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

14

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

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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).

117

APÊNDICE D- Imagens do protocolo do exame de crânio escolhido na pesquisa

Fossa Posterior (3mm)

Supratentorial (10 mm)