cenário de mudanças, os valores de ruído foram, em média, levemente
maiores para os cortes de espessuras de 3 mm.
A Figura 40 mostra as imagens resultantes da avaliação do ruído para duas
configurações estudadas.
88
Figura 40- Imagens do simulador de ruído: 1- 100 kV, 180 mAs e 3 mm; 2- 120 kV,
270 mAs e 10 mm.
1
2
89
Para analisar como as variações do produto da corrente pelo tempo de
exposição, da tensão e espessura de corte interferem no resultado da dose e do
ruído da imagem, foram traçados os gráficos abaixo para o tomógrafo estudado
(Figura 41 e 42).
30
40
50
60
70
80
90
100
110
100 110 1200,30
0,35
0,40
0,45
0,50
0,55
0,60
CT
DI ar
(m
Gy)
Dose 180mAs 195mAs 225mAs 240mAs 270mAs
Tensão (kV)
Rui
do (
%)
Ruido 180mAs 195mAs 225mAs 240mAs 270mAs
Figura 41- Distribuição dos valores de dose e ruído em função da tensão para várias
faixas de produto da corrente pelo tempo de exposição, em cortes de 3
mm.
30
40
50
60
70
80
90
100
110
100 110 1200,30
0,35
0,40
0,45
0,50
0,55
0,60
CT
DI ar
(m
Gy)
Dose 180mAs 195mAs 225mAs 240mAs 270mAs
Tensão (kV)
Rui
do (
%)
Ruido 180mAs 195mAs 225mAs 240mAs 270mAs
Figura 42- Distribuição dos valores de dose e ruído em função da tensão para várias
faixas do produto da corrente pelo tempo de exposição, em cortes de 10
mm.
90
Como foi visto no capitulo 3.6, o ruído aumenta proporcionalmente ao inverso
da raiz quadrada da dose. Esta relação implica numa dependência pequena a
moderada da dose com o ruído, como visto nas Figuras acima. Qualquer mudança
nos parâmetros de aquisição do exame, como kV, mAs e espessura de corte, altera
o perfil de dose e ruído da imagem. É evidente que o aumento do ruído e diminuição
da dose são os principais resultados da redução do mAs.
Em suma, é muito difícil reduzir dose sem comprometer a qualidade da
imagem, mas o bom senso deve sempre estar presente, pois muitas vezes uma
imagem com ruído aparente não compromete a qualidade do diagnóstico, podendo
ser utilizada (MARCONATO, 2005).
Na Tabela 12 são mostrados outros padrões de avaliação da imagem
tomográfica, RBC e RAC.
Tabela 12- Valores de RAC e RBC de acordo com a variação dos protocolos do
exame de crânio.
Ten
são
(k
V)
Esp
essu
ra
do
co
rte
(mm
)
Co
rren
te x
te
mp
o
(mA
s)
RA
C (
mm
)
RB
C (
mm
)
180 1 3 195 1 3 225 1 3 240 1 2
3
270 1 2 180 1,5 2 195 1,5 2 225 1,5 2 240 1,5 2
100
10
270 1,5 2 180 1 2 195 1 2 225 1 2 240 1 2
3
270 1 2 180 1 2 195 1 2 225 1 2 240 1 2
120
10
270 1 2
91
Com o aumento do mAs e kV, não houve uma redução significativa na
visualização dos orifícios do RBC e RAC. Uma variação substancial nas
configurações de aquisição do exame não determinou uma perda da resolução.
Pôde-se visualizar no módulo de baixo contraste orifícios de 3 e 2 mm em
cortes de 3mm de espessura e orifícios de 2 mm para espessura de 10 mm. As
imagens do simulador de alto contraste permitiram visualizar orifícios de 1 mm em
cortes de 3 mm de espessura e orifícios de 1,5 e 1 mm para espessura de 10 mm.
A Figura 43 mostra as imagens resultantes da avaliação do RBC para duas
configurações estudadas.
92
Figura 43- Imagens do simulador de RBC: 1- 100 kV, 180 mAs e 3mm e 2- 120 kV,
270 mAs e 10mm.
1
2
93
É possível notar que com o aumento do mAs ocorre uma diminuição
progressiva da granulação da imagem e um aumento da visibilidade dos orifícios de
baixo contraste. Deste modo, esta resolução pode ser melhorada com aumento na
dose absorvida e conseqüente redução no ruído da imagem (EUROPEAN
COMMISSION, 2000).
A Figura 44 mostra as imagens resultantes da avaliação do RAC para duas
configurações estudadas.
94
Figura 44- Imagens do simulador de RAC: 1- 100 kV, 180 mAs e 3 mm; 2- 120 kV,
270 mAs e 10 mm.
