ANÁLISE DE PARÂMETROS E CONTROLE DA ...LISE DE PARÂMETROS E CONTROLE DA QUALIDADE DE SISTEMAS DE...

ANÁLISE DE PARÂMETROS E CONTROLE DA QUALIDADE DE SISTEMAS DE RADIOLOGIA COMPUTADORIZADA PARA MAMOGRAFIA

Frederico Ladeia Alvarenga

Dissertação apresentada ao Curso de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais, como requisito parcial à obtenção do Grau de Mestre.

2008

Comissão Nacional de Energia Nuclear CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR

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

ANÁLISE DE PARÂMETROS E CONTROLE DA QUALIDADE DE SISTEMAS DE RADIOLOGIA COMPUTADORIZADA PARA

MAMOGRAFIA.


Dissertação apresentada ao Curso de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia

das Radiações, Minerais e Materiais, como requisito parcial à obtenção do

Grau de Mestre

Área de concentração: Ciências e Tecnologia das Radiações.

Orientador: Dra. Maria do Socorro Nogueira

Belo Horizonte 2008

IV

DEDICO

Dedico este trabalho a meus pais, irmãos

V

AGRADECIMENTOS

A minha família pelo meu crescimento, formação e suporte. Por me incentivarem a encarar os desafios e por vibrarem sempre com cada passo. A minha namorada Laura pelo apoio, ajuda, sugestões e compreensão. A prof. Dra. Maria do Socorro, pela orientação técnica cientifica e pelo constante incentivo, paciência e amizade. Ao prof. Teógenes Augusto da Silva por difundir o conhecimento, pelo apoio e metodologia de trabalho. Ao prof. Dr. João Emílio pela colaboração. Aos companheiros de laboratório, Carlos Manoel pela agilidade de atender bem (o importante é o recheio), Peterson (sempre pronto para ajudar), Priscila (parceira e advogada, sempre defendendo), ao Marcelino (sempre disposto a realizar testes), Bitar, Flavinho, Paulo Márcio, Elton Gomes, Elton Guedes, Racheal e Adriana (novatas). A divisão de Segurança Nuclear e Radiológica, principalmente José Augusto (companheiro de um café) e Beth. Aos membros da biblioteca do CDTN, Nívea, Leníra, Virgínia e Romário (organizador do futebol). Aos colegas e a cada amigo especial da turma de mestrados. Aos membros da banca examinadora, Dra. Maria da Penha e Dr. Luiz Faria por terem aceitado o convite de participação. Aos membros da secretaria da pos graduação do CDTN, principalmente Roseli. A equipe do reator: Fausto, Paulo, Luiz, Amir, Rocha, Maria Ângela(s). Aos funcionários do RH, Machado e Marilene. Aos professores da pós-graduação CDTN, especialmente Suely, Adelina e Rubens. Aos colegas do CDTN, que sempre me deram atenção e estiveram com as mentes abertas para a instrução e transferência do saber. A Tem Soluções & Tecnologia e Ailton Dutra. Ao meu primo Dr. Farley por tornar as coisas possíveis. A todos que de alguma forma ou de outra me ajudaram na finalização deste trabalho. Ao CDTN/CNEN pelo fornecimento de meios para a pesquisa e busca de conhecimentos

VI

“Não são os mais fortes da espécie que sobrevivem, tampouco os mais inteligentes, mas aqueles que são mais flexíveis às mudanças”.

Charles Darwin

VII

ANÁLISE DE PARÂMETROS E CONTROLE DA QUALIDADE DE SISTEMAS DE RADIOLOGIA COMPUTADORIZADA PARA MAMOGRAFIA


RESUMO

O desenvolvimento e a consolidação de novas tecnologias na radiologia vêm se constituindo

em uma estratégia permanente das empresas, uma vez que resulta em ganhos de

produtividade, qualidade dos produtos e serviços, redução de custos, conscientização

ambiental, eliminação de desperdícios, melhoria em atendimento e diagnósticos para os

pacientes.

O programa de controle da qualidade em mamografia é um instrumento para o gerenciamento

da qualidade dos serviços que são oferecidos à população. A radiografia computadorizada

(CR) em mamografia surge como uma importante ferramenta nas ações sistematizadas de

controle do câncer de mama, na detecção precoce através de programas de rastreamento de

segmentos populacionais, com exames periódicos. Para que se tenham mamografias de

qualidade ótima na detecção do câncer de mama é necessário seguir critérios de qualidade da

imagem e desempenho dos equipamentos.

Os sistemas de radiografia computadorizada (CR) constituem um método eficiente e

econômico de captura e conversão de radiografia em formato digital. Desde que as soluções

digitais em mamografia vêm sendo utilizadas comercialmente, mostrou-se evidente que os

sistemas de avaliação dos métodos analógicos não são apropriados para as tecnologias

digitais.

Por se tratar de um sistema novo no processo de aquisição de imagens médicas, ainda não se

tem um método definido de avaliação estabelecido pelos órgãos reguladores nacionais.

Os ensaios foram realizados no Laboratório de Calibração e Dosimetria do Centro de

Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear onde foi possível avaliar a cadeia da formação da

imagem e parâmetros de qualidade da imagem como: contraste, resolução espacial, ruído,

densidade ótica, razão sinal ruído, razão sinal contraste, distorção, artefatos e processamento.

Esses parâmetros influenciam na capacidade de interpretação e visualização da imagem

VIII

radiográfica, sendo estes determinantes para a tomada de decisão do diagnostico final.

O propósito deste trabalho é o de analise de parâmetros e controle da qualidade de sistemas de

radiologia computadorizada para mamografia a fim de apresentar indicadores que refletem a

exposição à radiação em um detetor de imagem. O resultado final dos testes de caracterização

do sistema digital avaliado foi satisfatório em todos os aspectos relativos à metodologia

aplicada para avaliação dos testes, comprovando assim os benefícios dos sistemas digitais de

aquisição de imagens médicas.

O trabalho sugere um modelo de metodologia para avaliação do sistema de radiografia

computadorizada em mamografia.

Palavras chaves:

Mamografia; Imagem; Digital; Radiografia Computadorizada; Controle de Qualidade.

IX

ANALYSIS OF PARAMETERS AND QUALITY CONTROL IN COMPUTED RADIOGRAPHY SYSTEMS FOR MAMMOGRAPHY


ABSTRACT

The development and the consolidation of new technologies in radiology became a permanent

strategy of companies since they contribute to the increase of productivity, the upgrade of the

quality of products and services, reduction of costs, environmental consciousness, elimination

of waste and improvement of the diagnosis.

The quality control program for mammography is an instrument for the management of the

quality of services provided to the population. The Computed Radiography (CR) in

mammography appears to be an important tool in the systematic actions for controlling the

breast cancer; it also has an important role in the early detection through screening programs

of population segments by periodic exams. Good mammography images are achieved if the

criteria for image quality and equipment performance are complied with standards.

The Computed Radiography systems are an efficient and economical method of capture and

conversion of the diagnostic image to digital format. Since digital solutions in mammography

have been used, it became evident that evaluation systems of analogical methods are not

adequate to digital technologies.

The CR is a new system for the acquisition process of medical images; therefore there are not

yet standards with an established quality control evaluation method provided by national

regulatory authority.

Measurements were carried out in a CR of the Dosimetry and Calibration Laboratory of the

Development Center of Nuclear Technology; it was possible to evaluate the image formation

chain and image quality parameters as contrast, spatial resolution, noise, optical density,

signal-noise ratio, signal-contrast ratio, distortion, test objects and processing method. The

visualization and interpretation ability of the radiographic image are highly influenced by

those parameters; they are determinant for taking decision of the final diagnostic.

X

The purpose of this work was to analyze the image parameters and the quality control

procedure of CR systems for mammography; indicators that reflect the radiation exposure in

an image detector were recommended. The final result of the characterization tests in this

digital system was statistically significant relative to all aspects to the applied methodology

for tests evaluation, proving the benefits of this digital system for acquisition of medical

images.

This work suggests a methodology model for evaluating the computed radiography systems

used for mammography purposes.

Key words:

Mammography; Image; Digital; Computed Radiography; Quality control.

XI

LISTA DE FIGURAS

Página

Figura 1– Layout estrutura de Sistemas Digitais ...................................................................... 23

Figura 2 – Aparelho de Mamografia ........................................................................................ 29

Figura 3– Processo de discretização e codificação da Imagem ................................................ 31

Figura 4– Resolução espacial ................................................................................................... 32

Figura 5– Imagem em tons de cinza e Histograma .................................................................. 36

Figura 6– Seleção de ROI em uma imagem ............................................................................. 37

Figura 7– Processo de geração de imagens de mamografia CR ............................................... 39

Figura 8– Fluxo de imagens de Mamografia digital CR .......................................................... 40

Figura 9– Digitalizador de Imagens Médicas do tipo CR ........................................................ 41

Figura 10– Sistema de aquisição da imagem sistema CR ........................................................ 42

Figura 11– Conjunto laser do sistema CR ................................................................................ 43

Figura 12– a) Sistema Coletor de fótons b) Sistema de Fotomultiplicadora ............................ 44

Figura 13– Apagamento da Placa de Fósforo ........................................................................... 44

Figura 14– Cassete e Placa de fósforo ...................................................................................... 45

Figura 15– Estação de trabalho para visualização e diagnóstico da imagem. .......................... 48

Figura 16 – Mamógrafo. ........................................................................................................... 52

Figura 17– Comando do Mamógrafo. ...................................................................................... 53

Figura 18– Radiologia Computadorizada CR. ......................................................................... 54

Figura 19 – Cassete e placa de fósforo. .................................................................................... 55

Figura 20 – Impressora Laser a seco. ....................................................................................... 56

Figura 21 – a) Eletrômetro b) Câmara de ionização. ................................................ 57

Figura 22 – Medidor de tensão de pico. ................................................................................... 57

Figura 23 – Medidor de temperatura e umidade....................................................................... 58

Figura 24 – Medidor de Pressão. .............................................................................................. 58

Figura 25– Detalhes do Simulador de Mama - CBR ................................................................ 60

Figura 26 – Simulador Antropomórfico ................................................................................... 60

Figura 27 – Simulador CDMAM ............................................................................................. 61

Figura 28 – Detector TLD LiF 100H. ...................................................................................... 62

Figura 29– Filtros de Alumínio. ............................................................................................... 62

Figura 30 – Densitômetro. ........................................................................................................ 62

Figura 31– Balança de teste. ..................................................................................................... 63

XII

Figura 32 – Software ImageJ. ................................................................................................... 63

Figura 33 – Teste para avaliação da camada Semi-redutora .................................................... 67

Figura 34 – Teste alinhamento entre campo de RX e Detetor.................................................. 68

Figura 35– Teste de força de compressão. ............................................................................... 69

Figura 36– Teste de alinhamento da bandeja de compressão. .................................................. 69

Figura 37– Avaliação de Uniformidade do detetor. ................................................................. 70

Figura 38– Linearidade do detetor. .......................................................................................... 71

Figura 39 – Avaliação de Razão Contaste Ruído. .................................................................... 72

Figura 40 – Posicionamento do simulador CDMAM. .............................................................. 74

Figura 41– Controle de Qualidade em Monitores. ................................................................... 76

Figura 42 – Curva de atenuação do Mamógrafo. ..................................................................... 81

Figura 43 – Curva logarítmica da Resposta do detetor. ........................................................... 84

Figura 44 – Curva de resposta do detetor. ................................................................................ 85

Figura 45 – Objeto de teste para avaliação de resolução espacial. ........................................... 85

Figura 46– Curva de escala de contraste Analógico X Digital................................................. 89

XIII

LISTA DE TABELAS

Página Tabela 01 – Características de materiais Fotoluminescentes. ................................................. 46

Tabela 02 – Matriz de Resolução para Cassete EHR M2. ....................................................... 55

Tabela 03 – Resultados obtidos na determinação da Tensão de Pico...................................... 78

Tabela 04 – Resultados das médias de Kerma no Ar. ............................................................. 79

Tabela 05 – Resultados da medida da camada semi-redutora. ................................................ 80

Tabela 06 – Avaliação da Uniformidade do detetor. ............................................................... 83

Tabela 07– Avaliação de Linearidade do Detetor ................................................................... 84

Tabela 08– Avaliação da Razão Sinal Ruído. ......................................................................... 86

Tabela 09 – Avaliação da Razão Contraste Ruído. ................................................................. 87

Tabela 10 – Avaliação de Qualidade da Imagem com o Simulador de Mama - CBR. ........... 88

Tabela 11 – Avaliação Visual do Simulador CDMAM 4.3..................................................... 90

Tabela 12 – Avaliação automatizada do Simulador CDMAM 4.3. ......................................... 90

Tabela 13 – Avaliação da Dose Glandular. ............................................................................. 91

Tabela 14 – Resumo dos testes para Radiologia Computadorizada. ....................................... 92

XIV

LISTA DE SIGLAS E ABREVIATURAS

CR Computed Radiography / Radiologia Computadorizada

DR Radiografia Digital Direta

CCD Charge Coupled Device

DICOM Comunicação de Imagens Médicas digitais em Medicina

CAD Detecção Auxiliada por Computador

PACS Sistema de Comunicação, armazenamento de Imagens Médicas

ANVISA Agencia Nacional de Vigilância Sanitária

FFDM Mamografia Digital de Campo Total

FDA Food and Drug Administration

EUREF European Reference Organisation for Quality Assured Breast Screening

CDTN Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear

CNEN Comissão Nacional de Energia Nuclear

INCA Instituto Nacional do Câncer

lp/mm Pares de linhas por milímetros

Pixel Picture Element

Dpi Pontos por polegadas

DO Densidade Ótica

DEF Distância foco filme/detetor

DOF Distância foco filme/detetor

ROI Região de Interesse

IP Placa de fósforo / Image Plate

PMT Tubo Fotomultiplicadora

DQE Eficiência de detecção quântica

MTF Função de Transferência Modular

AEC Controle Automático de Exposição

PMMA Placas de acrílico de Polimetilmetacrilato

TL Termoluminescentes

OSL Luminescência Opticamente Estimulada

LDT Laboratório de Dosimetria Termoluminescentes

CSR Camada Semi Redutora

XV

CNR Razão contraste Ruído

SNR Razão Sinal Ruído

MPV Valor Médio de Pixel

d Exatidão

sd Desvio Padrão

CV Reprodutibilidade

DFR Diferença entre Campo de Radiação de detetor

DGM Dose Glandular Média

IE Índice de Exposição

K Kerma no Ar

Raw data Imagem sem processamento

HIS Sistema de Informação Hospitalar

RIS Sistema de Informação da Radiologia

XVI

SUMÁRIO

RESUMO ....................................................................................................................................................... VII ABSTRACT.................................................................................................................................................... IX LISTA DE FIGURAS .................................................................................................................................... XI LISTA DE TABELAS ................................................................................................................................. XIII LISTA DE SIGLAS E ABREVIATURAS ................................................................................................. XIV

1. INTRODUÇÃO ........................................................................................................................................... 18

2. FUNDAMENTOS TEÓRICOS .................................................................................................................. 23

2.1 ESTADO DA ARTE ................................................................................................................................. 23 2.2 REGULAMENTAÇÃO EM RADIODIAGNÓSTICO .................................................................................... 24 2.3 CÂNCER DE MAMA ............................................................................................................................... 25 2.4 MAMOGRAFIA ...................................................................................................................................... 27 2.5 MAMÓGRAFO ....................................................................................................................................... 29 2.6 PROPRIEDADES DA IMAGEM RADIOGRÁFICA ..................................................................................... 30