1
2
95
Fica evidente que com o aumento do mAs não ocorre uma modificação da
visibilidade dos orifícios de alto contraste. Ressalta-se que, de acordo com Scheck
et al. (1998), a resolução espacial é dependente da energia do feixe de raios-X, ou
seja, do valor selecionado de tensão do tubo. Por isso que ocorre uma diferença no
padrão de RAC nas tensões de 100 e 120 kV, especialmente para espessura de
corte de 10 mm.
A Figura 45 mostra as imagens resultantes da avaliação do Alinhamento de
RAC para duas configurações estudadas.
96
Figura 45- Imagens do simulador de Alinhamento de RAC: 1- 100 kV, 180 mAs e 3
mm; 2- 120 kV, 270 mAs e 10 mm.
1
2
97
Analisando as imagens, não há uma diferença do padrão de reconstrução dos
cortes tomográficos para protocolos de aquisição do exame diferenciados.
6.3.4 A nova metodologia
Depois de entender como se comportam as variações dos parâmetros
responsáveis pela oscilação da dose e qualidade da imagem, foi necessário realizar
uma comparação entre os parâmetros para encontrar a melhor configuração de
protocolo do exame de crânio para Ilhéus. Essa comparação foi realizada através da
aplicação da metodologia “Redução à Melhor Condição”. Na melhor configuração
devem existir parâmetros que permitam realizar o exame com baixa dose e uma
imagem adequada para o diagnóstico.
A relação dos valores de CTDIar, Ruído, RBC e RAC para cada espessura de
corte do exame de crânio encontram-se nas Figuras 46 e 47.
98
A B C
D EF G H I J
30 40 50 60 70 80 90 100 110 1200
1
2
3
4
5
Nível máximo aceitável(IMPACT, 2006)
Nível máximo aceitável(SCHECK et al, 1998)
RB
C (
mm
)
CTDIar (mGy)
A B C D EF G H I J
30 40 50 60 70 80 90 100 110 1200
1
2
3
Nível máximo aceitável(IMPACT, 2006)
Nível máximo aceitável(SCHECK et al, 1998)
RA
C (
mm
)
CTDIar (mGy)
30 40 50 60 70 80 90 100 1100,30
0,35
0,40
0,45
0,50
0,55
0,60
A
B
C
D
EF
G
H IJ
Nível máximo aceitável(IMPACT, 2006)
Nível máximo aceitável(Sociedade Española de Radiologia, 2002)
Ruí
do (
%)
CTDIar
(mGy)
A 100kV e 180mAsB 100kV e 195mAsC 100kV e 225mAsD 100kV e 240mAs E 100kV e 270mAsF 120kV e 180mAsG 120kV e 195mAsH 120kV e 225mAsI 120kV e 240mAsJ 120kV e 270mAs
Figura 46- Distribuição dos valores de ruído, RBC e RAC em função do CTDIar, para
varredura da Fossa Posterior (3 mm): linha tracejada para escolha das
configurações que atendem as normatizações de cada teste e linha
contínua para delimitação das configurações que atendem as
normatizações do conjunto dos três testes.
99
A B CD EF G H I J
30 40 50 60 70 80 90 100 1100
1
2
3
4
5
Nível máximo aceitável(IMPACT, 2006)
Nível máximo aceitável(SCHECK et al, 1998)
RB
C (
mm
)
CTDIar (mGy)
A B CD E
F G H I J
30 40 50 60 70 80 90 100 1100
1
2
3
Nível máximo aceitável(IMPACT, 2006)
Nível máximo aceitável(SCHECK et al, 1998)
RA
C (
mm
)
CTDIar (mGy)
30 35 40 45 50 55 60 65 70 75 80 85 90 95 1000,30
0,35
0,40
0,45
0,50
0,55
A
B
C D
E
FG
H I
J
A 100kV e 180mAsB 100kV e 195mAsC 100kV e 225mAsD 100kV e 240mAs E 100kV e 270mAsF 120kV e 180mAsG 120kV e 195mAsH 120kV e 225mAsI 120kV e 240mAsJ 120kV e 270mAs
Nível máximo aceitável(IMPACT, 2006)
Nível máximo aceitável(Sociedade Española de Radiologia, 2002)
Ruí
do (
%)
CTDIar (mGy)
Figura 47- Distribuição dos valores de ruído, RBC e RAC em função do CTDIar, para
varredura da Supratentorial (10 mm): linha tracejada para escolha das
configurações que atendem as normatizações de cada teste e linha
contínua para delimitação das configurações que atendem as
normatizações do conjunto dos três testes.
Constata-se que, para a espessura de 3 mm, os parâmetros que possibilitam
uma dose e ruído menores são os pontos C, D, E, F e G. O parâmetro C é
responsável por ter um nível de ruído maior e o menor nível de dose em relação aos
pontos escolhidos. Os pontos A e B foram descartados, pois estão acima do nível
aceitável de granulação da imagem. Os pontos H, I e J geram um nível de dose de
radiação acima dos níveis permissíveis.
100
Analisando mais o fator qualidade de imagem, através dos testes de RBC e
RBA, percebe-se que todas as configurações de espessura de corte de 3 mm estão
dentro do nível permissível.
No caso dos cortes que utilizam uma espessura 10 mm, as configurações C,
D, F e G são responsáveis por uma dose razoável e um nível de ruído aceitável. O
ponto A foi descartado, pois estava acima do limite máximo de ruído de imagem,
apesar de ter o menor nível de dose de radiação dos protocolos.
Observando-se os dados dos testes de RBC para espessura de corte de 10
mm, é possível inferir que todos os parâmetros estão dentro da normalidade. Já para
o teste de RAC, os pontos A, B, C, D e E estão no limite permissível para tal teste
(SCHECK et al, 1998).
Neste contexto foi sugerido, à rotina da TC em Ilhéus, os protocolos C, D, E, F
e G para varredura da Fossa Posterior (3 mm) do exame de crânio e as
configurações F e G para a varredura da Supratentorial (10 mm). Foram às
configurações que atenderam a todos os níveis permissíveis de cada teste realizado.
Comparando-se as configurações C com as outras sugeridas para espessura
de 3 mm de corte, para a configuração D ocorre um aumento de cerca do 7% na
dose e uma diminuição de 6% no ruído. Em relação a configuração E ocorre um
aumento de 20% na dose e uma diminuição de ao redor do 12% no ruído da
imagem. Para a configuração F ocorre um aumento de 3% na dose e uma
diminuição de 14% no ruído. Já na configuração G ocorre um aumento de 12% na
dose e uma diminuição de 18% no ruído.
Comparando-se a configuração F com a G, para espessura de corte de 10
mm, ocorre um aumento de quase o 9% na dose e uma diminuição de ao redor de
5% no ruído.
Limitando-se às informações, a Tabela 13 mostra os protocolos escolhidos na
rotina de trabalho em Ilhéus.
101
Tabela 13– Comparação e redução percentual na dose para exames de crânio na
instituição de Ilhéus.
Região Anatômica do exame
mAs utilizado antes do estudo
kV utilizado antes do estudo
CTDIar (mGy)
antes do estudo
mAs utilizado depois
do estudo
kV utilizado depois
do estudo
CTDIar (mGy)
depois do estudo
Redução média da
dose
Fossa posterior
Supratentorial
240
255
120
120
82,1±2,87
71,7±2,51
195
180
120
120
66,1±2,31
57,7±2,00
19%
20%
Foi conseguida, com essa metodologia, uma redução total de 19% da dose de
radiação advinda da realização do exame tomográfico de crânio. Essa redução não
implicou numa redução substancial da qualidade de imagem, sendo provado pelos
testes realizados e pela escolha do melhor protocolo pelos radiologistas do setor.
Assim, torna-se imprescindível a avaliação detalhada da possibilidade de
redução da técnica utilizada.
Através das medidas realizadas concluiu-se que os exames de rotina podem
ser realizados com valores abaixo dos apresentados. Com isso, protege-se o
paciente dos efeitos nocivos da radiação, preservando a acurácia diagnóstica.
A real importância deste tipo de estudo está na conscientização dos
profissionais envolvidos na realização dos exames de TC quanto à utilização
adequada da tecnologia dos equipamentos, que foram desenvolvidos e aprimorados
ao longo dos anos com o objetivo de beneficiar os pacientes que realmente
necessitam de um diagnóstico de qualidade e com riscos mínimos à saúde
(MARCONATO, 2005).
São muitos os trabalhos publicados sobre redução de dose no paciente em
exames de tomografia computadorizada, entretanto, não podemos falar o mesmo
sobre a caracterização dos raios-X como um poluente ambiental.
Com esta pesquisa conseguiu-se diminuir drasticamente o nível do poluente
no ambiente.
102
7 CONCLUSÕES
Neste trabalho foi avaliada a poluição ambiental gerada pela radiação
ionizante artificial proveniente dos exames tomográficos de crânio numa instituição
de Ilhéus.