2.6.1 Contraste ................................................................................................................................... 31 2.6.2 Resolução Espacial ................................................................................................................... 32 2.6.3 Relação sinal ruído .................................................................................................................... 33 2.6.4 Densidade Ótica ........................................................................................................................ 33 2.6.5 Distorção ................................................................................................................................... 34 2.6.6 Processamento .......................................................................................................................... 34 2.6.7 Grades Anti-espalhamento ........................................................................................................ 35 2.6.8 Função resposta do detetor........................................................................................................ 35 2.6.9 Valor Médio de Pixel MPV ...................................................................................................... 36 2.6.10 Região de Interesse – ROI ........................................................................................................ 37 2.6.11 Imagens Padrão DICOM........................................................................................................... 38

2.7 RADIOLOGIA COMPUTADORIZADA - CR ............................................................................................. 39 2.7.1 Princípio de Funcionamento ..................................................................................................... 41 2.7.2 Cassetes..................................................................................................................................... 45

2.8 IMPRESSÃO DE FILMES DIGITAIS ........................................................................................................ 46 2.9 ESTAÇÕES DE TRABALHO ..................................................................................................................... 47 2.10 GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS ................................................................................................................ 48

2.10.1 Grandezas primárias ou físicas ..................................................................................................... 48 2.10.2 Kerma K......................................................................................................................................... 49 2.10.3 Dose Absorvida, D ......................................................................................................................... 49 2.10.4 Dose Glandular ............................................................................................................................. 50

2.11 METROLOGIA ....................................................................................................................................... 50 2.12 INCERTEZA ........................................................................................................................................... 50

3. MATERIAIS ................................................................................................................................................ 52

3.1.1 Mamógrafo .................................................................................................................................... 52 3.1.2 Sistema de Radiografia Computadorizada .................................................................................... 53 3.1.3 Cassetes para Mamografia ............................................................................................................ 55 3.1.4 Impressora Laser Dry .................................................................................................................... 56 3.1.5 Câmara de Ionização ..................................................................................................................... 57 3.1.6 Medidor de Tensão de Pico ........................................................................................................... 57 3.1.7 Medidor de Temperatura e Umidade ............................................................................................. 58 3.1.8 Transdutor de Pressão ................................................................................................................... 58 3.1.9 Simulador de Mama - CBR ............................................................................................................ 59 3.1.10 Simulador Antropomórfico ............................................................................................................ 60 3.1.11 Simulador CDMAN........................................................................................................................ 61 3.1.12 Dosímetros Termoluminescentes ................................................................................................... 61 3.1.13 Filtros de Alumínio ........................................................................................................................ 62 3.1.14 Densitômetro ................................................................................................................................. 62 3.1.15 Balança .......................................................................................................................................... 63 3.1.16 Outros Materiais............................................................................................................................ 63

XVII

3.1.17 Software para avaliação de Imagens............................................................................................. 63

4. METODOLOGIA PARA REALIZAÇÃO DOS TESTES ...................................................................... 64

METODOLOGIA PARA REALIZAÇÃO DOS TESTES ............................................................................................ 64 4.1.1 Descrição dos Equipamentos ........................................................................................................ 64 4.1.2 Levantamento Radiométrico .......................................................................................................... 64 4.1.3 Exatidão e reprodutibilidade da Tensão do Tubo ......................................................................... 65 4.1.4 Taxa de Kerma no Ar - K ............................................................................................................... 65 4.1.5 Camada Semi-Redudora - CSR ..................................................................................................... 66 4.1.6 Relação Contraste Ruído / AEC .................................................................................................... 67 4.1.7 Alinhamento da Placa de fósforo (IP) ........................................................................................... 68 4.1.8 Força de Compressão .................................................................................................................... 69 4.1.9 Alinhamento da Bandeja de Compressão ...................................................................................... 69 4.1.10 Uniformidade do Detetor ............................................................................................................... 70 4.1.11 Linearidade do Detetor ................................................................................................................. 70 4.1.12 Resolução Espacial........................................................................................................................ 71 4.1.13 Razão Sinal Ruído SNR ................................................................................................................. 71 4.1.14 Razão Contraste Ruído CNR ......................................................................................................... 72 4.1.15 Simulador de Mama - CBR ............................................................................................................ 73 4.1.16 Simulador CDMAM ....................................................................................................................... 74 4.1.17 Dose Glandular ............................................................................................................................. 74 4.1.18 Monitor / Negatoscópio ................................................................................................................. 75 4.1.19 Artefatos ........................................................................................................................................ 76

5. RESULTADOS E DISCUSSÃO ................................................................................................................. 78

5.1.1 Descrição dos Equipamentos ........................................................................................................ 78 5.1.2 Guias de Referência ....................................................................................................................... 78 5.1.3 Exatidão e reprodutibilidade da Tensão do Tubo ......................................................................... 78 5.1.4 Kerma no Ar .................................................................................................................................. 79 5.1.5 Camada Semi-redutora CSR.......................................................................................................... 80 5.1.6 Alinhamento da Placa de Fósforo ................................................................................................. 82 5.1.7 Força de Compressão .................................................................................................................... 82 5.1.8 Alinhamento da Bandeja de Compressão ...................................................................................... 82 5.1.9 Uniformidade do Detetor ............................................................................................................... 83 5.1.10 Linearidade do Detetor ................................................................................................................. 83 5.1.11 Resolução Espacial........................................................................................................................ 85 5.1.12 Razão Sinal Ruído – SNR .............................................................................................................. 86 5.1.13 Razão Contraste Ruído - CNR ....................................................................................................... 86 5.1.14 Simulador de Mama - CBR ............................................................................................................ 87 5.1.15 Simulador CDMAM ....................................................................................................................... 89 5.1.16 Dose Glandular ............................................................................................................................. 91 5.1.17 Artefatos na Imagem ...................................................................................................................... 92 5.1.18 Resumo dos testes Conformidade X Não Conformidade ............................................................... 92

6. CONCLUSÃO ............................................................................................................................................. 93

7. REFERÊNCIA BIBLIOGRAFICA ........................................................................................................... 95

18

1. INTRODUÇÃO

Hoje, muitas mulheres vivem e sobrevivem na luta contra o câncer de mama, graças aos

benefícios das rotinas de rastreamento de mamografia e detecção precoce dessa enfermidade.

O processo de detecção vem sendo aprimorado desde quando os raios X foram empregados

rotineiramente em todo o mundo há mais de um século. Em 1913, quando Albert Salomon,

utilizou a radiografia convencional para o diagnóstico do câncer de mama, notou-se que seria

necessário um método diferenciado para este tipo de estudo. Iniciou-se então, desde esta

época, um processo de estudo diferente para a mama1. Diversos métodos e equipamentos

foram criados, com o intuito cada vez mais de aproximar-se de um diagnóstico mais preciso.

No Brasil estima-se mais de 50 mil novos casos de câncer de mama por ano2. Os tipos de

câncer mais incidentes entre as mulheres são os de mama e colo uterino3.

As práticas médicas com radiações ionizantes devem ser otimizadas4,5. No caso de

radiodiagnóstico esta otimização tem o objetivo de produzir uma imagem que apresente

nitidez de detalhes e visibilidade das estruturas anatômicas de interesse, associada à menor

exposição do paciente6.

Sabe-se que não existe um único padrão “ótimo” no que diz respeito à qualidade de imagem.

Este conceito é intrinsecamente flexível, dependendo da finalidade do estudo radiográfico

realizado, isto é, da informação desejada, do tipo de exame e das estruturas anatômicas

radiografadas.

As radiografias sem a adequada qualidade não possibilitam o diagnóstico correto, podendo

ocasionar um falso diagnóstico. Além disso, acarreta a necessidade de repetição do exame, o

que aumenta a dose no paciente e os custos. A obtenção de imagens radiográficas de boa

qualidade requer a escolha adequada da técnica, um controle do processamento da imagem e

adequadas condições para a visualização da imagem. Radiografias com qualidade de imagem

deficiente podem acarretar:

• Diagnóstico incorreto: Esta é uma das conseqüências mais importantes de uma

radiografia com baixa qualidade. É importante ressaltar que a possibilidade de um

19

diagnóstico incorreto também pode ocorrer devido à inadequação dos sistemas de

visualização das radiografias.