Para a avaliação do nível de poluente em exames tomográficos de crânio, foi
realizado o levantamento radiométrico e o levantamento de dose absorvida. O
resultado do levantamento radiométrico no ambiente tomográfico da instituição foi
satisfatório. Foi possível observar que os resultados obtidos de dose externa, se
encontraram abaixo do nível de restrição de dose estabelecido pela Portaria 453,
posição do operador e do público, mesmo para parâmetros máximos de aquisição
do exame de crânio. A dose, em CTDIar, proveniente da varredura da Fossa
Posterior, seguindo as configurações do protocolo utilizado pela instituição antes da
otimização, estava acima dos níveis permissíveis pelos órgãos regulamentadores.
Desta forma os pacientes submetidos a este exame estavam recebendo uma dose
desnecessária, estando propensos a um aumento da probabilidade de ocorrência de
efeitos biológicos.
Neste trabalho também foi desenvolvida uma metodologia: “Redução a
melhor condição”, para indicar novos parâmetros para a realização dos exames
visando uma minimização das doses mantendo a qualidade das imagens. Para este
trabalho foi construído um phantom de baixo custo que se mostrou satisfatório para
os estudos de ruído, RBC e RAC. Para realizar a otimização do protocolo foram
utilizadas diferentes configurações de parâmetros de aquisição das imagens, e foi
observado que o produto da corrente pelo tempo de exposição é o parâmetro que
mais influenciou no ruído (qualidade da imagem), assim como que um aumento na
dose reduziu o ruído na imagem. Utilizando a metodologia foi encontrada uma nova
configuração que conseguiu uma redução total de 19% da dose de radiação advinda
da realização do exame tomográfico de crânio. Essa redução não implicou numa
redução substancial da qualidade de imagem, sendo provado pelos testes realizados
e pela escolha do melhor protocolo pelos radiologistas do setor. Desta forma
103
podemos concluir que os exames de rotina podem ser realizados com valores
abaixo dos praticados, minimizando os possíveis efeitos nocivos da radiação.
104
REFERÊNCIAS
AGÊNCIA NACIONAL DE VIGILÂNCIA SANITÁRIA – ANVISA. Guia de
Procedimentos para Segurança e Qualidade de Imagem em
Radiodiagnóstico Médico. Resolução 64 de 04 de abril de 2003.
ANDRADE, M. E. A. Avaliação da Qualidade de Imagem e do Índice
Volumétrico de Kerma no Ar em Tomografia Computadorizada (Cvol) em
Recife. 2008. 132p. Dissertação (Mestrado em Tecnologias Energéticas e
Nucleares) – Universidade Federal de Pernambuco. Recife, 2008.
ARLEO, S. T. R. de A. Gestão nos Serviços de Saúde em Radiodiagnóstico e
o Impactos na Comunidade Hospitalar. Dissertação de Mestrado. Ilhéus, 2004.
BABBEL R, HARNSBERGER HR, NELSON B, SOLKENS J, HUNT S.
Optimization of techniques in screening CT of the sinuses. AJNR
1991;12:849-54.
BASTOS, A. DE L. Dose e Risco de Radiação em Estudo Tomográfico
Computadorizado do Tórax com Tecnologia de Quaro Cortes. 2006. 89p.
Dissertação (Mestrado em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e
Materiais) – Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear. Belo Horizonte,
2008.
BECK, U. et al. Modernização Reflexiva: política, tradição e estética na
ordem social moderna; tradução de Magda Lopes. Editora Unesp, São Paulo,
1997.
BONGARTZ, G., et al. European Guidelines for Multislice Computed
Tomography. European Commission, 2004. Disponível em:
<http://www.msct.eu/CT_Quality_Criteria.htm/>. Acesso em: 15 set. 2008.
105
BRAGA, B., et al. Introdução a Engenharia Ambiental. São Paulo: Prentice
Hall, 2002.
BRASIL. Ministério da Saúde. Agência Nacional de Vigilância Sanitária. Portaria
nº 453 de 01 de junho de 1998, publicada no Diário Oficial de União nº 103, de 2
de Junho de 1998.
BRASIL. Ministério da Saúde. Agência Nacional de Vigilância Sanitária.
Radiodiagnóstico Médico: Desempenho de Equipamentos e Segurança.
Brasília: Ministério da Saúde, 2005.
BRASIL. Ministério da Saúde. DATASUS. Cadernos de Informação de Saúde.
Brasília: Ministério da Saúde e IBGE, 2006.
BRILHANTE, Ogenis. M. Gestão e Avaliação de Risco em Saúde Ambiental.
Rio de Janeiro: Fiocruz. 1999.
BROOKS RA, DICHIRO G. Statistical limitations in X-ray reconstructive
tomography. Med. Phys. 1976; 3: 237 – 240.
CACAK, R. Quality Control for CT Scanners. In: SEERAN, Euclid. Computed
Tomography. Philadelphia: W.B. Saunders Company, 1994.
CALZADO, A.; RODRÍGUEZ, R.; MUÑOZ, A. Quality criteria implementation
for brain and lumbar spine CT examinations. British Journal of Radiology,
2000; 73: 384-395.
CARLOS, M. T. Tomografia computadorizada: formação da imagem e
radioproteção. Rio de Janeiro: IRD, 2002. 25p.
CNEN (comissão Nacional de Energia Nuclear). Resolução número 12 de 19 de
julho de 1998.
COHNEN, M.; POLL, L. W.; PUETTMAN, C.; EWEN, K.; SALEH, A.; MÖDDER,
106
U. Effective doses in standard protocols for multi-slice CT scanning.
European Radiology, 2003; 13: 1148-1153.
DAMASCENO, V. E. S. Análise do risco e da poluição ambiental em serviços
de mamografia. Dissertação (Mestrado em Desenvolvimento Regional e Meio
Ambiente) Universidade Estadual de Santa Cruz. Ilhéus, 2006.
DAROS, K. A. C. Estudo de Protocolo Otimizado para Exames de
Tomografia Computadorizada de Crânio. Universidade Estadual de São Paulo
- UNIFESP. São Paulo, 2002.
DAVID, D. E. H. Protocolo para Controle de Qualidade de Imagens de
Tomografia Computadorizada. Curitiba: CEFET-PR, 1997. Dissertação
(Mestrado em Engenharia Elétrica e Informática Industrial) - Centro Federal de
Educação Tecnológica do Paraná, 1997.
DOYON, et al. Tomografia Computadorizada. 2. ed. Atual. Rio de Janeiro:
Medsi Editora, 2004. 392 p.
EUROPEAN COMMISSION. EUR 16262EN. European Guidelines on quality
criteria for computed tomography. Luxembourg, 2000 (EUR 16262 EN).
Disponível em:
<http://www.tue.nl/old/sbd/Documenten/Leergang/European%20Guidelines%20Q
uality%20Criteria%20Computed%20Tomography%20Eur%2016252.pdf> Acesso
em: 08 abr. 2008.
EUROPEAN COMMISSION. EUR 16262EN. European guidelines on quality
criteria for diagnostic radiographic images .Luxembourg, 1996. (Report
,16260).
EUROPEAN COORDINATION COMMITTEE OF THE RADIOLOGICAL AND
ELECTROMEDICAL INDUSTRIES. Radiation Exposure in Computed
Tomography. Segunda edição. Frankfurt: COCIR, 2000.
107
GELEIJNS J, VAN UNNIK, JG, ZOETELIEF J, ZWEERS D, BROERSE JJ.
Comparison of two Methods for Assessing Patient Dose from Computed
Tomography. Brit. J. Radiol.; 1994; 67:360-5.
GOSCH D, KLOEPPEL R, LIEBERENZ S, SCHULZ HG. Radiation exposure in
computed tomography. Radiation Protection Dosimetry 1998; 80: 167 – 169.
GRAY-McNITT M. F. Physics Tutorial for residents: topics in CT, radiation
dose in CT. RadioGraphics, 2002; 22: 1541-1553.
HERNANDO, I. Controle de Calidad en Tomografía Computarizada. Curso
sobre Control de Calidad en Tomografía Computarizada. V Regional Congresso
n Radiation Protection and Safety (Regional IRPA Congress). Recife, 2001.
HOLLINS, M. Medical Phisics. University of Bath-Science, 1999.
INTERNATIONAL ATOMIC ENERGY AGENCY. International basic safety
standardsfor protection against ionizing radiation and for the safety of
radiations sources.Vienna: IAEA, 1996. ( Safety Series ,115 ).
ICRP - International Commission On Radiological Protection. Protection of the
Patient in Diagnostic Radiology. ICRP Publication 34. Annals of the ICRP 9,
1982.
ICRP - International Commission On Radiological Protection.
Recommendations of the International Commission on Radiological
Protection. ICRP Publication 60, 1990. Annals of the ICRP 21, 1991.
ICRP - International Commission On Radiological Protection. Radiological
Protection and Safety in Medicine. ICRP Publication 73. Annals of the ICRP 26,
1996.
ICRP - International Commission On Radiological Protection. Committee 2. Basis
for Dosimetric Quantities Used in Radiological Protection. Draft for
108
Discussion. ICRU, 2005.
ImPACT. CT Patient Dosimetry Calculator. Version 0.99x. ImPACT Scan, 2006.
Disponível em: <http://www.impactscan.org/ctdosimetry.htm>. Acesso em: 27 fev.
2008.
INTERNATION COMMISSION ON RADIATION UNITS & MEASUREMENT.