• Risco de repetição: Se uma radiografia exige um ampliação da imagem ou de

procedimentos de biopsia, a necessidade de repetição da radiografia aumenta o

risco adicional ao paciente

• Irradiação desnecessária do paciente: Se a imagem é inadequada para o

diagnóstico, então o paciente recebeu uma dose que não lhe trouxe benefício, e,

portanto não tem justificativa.

• Inconvenientes ao paciente: A necessidade de repetição devido à baixa qualidade

da radiografia faz com que o paciente necessite esperar ou retornar ao hospital,

criando uma ansiedade desnecessária.

• Aumento de custos: A repetição de exames acarreta aumento de custos uma vez

que reduz o tempo de vida da ampola de raios X e aumenta o custo com o processo

de revelação, filmes e outros.

E ainda, mamografias com qualidade de imagem insatisfatória podem levar a diagnósticos

errados (falso positivo ou falso negativo), gerando biópsias desnecessárias, ou ainda casos de

câncer não detectados ou retardamento na detecção, além de não se justificar a exposição da

paciente em ambos os casos7.

Quando comparada a outros métodos de radiodiagnóstico a mamografia pode ser considerada

um dos exames mais delicados de realização, pois nesse caso é exigida alta qualidade de

imagem para possibilitar a visualização, em todo o tecido mamário. É necessário visualizar

estruturas muito pequenas (microcalcificações) e com diferentes densidades (massas,

tumores) e com a garantia da dose glandular como sendo a mais baixa possível8.

A mamografia surge então como uma importante ferramenta nas ações sistematizadas de

controle do câncer de mama, na detecção precoce através de programas de rastreamento de

segmentos populacionais, com exames periódicos.

O sistema analógico de filme/écran, associado a um equipamento específico para o exame de

mamografia, e a gravação da imagem na película através de reações de agentes químicos, até

hoje, vem sendo o método mais utilizado para o exame da mama. Em tempos de tecnologia, a

20

propedêutica nos achados clínicos, sofre um avanço considerável com o aparecimento do

diagnóstico digital9,10.

Os avanços em tecnologias de comunicações e em informática facilitam e melhora as

condições de trabalho nas mais diversas áreas. Na área médica, a evolução em melhoria de

diagnóstico, rapidez e confiabilidade de aquisição de imagens foram surpreendentes nos

últimos anos.

O volume de informações adquiridas pelos sistemas de imagens médicas é cada dia maior,

gerando assim a necessidade de sistemas automatizados para controle de laudos, da qualidade

e controle no fluxo de trabalho no setor de radiologia.

Dentre os sistemas de radiologia digitais de aquisição de imagens de raios X e mamografia

podemos destacar o sistema “Computed Radiography” (CR) e o sistema “Direct

Radiography” (DR), temos ainda CCD (charge-coupled device).

O sistema radiografia direta (DR) é o método de conversão direta vista pelo detector digital

que verifica as intensidades de radiação transmitidas através do paciente, na qual são

transformadas em imagem digital, podendo assim processar os dados e verificar a imagem

diretamente em um monitor. É um sistema diferente dos CR, pois não utiliza fósforo. Um

fotocondutor normalmente de selênio absorve os raios X e é transformado diretamente em um

sinal eletrônico, sem a etapa da conversão de raios X em luz. Com a influência de um campo

elétrico externo, elétrons flutuam em direção a um pixel eletrodo e são coletados em pixel

capacitores. O tamanho do elemento de pixel do detector é de aproximadamente 70 �m, e a

imagem digitalizada é apresentada normalmente em 14 bits/pixel. As principais vantagens

desse sistema são um processamento mais rápido da imagem, altos valores de função de

transferência modular (MTF) e Eficiência de detecção quântica (DQE). As desvantagens são o

alto custo de aquisição da tecnologia e custo de manutenção do equipamento11.

Os sistemas de radiologia computadorizada (CR) constituem um método eficiente e

econômico de captura e conversão de radiografia em formato digital. A captura de raios X,

gerados por um equipamento padrão de mamografia, que atravessam o paciente, é feita por

uma placa de fósforo, que é colocada em um cassete de tamanho padronizado. Os raios X

21

geram uma imagem latente na placa de fósforo, que é então digitalizada e transmitida para o

sistema de computador. A imagem produzida e capturada em formato digital é então exibida

em um monitor. Ao final do processo, a placa de fósforo é apagada e reutilizada em um novo

processo de geração de imagens. Esse método de captura de imagens digital substitui os

filmes de radiografia utilizados até o momento, sendo, por esse motivo, mais econômico que o

processo de produção de radiografias convencional12.

Esse novo processo de aquisição chamado de imagens digitais de campo total / Full Field

Digital Mammography (FFDM) demonstra um melhor resultado em diagnóstico comparado

com o sistema analógico de filme/écran13. Isso exige uma melhoria contínua do setor da

radiologia levando em consideração a adequação dos equipamentos existentes e dos

procedimentos adotados para o exame, assim como a adequação dos novos filmes de

mamografia. Equipamentos como negatoscópio, estações de trabalho de diagnóstico,

phantom, impressão e sistemas de imagens DICOM (comunicação de imagens médicas

digitais em medicina), software de manipulação das imagens, CAD (detecção auxiliada por

computador, os programas foram elaborados para fornecer rápidos comandos visuais

indicativos, para que o radiologista interprete com mais atenção áreas específicas da imagem,

tais como nódulos e calcificações) são partes importantes de um sistema de garantia da

qualidade.

O programa da garantia da qualidade da radiologia tem como objetivo a obtenção de

radiografias de boa qualidade que permitam obter informações para o diagnóstico com a

menor exposição possível ao paciente.

As conseqüências esperadas com a obtenção de radiografias com melhor qualidade são:

• O descobrimento de enfermidades no seu estado inicial o que contribui para o

tratamento e cura do paciente;

• O diagnóstico mais preciso, com redução de fatores tais como movimento,

colimação, processamento etc.

Os resultados dos principais estudos atuais apontam para uma similaridade na acurácia

diagnóstica da mamografia digital em relação ao filme mamográfico convencional para o

rastreamento da população geral. Alguns resultados indicam melhora na detecção para

22

determinados segmentos populacionais (pacientes em determinadas faixas etárias e pacientes

que apresentam mamas densas e idade inferior a 50 anos à mamografia). As aplicações

avançadas disponíveis com mamografia digital, com a utilização de recursos como CAD,

mamografia com contraste e tomossíntese digital, são uma grande promessa para melhoria na

detecção e no diagnóstico precoce do câncer de mama.

Atualmente cada fabricante de radiologias digitais utilizam equipamentos, filmes, sistemas de

impressão e avaliação de controle de qualidade diferentes. Logo é preciso desenvolver

procedimentos e estabelecer normas para avaliação desses novos sistemas de aquisição de

imagens nos serviços radiologias digitais de prestação e promoção da saúde.

Este projeto tem como objetivo o estudo e determinação de parâmetros para avaliação da

qualidade do processamento de imagens a partir da aquisição das imagens do sistema de

radiologia computadorizada CR, baseado em guias de referências. Avaliação comparativa dos

sistemas digitais de radiologia computadorizada e sistemas convencionais analógicos e

medição de dose glandular média no sistema digital relacionado com qualidade da imagem.

Este trabalho sugere um modelo de metodologia para avaliação de sistemas digitais e visa

contribuir para reduzir uma carência nacional, como é o caso da Radiografia

Computadorizada, que não podem seguir as mesmas recomendações vigentes de controle da

qualidade dos sistemas analógicos. Até o presente momento, não existe nenhuma metodologia

nacional de avaliação dos sistemas digitais.

23

2. FUNDAMENTOS TEÓRICOS

2.1 Estado da Arte

A implantação de projetos de sistemas de comunicação, armazenagem e distribuição de

imagens médicas (PACS - Picture Archiving & Comunications System), é imprescindível para

a gestão de imagens em hospitais e serviços prestadores de saúde. O PACS é um conjunto de

equipamentos interligados em rede que se comunica logicamente com sistemas de gestão

hospitalar (HIS), sistemas de gestão específico da radiologia (RIS) e modalidades de

realização de exames. Esses sistemas integrados melhoram a eficiência do setor de imagem,

implementando funções de armazenamento, visualização, comunicação, laudo, impressão de

imagens médicas de um modo digital e gerenciamento, como demonstrado na FIG.114.