ICRU 60 Report 60 Bethesda, MD, Phantoms and computational models in
therapy, diagnosis and protection ICRU 48, 1992.
INTERNATIONAL ELECTROTECHNICAL COMMISSION: Evaluation and
routine testing in medical imaging departments. IEC 61223-2-6. Geneva,
1994.
LISBOA, E. A. Desenvolvimento e Aplicação de um Novo Sistema de
Indicadores de Qualidade em Radiodiagnóstico Médico. 2007. 161p.
Dissertação (Mestrado em Desenvolvimento Regional e Meio Ambiente) –
Universidade Estadual de Santa Cruz. Ilhéus, 2007.
MARCONATO, J. A., et al. Redução de Dose e Aumento na Vida Útil do Tubo
de Raios X em Tomografia Computadorizada. Faculdade de Física da
Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul (PUCRS), 2005.
MARCONI, Marina de A. e LAKATOS, Eva M. Técnicas de Pesquisa, 5ed., São
Paulo, Atlas. 2002.
METTLER JR, F.A., WIEST, P. W., LOCKEN, J. A., KELSEY, C. A..: Ct
scanning: patterns afuse and dose. J. Radiol. Prot., 2000; 20: 353-359.
MORA F.R. Resultados obtenidos em La ejecucíon de controles de calidad
em tomografia computadorizada. Niveles de dosis para examenes de
craneo. In: II Congresso Latinoamericano de Ingeniería Biomédica; 2001 Mayo
23-25; La Habana (Cuba). La Habana: Sociedad Cubana de Bioingeniería
109
[Internet]; 2001. [acessado em 2009 Fev 6] 950-7132-57-5 (c), artículo 00296.
Disponível em: http://www.hab2001.sld.cu/arrepdf/00296.pdf
NAGEL H. D. Radiation Exposure in Computed Tomography – 4th revised and
updated edition CTB publications, Hamburg DDS 2002.
NÓBREGA, Almir; DAROS, Kellen. Manual de Tomografia Computadorizada. 1
ed. São Paulo, Atheneu. 2004.
OPAS/OMS (Organização Panamericana de Saúde/ Organização Mundial de
Saúde). Garantia da qualidade em radiodiagnóstico. México: Oficina Sanitária
Panamericana, 1984. 68p.
PISANO, E. D. et al. Factors Affecting Increasing Radiation Dose: An
Analysis of Food and Drug Administration Anual Surveys. Academic
Radiology, 2004; 11 (5): 536-43.
Programa eFilm Workstation. Disponível em: [http://www.efilm.ca/]. Acessado em janeiro de 2009.
PUTMAN, C. E.; RAVIN, C. E. Textbook of Diagnostic Imaging. Vol.1, 2nd ed.
Philadelphia: W. B. Saunders Co., 1994, 1023 p.
RAVENEL JG, SCALZETTI EM, HUDA W, GARRISI W. Radiation exposure
and image quality in chest CT examinations. AJR 2001;177:279-84.
ROMANS, L. E.; TOMLINSON, J. A. Introduction to Computed Tomography.
Baltimore: Williams & Wilkins, 1995.
SCHECK, R. J., et al. Radiation dose and image quality in spiral computed
tomography: multicentre evaluation at six institutions. The British Journal of
Radiology, 1998; 847: 734-44.
SEERAM, E. Computed Tomography: Physical Principles. Clinical Applications & Quality Control. W.B. Saunders Company, 2a ed. Canadá. 2001.
110
SEIFERT H, HAGEN TH, BARTYLLA K, BLAB G, PIEPGRAS U. Patient Doses
from Standard and spiral of the Head Using a Fast Twin-beam System. Brit.
J. Radiol.; 1997; 70: 1139-45.
SHOPE, T. B.; GAGNE, R. M.; JOHNSON, G. C. A method for describing the
doses delivered by transmission x-ray computed tomography. Medical
Physics, 1981; 8 (4): 488-95.
SHRIMPTON, P. C, EDYVEAN, S.:Ct scanner dosimetry. BJR, 1998; 71:1-3.
SMITH, A. N.; SHAH, G. A. A survey of routine head CT protocols in
Australia. The British Journal of Radiology, 1997; 70: 372-74.
SOCIEDADE ESPAÑOLA DE RADIOLOGIA. Protocolo Español de Control de
Calidad em Radiodiagnóstico: Revisión 1 (Aspectos técnicos). Madrid:
Edicomplet, 2002, 164 p. Disponível em:
<www.sefm.es/docs/documentos/documentocompleto.pdf>. Acesso em: 27
outubro 2008.
TABACNIKS, M. H. Conceitos Básicos da Teoria de Erros. Instituto de Física
da Universidade de São Paulo. São Paulo, 2003.
TORUNSKY, M. R., et al. Implantação de Programa de Controle de Qualidade
em Tomografia Computadorizada. UNIFRA, 2005.
TSAPAKI, V.; KOTTOU, S.; PAPADIMITRIOU, D. Application of European
Commission reference dose levels in CT examinations in Crete, Greece. The
British Journal of Radiology, 2001; 74 (885): 836-40.
UNSCEAR. Sources and effects of ionizing radiation. Volume 1: Sources.
United Nations Scientific Committee on the Effects of Atomic Radiation
(UNSCEAR 2000 – Report to the General Assembly). Disponível em:
<http://www.unscear.org/unscear/en/publications/ /2000_1.html>. Acesso em: 13
111
set. 2008.
WEBBON, P. M. Radiation Protection. In: Manual of Small Animal Diagnostic
Imaging. Segunda edição. Editora R. Lee. British Small Animal Association.
London, 1995.
YANO, Ricardo et al.; Estudo Comparativo das Doses Efetivas em Exames de
Tomografia Computadorizada de Cabeça e Abdome. USP; 2002.
YEOMAN LJ, HOWARTH L, BRITTEN A. COTTERILL A, ADAM EJ. Gantry
Angulation in Brain CT: Dosage Implications, Effecton Posterior Fossa
Artifacts, and Current International Practice. Radiology; 1992;184:113-6.
112
APÊNDICE A- Levantamento radiométrico da instituição
• Valores para calcular a dose externa
Po
siçã
o
Co
nd
.
Co
rren
te
(mA
)
Do
se
(mS
v.m
in/m
A)
*Fat
or
de
ocu
paç
ão (
T)
Car
ga
de
trab
alh
o
máx
ima
sem
anal
(W
)
Do
se e
xter
na
(m
Sv/
sem
ana)
Acomp. 1 2 3
160 150 170
0,000589±0,000021 0,001400±0,000049 0,002246±0,000079
1 1 1
2,568±0,090 6,508±0,228 9,213±0,322
Operador 1 2 3
160 150 170
0,0000078±0,0000003 0,0000078±0,0000003 0,0000090±0,0000003
1 1 1
0,034±0,001 0,036±0,001 0,037±0,001
Público 1 2 3
160 150 170
0,0000062±0,0000002 0,0000078±0,0000003 0,0000116±0,0000004
0,25 0,25 0,25
11620
0,0068±0,0002 0,0091±0,0003 0,0119±0,0004
* Segundo a Portaria 453 (1998).
• Cálculo da carga de trabalho máxima semanal (W)
• Dados:
No de pacientes
por semana
Exames mais
realizados na
semana
Corrente por
exame (mA)
Tempo de
duração dos
exames (s)
Média da corrente
por paciente
(mA/pac.)
Média do tempo por paciente (s/pac.)
Média da carga de trabalho
por paciente
(mA.min/pac)
Média da carga de trabalho
por semana (mA.min/sem)
Coluna cervical
170 35
Coluna lombar
170 35
Crânio 160 20
Abdômen 170 43
125
Tórax 160 35
166 33,6 92,96 11620
113
APÊNDICE B- Determinação dos indicadores de dose e qualidade da imagem
• Valores de dose em kerma no ar medidos
T
ensã
o
(kV
)
Esp
essu
ra
do
co
rte
(mm
)
Co
rren
te x
te
mp
o
(mA
s)
Med
ida
1 (m
Gy)
Med
ida
2 (m
Gy)
Med
ida
3 (m
Gy)
Méd
ia d
a d
ose
em
k
erm
a n
o
ar
(mG
y)
180 1,401 1,405 1,409 1,405±0,049 195 1,557 1,560 1,553 1,557±0,054 225 1,769 1,772 1,770 1,770±0,062 240 1,890 1,889 1,892 1,890±0,066
3
270 2,124 2,130 2,126 2,127±0,074 180 4,100 4,104 4,103 4,102±0,144 195 4,472 4,466 4,473 4,470±0,156 225 5,180 5,181 5,180 5,180±0,181 240 5,390 5,390 5,391 5,390±0,189
100
10
270 6,140 6,140 6,141 6,140±0,215 180 1,843 1,845 1,846 1,845±0,065 195 1,981 1,989 1,980 1,983±0,069 225 2,307 2,301 2,312 2,307±0,081 240 2,460 2,468 2,462 2,463±0,086