Figura 1– Layout estrutura de Sistemas Digitais.

Os sistemas digitais de gestão HIS possibilitam a integração de diferentes setores e

especialidades médicas incluindo o sistema de informação do departamento de radiologia

RIS. O RIS é responsável pelo gerenciamento de consultas, agendamento, laudo e integração

24

com o servidor de imagem PACS. As imagens são adquiridas pelas modalidades médicas, por

exemplo, CR de mamografia, e são enviadas para o PACS possibilitando uma distribuição

para estações de trabalho, e-mail, impressora, melhorando a qualidade e acelerando o acesso

ao diagnóstico. O atendimento é aprimorado junto aos pacientes, possibilitando o

arquivamento de forma digital e com longevidade para estudos e pesquisas.

As soluções digitais tornam dispensável o uso de filmes, reveladores, fixadores, papeis que

são extremamente nocivos ao meio ambiente, minimizando custos e perdas neste processo.

Evita-se a repetição de exames extraviados, além de reduzir a dose de radiação a que os

pacientes são expostos. Permite que os médicos na emergência, nos ambulatórios,

enfermarias, unidades básicas remotas e clínicas possam visualizar de forma imediata as

imagens e laudos, com melhoria substancial no diagnóstico, fator crítico de qualidade da

atenção na saúde.

Entre as diversas soluções digitais comercializadas, se destacam os sistemas de radiologias

computadorizadas CR, estima-se algo em torno de setenta CR instalados no Estado de Minas

Gerais, e cerca de seiscentos equipamentos instalados no território nacional, sendo que esse

número é crescente, de forma apreciável a cada semestre.

2.2 Regulamentação em Radiodiagnóstico

Com a intenção do uso adequado e seguro das radiações ionizantes foi criado pelo Ministério

da Saúde a Agência Nacional de Vigilância Sanitária – ANVISA. Esse órgão nacional tem a

finalidade de promover a proteção da saúde da população por intermédio do controle sanitário

da produção e da comercialização de produtos e serviços submetidos à vigilância sanitária,

inclusive dos ambientes, dos processos, dos insumos e das tecnologias a eles relacionados.

Na área médica de radiodiagnóstico, o órgão regulador é o Ministério da Saúde, por meio da

Vigilância Sanitária o qual estabeleceu as Diretrizes Básicas de Proteção Radiológica em

Radiodiagnóstico Médico e Odontológico15 e o guia "Radiodiagnóstico Médico - Segurança e

Desempenho de Equipamentos16."

25

Atualmente no Brasil existe apenas regulamentação que especifica, em termos de um padrão

de desempenho para a mamografia analógica cujo funcionamento está baseado nos fenômenos

fotográficos. Esta regulamentação ainda não abrange a avaliação da mamografia digital por

meio de mecanismos de Luminescência Opticamente Estimulada (OSL) do tipo Radiografia

Computadorizada CR ou mamografia digital de campo total FFDM.

Para a avaliação dos sistemas digitais de mamografia, torna-se necessário a utilização de

normas, adendos internacionais como Food and Drug Administration (FDA), “Sec. 900.12

Quality standards” in Mammography Quality Standards Acts Regulations, Rockville, MD:

FDA, 2002, e EUREF Digital Addendum 2003 Addendum on Digital Mammography to

Chapter 3 of the European Guidelines for Quality Assurance in Mammography Screening,

Nijmegem, the Netherlands, 200317,18.

Considerando-se que os sistemas atuais de mamografia digital estão dominando o mercado,

tornou-se imprescindível a criação de meios para análise e avaliação dos sistemas digitais que

realizam exames de mamografia.

No Brasil ainda não possui nenhum método de avaliação dos sistemas digitais para

mamografia. Existe atualmente um grande esforço para a elaboração de um método de

avaliação desses sistemas. Um dos esforços neste sentido foi à criação de laboratório

exclusivo para realização de testes de mamografia no CDTN/CNEN.

2.3 Câncer de Mama

A palavra câncer é usada para dar nome a um conjunto que têm em comum o crescimento

desordenado de células que invadem os tecidos e órgãos, podendo espalhar-se para outras

regiões do corpo. As células dividem-se rapidamente e tendem a ser agressivas e

incontroláveis, determinando a formação de tumores 19.

O câncer de mama é provavelmente o tipo de câncer mais temido pelas mulheres, sobretudo

pelo impacto psicológico que provoca, pois envolve negativamente a percepção da

sexualidade e a própria imagem pessoal, mais do que se observa em qualquer outro tipo de

câncer20.

26

A incidência do câncer de mama até os 35 anos de idade é baixa, porém aumenta

progressivamente acima dessa faixa etária. As causas reais do aparecimento do câncer de

mama não são bem conhecidas, mas estudos são feitos para verificar a associação da doença

com alguns fatores de risco como o estilo de vida (sedentarismo, tabagismo, hábitos

alimentares, obesidade), uso de determinados medicamentos e hereditariedade, sendo que

algumas dessas associações já estão aceitas pela comunidade científica. Outros fatores estão

ligados ao aumento da incidência de câncer, de maneira geral, como os de natureza ambiental

(poluição, exposição a agentes químicos cancerígenos) e o aumento da expectativa de vida da

população, que acaba por aumentar a exposição aos demais fatores de risco19.

No Brasil, foram estimados 50.000 casos novos de câncer de mama por ano, constituindo a

primeira causa de morte por câncer entre as mulheres2.

Os resultados obtidos com ações programadas e sistematizadas de controle do câncer de

mama são notoriamente diferentes em países onde há um comprometimento com essas ações

de controle e em outros países onde não há definição clara de condutas, condições estruturais

otimizadas e pesquisas amplas sobre o assunto. O governo nacional tem intensificado as

políticas e investimentos relacionados com a saúde da mulher nos últimos anos.

Sabemos que é importante o diagnóstico precoce do câncer, assim como relacionar a fase de

desenvolvimento da doença e o tempo de sobrevida da paciente com os custos dos

procedimentos de diagnóstico e tratamento da doença. Isso reforça ainda mais a idéia de que

todos os esforços e investimentos devem voltar-se para a detecção precoce através da

mamografia, que por sua vez, para cumprir esse papel deve ser capaz de produzir imagens

diagnósticas de boa qualidade com baixa exposição às pacientes.

27

2.4 Mamografia

A mamografia é a técnica radiográfica usada para se detectar patologias na mama, feita com

equipamentos de radiodiagnóstico projetados especificamente para essa finalidade. É um dos

exames mais eficazes usados na detecção de anomalias na mama segundo Köbrunner (1999)8.

Desde a descoberta dos raios X, por W. C. Röentgen, em 1845, que representou um grande

passo para a história do diagnóstico por imagem, uma sucessão de eventos contribuíram para

a evolução da prática mamográfica.

Desde o início do uso da radiografia específica da mama até os dias de hoje, foram muitos os

avanços tecnológicos que ocorreram envolvendo a mamografia. Inicialmente o câncer era

diagnosticado em unidades de radiografia com tubos de raios X projetados originalmente para

outros procedimentos de imagens médicas. Muitas destas unidades tiveram dispositivos de

compressão provisórios que não puderam assegurar compressão adequada.

Os exames radiológicos de mamografia são realizados com equipamentos específicos para

esta finalidade, como processadoras, impressoras, placas de fósforos, cassetes, filmes, telas

intensificadoras especiais, negatoscópio.

Todas as técnicas associadas ao posicionamento da mama, processamento das imagens e dos

filmes melhoraram muito nos últimos anos. Atualmente é possível obter imagens de alta

qualidade e com dose de radiação muito menor, quando comparadas com as décadas passadas,

sendo possível hoje em dia diagnosticar anomalia na tela de uma estação de trabalho e com

auxilio de recursos computacionais para avaliação da imagem.

Mesmo com toda a evolução nos meios de detecção do câncer de mama existe ainda uma

grande dificuldade em se calcular com precisão a sensibilidade da mamografia na detecção do

câncer isoladamente. Normalmente a prática do exame é combinada com o exame clínico da

mama ou ainda com outros métodos diagnósticos como a ultra-sonografia, e ainda a

estimativa da eficácia do exame está ligada também à seleção das pacientes e à capacidade e

experiência do examinador.

28

O rastreamento de diagnostico do câncer de mama refere-se a exames que são realizados

regularmente com periodicidade definida, em uma população definida conforme prevalência

da doença, com o objetivo de detectar precocemente o câncer de mama. No Brasil, as

recomendações do Ministério da Saúde para a detecção precoce, que envolvem mamografia,

são as seguintes:

• Um exame a cada dois anos para mulheres com idade entre 50 e 69 anos;

• Um exame anual, associado o exame clínico, a partir dos 35 anos, para mulheres

pertencentes a grupos de risco elevado21.

Segundo a Agência Nacional de Saúde Suplementar ANS, através da resolução normativa

NR167 de 10/01/2008, rege que os planos de assistência a saúde devem ter cobertura para

exames de Mamografia "Mamografia Digital”, em mulheres com idade inferior a 50 anos,

mamas densas e em fase pré ou peri-menopáusica.

29

2.5 Mamógrafo

São equipamentos utilizados para realização de exames de mamografia. Nos mamógrafos os

tubos são projetados para fornecer um feixe de raios X de baixa energia, necessários para se

produzir imagens otimizadas. O Espectro de Radiação é determinado pela combinação

alvo/filtro do tubo de raios X. Estudos com modelos computacionais indicam que a energia

ótima para uso em mamografia seria em campo monoenergético entre 15 keV e 25 keV,

dependendo da espessura e composição da mama. Baixas energias (menores que 15 keV)

proporcionam uma dose significativa na mama, e altas energias (maiores que 35 keV)

diminuem o contraste na imagem22, um aparelho típico de mamografia pode ser visto na

FIG.2.

São usados geralmente ânodos rotatórios, e o material mais comumente utilizado como alvo é

o Molibdênio (Mo), embora sejam também encontrados alvos de Ródio (Rh) e de Tungstênio

(W), este último em equipamentos mais sofisticados. A produção dos raios X característicos é

o motivo da preferência pelo Molibdênio e pelo Ródio. A radiação característica ocorre em

17,5 keV e 19,6 keV para o Molibdênio, e em 20,2 keV e 22,7 keV para o Ródio. Estes são os

valores de energia considerados ideais para se produzir imagens de boa qualidade com dose

razoavelmente baixa na mama. As energias do Ródio, maiores em relação à do Molibdênio,

são muito úteis em estudos mamográficos de mamas mais espessas de maior densidade, já que

o feixe formado por energias mais altas se torna mais penetrante.

Figura 2 – Aparelho de Mamografia.

30

2.6 Propriedades da Imagem Radiográfica

Para a avaliação da qualidade de uma imagem radiográfica, é necessário avaliar a cadeia de

formação da imagem, deste a aquisição, formação da imagem e apresentação, bem como os

parâmetros de contraste, resolução espacial, ruído, densidade ótica, valor médio de pixel,

distorção, processamento analógico ou digital, artefatos, tipo do arquivo, forma de

apresentação.

O interesse pelo método de processamento de imagem decorre pelo fato de buscar sempre

uma melhoria da informação visual para a interpretação humana e também pelo fato do

processamento de dados da imagem para percepção automatizada23.

A capacidade de interpretação e visualização da imagem radiográfica depende da qualidade

de conversão (meio físico – meio digital) utilizada, sendo este processo um dos principais

itens determinantes da qualidade final da imagem obtida.

O processo para trazer uma imagem contínua para o computador é denominado de

discretização (ou digitalizando-a), tomando valores pontuais ao longo de x e y. A

discretização de qualquer sinal contínuo primeiro passa por uma amostragem e depois passa

por uma quantização. Além disso, não podemos armazenar um sinal que se estenda

indefinidamente, portanto o sinal digital também é limitado a um intervalo do domínio. Esses

conceitos nos relacionam com o tamanho do pixel e o valor médio da cada pixel.

A amostragem que vemos na FIG.3 é a mais comum de todas, implementada na grande

maioria de dispositivos de captura. É chamada de uniformemente espaçada, pois cada amostra

é tomada em intervalos iguais.

31

Figura 3– Processo de discretização e codificação da Imagem.

Os dispositivos utilizados para avaliação e/ou exibição de imagens é um ponto vulnerável na

cadeia de formação da imagem digital. Diversos fatores são extrínsecos aos meios de captação

propriamente ditos e envolvidos nos sistemas de radiologia digital tais como: aquisição,

números de bits, resolução espacial, níveis de renovação da imagem em monitores, tamanho

da matriz dos pixels, bem como as condições do ambiente no qual este monitor está (luz

ambiente/penumbra/escuridão total) e as próprias limitações da visão do olho humano. Esses

fatores podem influenciar e levar à controvérsia no diagnóstico de detalhes existentes na

imagem radiográfica24.

2.6.1 Contraste O contraste de uma imagem pode ser definido como a capacidade de se distinguir cada

estrutura das demais estruturas adjacentes, ou da região circunvizinha.

Os tecidos que compõem a mama (glandular, adiposo, fibroso), tem densidades muito

semelhantes, ou seja, possuem números atômicos muito próximos, o que dificulta muito a

obtenção de imagens mamográficas com bom contraste com diferenciação de tons de cinza.

32

2.6.2 Resolução Espacial

A resolução espacial, nitidez, ou detalhes da imagem, é a quantidade de elementos de imagem

por unidade de comprimento. A resolução espacial é normalmente expressa em pares de linha

por milímetro, sendo medida com a visualização de linhas paralelas em uma imagem gerada

pela exposição de objetos de testes que possuem estruturas já conhecidas, conforme FIG. 4.

A resolução espacial é medida também em pontos por polegadas dpi (dots per inch).

Como cada par de linhas por milímetro (lp/mm) equivale a dois pixel e uma polegada tem

25,4 mm, a conversão entre as duas unidades é simples.

dpimmlp 8,501 =

Figura 4– Resolução espacial.

A resolução espacial dos sistemas detetores / placa de fósforos, nos atuais sistemas de

radiografia digital, apresenta uma limitação comparado com os sistemas analógicos. Pois a

resolução dos sistemas analógico / filmes convencionais consegue-se um valor de até 20 pares

de linha por mm, enquanto que nos sistemas digitais a resolução espacial está em torno de 6 a

10 pares de linhas por milímetros.

33

2.6.3 Relação sinal ruído A relação sinal ruído traduz a medida com que uma área de interesse (sinal) se destaca

visualmente do ruído de fundo (flutuação das densidades óticas de fundo / variação dos

valores de pixel).

As principais fontes de ruído nas imagens radiográficas são:

• Número insuficiente de fótons necessários para produzir a imagem (ruído quântico).

• Tamanho não adequado dos grãos fluorescentes da tela intensificadora, o que pode

produzir uma granulosidade na imagem final (ruído dos materiais).

• Flutuações na imagem final, produzidas por estruturas anatômicas observadas como

fundo para a anormalidade, ou sinal (ruído das estruturas anatômicas).

• Problemas eletrônicos na conversão do sinal analógico-digital.

2.6.4 Densidade Ótica

A densidade ótica (DO) pode ser definida como sendo o grau de enegrecimento do filme após

a revelação. A DO é produzida pela exposição do filme aos raios X e pelo processamento,

sendo que as diferentes exposições do filme geram diferentes tons de cinza na imagem

(diferentes densidades óticas) nos sistemas tradicionais ou convencionais.

Nos sistemas digitais ou computacionais o pós-processamento pode alterar os valores de DO

para impressão dos filmes a seco, assim sendo, a densidade ótica do filme impresso está

relacionada com o algoritmo de processamento da imagem e não á radiação incidente no

sistema detetor.

São atribuídos às densidades óticas, valores numéricos associados à quantidade de luz que

atravessa o filme.