3
270 2,762 2,769 2,775 2,769±0,097 180 5,712 5,709 5,710 5,710±0,200 195 6,249 6,251 6,25 6,250±0,219 225 7,171 7,170 7,169 7,170±0,251 240 7,648 7,652 7,650 7,650±0,268
120
10
270 8,637 8,640 8,643 8,640±0,302
114
• Valores de Ruído medidos
Ten
são
(k
V)
Esp
essu
ra
do
co
rte
(mm
)
Co
rren
te x
te
mp
o
(mA
s)
Ru
ído
(1
2h)
Ru
ído
(3
h)
Ru
ído
(6
h)
Ru
ído
(9
h)
Méd
ia d
o
Ru
ído
(%
)
180 0,547 0,525 0,53 0,54 0,536±0,005 195 0,51 0,523 0,51 0,5 0,511±0,005 225 0,51 0,483 0,49 0,464 0,487±0,009 240 0,47 0,451 0,463 0,47 0,464±0,004
3
270 0,464 0,417 0,41 0,425 0,429±0,012 180 0,548 0,52 0,53 0,501 0,525±0,010 195 0,506 0,549 0,51 0,409 0,494±0,030 225 0,47 0,451 0,454 0,456 0,458±0,004 240 0,451 0,459 0,45 0,45 0,453±0,002
100
10
270 0,464 0,417 0,421 0,425 0,432±0,011 180 0,431 0,409 0,44 0,41 0,423±0,008 195 0,398 0,402 0,4 0,405 0,401±0,001 225 0,376 0,363 0,39 0,344 0,368±0,10 240 0,37 0,366 0,369 0,34 0,361±0,007
3
270 0,356 0,336 0,34 0,345 0,344±0,004 180 0,431 0,409 0,432 0,389 0,415±0,010 195 0,398 0,397 0,399 0,405 0,400±0,002 225 0,376 0,363 0,36 0,344 0,361±0,007 240 0,378 0,366 0,35 0,34 0,359±0,008
120
10
270 0,356 0,336 0,33 0,345 0,342±0,006
115
• Valores de dose em kerma no ar, CTDIar, Ruído, Resolução de Alto Contraste
(RAC) e Resolução de Baixo Contraste (RBC)
T
ensã
o
(kV
)
Esp
essu
ra
do
co
rte
(mm
)
Co
rren
te x
te
mp
o
(mA
s)
Méd
ia e
m
Ker
ma
no
ar
(m
Gy)
CT
DI a
r (m
Gy)
Ru
ído
(%
)
RA
C (
mm
)
RB
C (
mm
)
180 1,405±0,049 46,83±1,64 0,536±0,005 1 3 195 1,557±0,054 51,89±1,82 0,511±0,005 1 3 225 1,770±0,062 59,01±2,07 0,487±0,009 1 3 240 1,890±0,066 63,01±2,21 0,464±0,004 1 2
3
270 2,127±0,074 70,89±2,48 0,429±0,012 1 2 180 4,102±0,144 41,02±1,44 0,525±0,010 1,5 2 195 4,470±0,156 44,70±1,56 0,494±0,030 1,5 2 225 5,180±0,181 51,80±1,81 0,458±0,004 1,5 2 240 5,390±0,189 53,90±1,89 0,453±0,002 1,5 2
100
10
270 6,140±0,215 61,40±2,15 0,432±0,011 1,5 2 180 1,845±0,065 61,49±2,15 0,423±0,008 1 2 195 1,983±0,069 66,11±2,31 0,401±0,001 1 2 225 2,307±0,081 76,89±2,69 0,368±0,10 1 2 240 2,463±0,086 82,11±2,87 0,361±0,007 1 2
3
270 2,769±0,097 92,29±3,23 0,344±0,004 1 2 180 5,710±0,200 57,10±2,00 0,415±0,010 1 2 195 6,250±0,219 62,50±2,19 0,400±0,002 1 2 225 7,170±0,251 71,70±2,51 0,361±0,007 1 2 240 7,650±0,268 76,50±2,68 0,359±0,008 1 2
120
10
270 8,640±0,302 86,40±3,02 0,342±0,006 1 2
116
APÊNDICE C- Determinação do limite máximo aceitável para o CTDIar
• Características do CTDI para o tomógrafo da Toshiba em medidas no ar
(CTDIar) e no phantom de dosimetria (CTDIw), retiradas da tabela ImPACT
(2006)
CTDI (crânio, mGy/100mAs) Scanner Grupo do
scanner
kVp
CTDIar Centro Periferia CTDIw
Toshiba Xpress GX
(posterior 98), Asteion
TO.g 120 19,8 13,0 13,7 13,5
• Cálculo do fator de conversão de medidas no ar para medidas no phantom
• Cálculo do limite máximo aceitável para o CTDIar (
Onde:
é o limite máximo aceitável para o CTDIw, que é de 50 mGy (Portaria 453,
1998).