DO = log10(Io/I) (1)

Onde DO é a densidade ótica, Io é a intensidade da luz, medida antes de atravessar o filme, e I

é a intensidade da luz que sai da região do filme medida.

34

2.6.5 Distorção

A distorção da imagem final é a representação diferente, em tamanho ou forma, do objeto

radiografado. Efeitos de distorção podem ser minimizados com a diminuição da distância

objeto filme/detetor (DOF). Em mamografia se consegue com a compressão adequada da

mama.

É importante verificar distorções nas imagens nos processos de aquisição, visualização e

impressão das imagens, bem com na comparação anatômica de lateralidade (esquerda –

direita).

2.6.6 Processamento

Um dos fatores que mais influenciam a imagem mamográfica é o processamento. Somente se

consegue manter a imagem radiográfica dentro de padrões de qualidade satisfatórios, com o

acompanhamento contínuo dos parâmetros ligados ao processamento dos filmes ou sistemas

que controlem o processo.

As características específicas dos filmes usados em mamografia, e a obrigatoriedade de se

obter imagens de alta qualidade, reforçam ainda mais a necessidade de monitoramento

rotineiro de todo o processo.

A formulação dos reagentes químicos, o tempo de revelação, a temperatura do revelador, a

taxa de reposição das soluções e a manutenção das processadoras automáticas são itens dos

sistemas analógicos que devem ser continuamente avaliados e mantidos dentro das

especificações dos fabricantes. Uma simples alteração em algum dos parâmetros do

processamento pode prejudicar a imagem final. Essas alterações podem ser causadas pelo

equipamento ou pelo operador do equipamento.

Os sistemas digitais possuem aclopados ao seu sistema de impressão características de

verificação e controle dos parâmetros da qualidade para todas as imagens impressas.

35

O processamento de imagens digitais envolve procedimentos que são geralmente expressos

em forma algorítmica. A maioria das funções de processamento (aprimoramento de borda,

ajuste de janelamento, brilho, contraste, nitidez e zoom) de imagens podem ser

implementadas em softwares. O aumento da latitude da imagem, utilização de filtros

eletrônicos, ampliação e uso de software de auxílio à detecção do câncer, permitem visualizar

melhor as estruturas diminuindo assim os números de incidências e repetição dos exames.

As imagens Raw data são imagens que não sofrem processamento de nenhuma espécie,

contêm as informações que foram capturadas pelo detetor, preservando a quantidade máxima

de dados originais da imagem. As imagens Raw não são processadas por nenhum algoritmo.

2.6.7 Grades Anti-espalhamento

O uso de grades tem como objetivo diminuir a radiação espalhada que chega a interagir com o

filme radiográfico ou a placa de fósforo. É então fator indispensável para melhoria no

contraste e conseqüentemente na qualidade da imagem mamográfica.

O uso da grade anti-espalhamento aumenta a dose de radiação a que a paciente é exposta por

causa da perda de radiação primária, que contribuiria com a formação da imagem. Porém o

ganho na qualidade da imagem que ela proporciona justifica o seu uso.

Artefatos causados por gradeamento da imagem podem ocorrer, sendo necessário avaliar a

relação de grade, em alguns casos o recomendado é uma relação do tipo 6:1 para sistemas do

tipo CR.

2.6.8 Função resposta do detetor

A função resposta do detetor é a relação entre o valor médio de pixel MPV (sensibilidade do

detetor) e a radiação incidente e o kerma no ar que deve ser linear. A resposta é apresentada

em gráfico pelo valor médio de pixel de uma região de interesse (ROI) de referência versus o

logaritmo de kerma no ar.

36

2.6.9 Valor Médio de Pixel MPV

Ao ser digitalizada uma imagem assume um tamanho adimensional, em pixel. Pixel significa

o menor elemento de uma imagem. O tamanho do pixel é definido pela distancia física dos

centros e os pixels vizinhos. Para imagens no padrão DICOM o tamanho de pixel é chamado

de Imager Pixel Spacing e normalmente representa o tamanho do elemento do detetor que no

caso do CR é a placa de fósforo.

O valor de pixel é a representação discreta numérica referente a uma escala de tons de cinza.

Como exemplo da FIG.5, temos imagem em tons de cinza de 8 bits, ou seja 256 tons de cinza

e seu histograma feito através do software ImageJ. Temos as informações de números de pixel

analisados na área selecionada, valor mínimo de pixel igual a 0, representando o preto e valor

máximo do pixel 256 representando o branco, valor médio de pixel e desvio padrão.

Figura 5– Imagem em tons de cinza e Histograma.

Em mamografia os valores de tons de cinza ou os valores dos pixels variam entre 1024

(10 bits) e 16384 (14 bits) dependendo do tipo de sistema, forma de aquisição da imagem,

processamento e entrega final para visualização em monitores e impressão.

37

Quando se seleciona uma região de interesse (ROI) temos uma quantidade de pixel

selecionada, logo é possível obter o valor médio desses pixels MPV da região de interesse,

consequentemente o seu desvio padrão, bem como, a moda (valor que surge com mais

freqüência), o valor mínino e máximo de pixel da ROI como demonstra a e FIG.5.

2.6.10 Região de Interesse – ROI

O ROI é a região de interesse a ser analisada, que selecionamos por uma área estabelecida na

imagem. Região de Interesse (ROI - "Region Of Interest") entende-se como sendo a região

definida pelo operador (ou automaticamente a partir de parâmetros obtidos na própria

imagem) onde o processamento estará totalmente concentrado. Podemos, por exemplo, definir

uma região de interesse onde sabemos por antecedência que a iluminação de fundo é

constante ou foi corrigida.

Assim com a ajuda de softwares podemos-se medir os valores médios de pixel em cada ROI

da imagem. Na realização dos testes de qualidade em mamografia utilizou-se uma ROI de

área quadrada de 4 cm2, conforme apresentação na FIG.6.

Figura 6– Seleção de ROI em uma imagem.

38

2.6.11 Imagens Padrão DICOM É o conjunto de regras utilizadas na comunicação, transmissão e armazenamento e tratamento

de imagens na área médica. DICOM significa Digital Imaging & Communication in

Medicine. O padrão DICOM foi desenvolvido com a finalidade de padronizar a formatação

das imagens diagnósticas como tomografias, ressonâncias magnéticas, radiografias

computadorizadas CR, radiografia direta DR, ultrassonografias e demais modalidades

médicas. O padrão DICOM é uma série de regras que permite que imagens médicas e

informações associadas sejam trocadas entre computadores e deferentes equipamentos de

diagnóstico que adquirem, transmite, armazena, imprime e visualiza imagens25.

A imagem é apresentada na extensão dcm. Tipicamente uma imagem DICOM contém um

cabeçalho onde estarão às informações da imagem como exemplo; equipamento que foi

realizada a imagem, horário, informações do paciente, número de bits, resolução, tamanho da

imagem, valores de brilho, contraste, posicionamento e outros.

Os armazenamentos dessas imagens digitais podem utilizar diferentes recursos, tais como,

CD, DVD, discos rígidos-HD, pendrive, fitas magnéticas e filmes.

39

2.7 Radiologia Computadorizada - CR

A evolução de imagem médica analógica para a imagem médica digital acelerou bastante na

última década1. Desde a sua introdução há duas décadas, a radiografia computadorizada (CR)

se tornou uma das principais modalidades de aquisição de imagens. O sistema CR é um

processo de entregar imagens semelhantes ao sistema de filme/écran ou sistema analógico

convencional. A diferença principal entre os dois sistemas é que o CR baseia-se no fenômeno

chamado Luminescência Opticamente Estimulada OSL, em lugar de uma emissão pronta de

luz, como no caso com radiografia de filme/écran.

Os sistemas de radiografia computadorizada possuem três aplicações distintas: médica,

odontológica e testes industriais não destrutivos. Apesar de existir diferentes aplicações, os

sistemas de radiografia computadorizada que atendem a cada uma delas diferenciam-se

basicamente pelo cassete (local de inserção da placa de fósforo sobre a qual se dá a captura de

raios X). Assim, para cada aplicação que se deseje utilizar, basta substituir o cassete pelo de

tamanho adequado a essa finalidade26.

No sistema digital a cadeia de formação da imagem é composta pela aquisição da imagem

(mamógrafo), captura e processamento (CR), visualização (estação de trabalho), impressão

(digital) e visualização em filme, vide FIG.7.

Figura 7– Processo de geração de imagens de mamografia CR.

40

O fluxo da realização de exames do sistema CR se inicia com a entrada de dados do paciente,

em seguida é feita a associação do nome do paciente com o cassete que será realizado o

exame através de um sistema de código de barras. O exame é realizado, o cassete é escaneado

pelo digitalizador, a imagem é apresentada para revisão em um monitor, conseqüentemente é

feito o apagamento do cassete para deixá-lo pronto para usar novamente. A imagem é enviada

para estações de trabalho de visualização ou de diagnóstico, servidores – bancos de imagem

ou serem impressos e em um sistema de impressão digital da imagem laser a seco como

mostra a FIG.8.

Figura 8– Fluxo de imagens de Mamografia digital CR.

Os sistemas CR processam e produzem imagens digitais diretamente a partir de imagens

latentes capturadas pelas placas de fósforo. O usuário pode reproduzir, reprocessar e distribuir

imagens para outros dispositivos de saída e de armazenamento. Os sistemas CR gerenciam

informações sobre pacientes e exames associados às imagens capturadas e armazenadas.

Através do carregamento de um cassete de fósforo de armazenamento, o sistema CR executa

o escaneamento e a digitalização automática da placa de fósforo para a produção de uma

imagem. Basta colocar o cassete de tamanhos e tipos diferentes para serem digitalizados no

local de inserção de cassete, que a imagem é digitalizada e armazenada no sistema CR, o

cassete é apagado e ejetado. O tempo de escaneamento e apagamento variam de modelo para

41

modelo e diferentes fabricantes. Em media um sistema digitalizador de imagens médicas CR

pode digitalizar imagens de alta resolução para mamografia em torno de 60 imagens por hora,

vide FIG.9.

Figura 9– Digitalizador de Imagens Médicas do tipo CR.

2.7.1 Princípio de Funcionamento

O sistema de radiologia digital substitui os chassis, a processadora de filme e os reagentes

químicos por uma produção de imagem digital. Esse processo continua utilizando o mesmo

processo de aquisição de imagem seja o aparelho de Raios X convencional ou Mamógrafo

Convencional.

O princípio de funcionamento se baseia na Luminescência Opticamente Estimulada (OSL)

que é a emissão de luz por um cristal ou semicondutor, opticamente estimulado após a

absorção prévia de energia da radiação a este material exposto. O processo envolve dois

estágios. No primeiro estágio, o material é exposto à radiação e armazena a energia

proveniente desta. No segundo estágio, o material é estimulado por um feixe de laser e a

energia armazenada é liberada em forma de luz, predominantemente azul.

O processo físico da OSL emprega o conceito de bandas dos sólidos com relação aos seus

níveis eletrônicos de energia. Quando um cristal OSL é exposto à radiação ionizante, esta

fornece energia aos seus elétrons no estado fundamental, banda de valência, de tal modo que

eles se tornam capazes de passar para a banda de condução, deixando um buraco (lacuna) na

42

banda de valência. O elétron e o buraco movem-se então através do cristal até que ocorram

recombinações ou a sua captura em estados metaestáveis de energia, normalmente

denominados de armadilhas e localizados na banda proibida. Estas armadilhas estão

associadas a impurezas ou imperfeições da rede cristalina que criam poços de potencial

local27.

Quando as placas de fósforos são estimuladas por um sistema de laser, os elétrons adquirem

energia térmica suficiente para migrarem livremente pelo cristal até serem capturados

novamente por armadilhas ou recombinados com portadores opostos. Se a recombinação

ocorre com a emissão de luz (azul).

O sistema CR funciona em conjunto com a placa de fósforo, que atua com detector quando

incidido por um campo de radiação do tipo Raios X, produzindo assim uma imagem latente

na placa de fósforo. O scanner/espelho de varredura extrairá a imagem latente na placa de

fósforo e converterá através do processamento do sinal em uma imagem digital conforme

FIG. 10.

Figura 10– Sistema de aquisição da imagem sistema CR.

Após a exposição do cassete no exame de radiologia convencional ou exame de mamografia o

cassete é inserido para ser escaneado. Um laser de fotodiodo de cor vermelha é normalmente

utilizado para fazer a varredura de toda a área da placa de fósforo. FIG.10

43

A leitura dos cassetes utiliza diodos de laser de estado sólido. A vantagem dos diodos de laser

de estado sólido é que a intensidade do laser pode ser controlada eletricamente. A potência

dos diodos de laser está na faixa de 30 mW com a emissão de luz da cor vermelha de alta

intensidade conforme apresentado na FIG.11. No mercado existe sistemas de radiografia

computadorizada com simples e dupla leitura (escaneamento) da placa de fósforo. No caso de

leitura dupla a placa de fósforo é escaneada dos dois lados para a formação da imagem.

Figura 11– Conjunto laser do sistema CR.

Os mecanismos de absorção radiográfica são idênticos a esses de telas de fósforo

convencionais usadas com filme. Eles diferem pela luz emitida em resposta pronta à radiação

incidente. Isto ativa um processo chamado OSL resultando na emissão de comprimento de

onda mais curto (azul) com luz em uma quantidade proporcional à irradiação de radiografia

original. Essa luz azul emitida pela placa de fósforo após a varredura do feixe de laser

vermelho é captada por um sistema coletor para chegar aos Tubos Fotomultiplicadores PMT,

vistos na FIG.12a

A luz que chegar aos PMT é amplificada e convertida em sinal elétrico que é enviado para

uma placa conversora analógica / digital para formar a matriz da imagem em uma base de

ponto por ponto com um valor de pixel (tons de cinza) correspondente a diferença de radiação

incidida na placa, como mostra a FIG. 12b26.

44

a) b)

Figura 12– a) Sistema Coletor de fótons b) Sistema de

Fotomultiplicadora.

Após o escaneamento e digitalização do cassete a placa de fósforo é apagada (liberar

excitação, os elétrons são liberados das armadilhas eletrônicas “dopagem” ao se fornecer

energia luminosa, com estes processos às armadilhas são “zeradas” e a placa de fósforo estará

pronta para ser reutilizada) com um feixe de luz branca de alta intensidade conforme FIG. 13.

Figura 13– Apagamento da Placa de Fósforo.

45

2.7.2 Cassetes

A tecnologia das placas de fósforos ou Imaging Plate (IP) baseia-se na habilidade que certos

cristais de fósforos têm de capturar uma imagem latente, onde os elétrons são aprisionados

num nível de maior energia após serem expostos à radiação ionizante. Este estado dos elétrons

pode ser desfeito através de uma estimulação com feixes de laser. O retorno dos elétrons à

níveis de energia originais é seguida da emissão de fótons na região de luz visível. Quanto

mais radiação chega aos cristais de fósforo, maior é a densidade de aprisionamento, portanto,

mais centros PSL são gerados e, como conseqüência, mais luz visível será emitida durante a

varredura com o feixe de laser

As placas de fósforo normalmente são compostos de BaF(X), onde X=Br, Cl, I, chamados de

Fluoraletos de Bário dopados com Európio e são montados em cassetes de tamanho padrão

(18x24, 24x30, 30x40, 35x43 cm e outros tamanhos estendidos). Existem cassetes com

fósforos de uso geral que são geralmente utilizados em exames de raios X, e cassetes com

fósforos de alta resolução que são utilizados em exames de mamografia, exemplo FIG.14.

Figura 14– Cassete e Placa de fósforo.

A resolução espacial dos sistemas de radiografia computadorizada é determinada por fatores

do sistema que inclui o tamanho e formato dos cristais da placa de fósforo, o sistema de

escaneamento do laser e os sistemas eletrônicos de processamento.

A eficiência de um conjunto digitalizador e placa de fósforo são definidas em relação à dose

absorvida e a quantidade de luz emitida pelo fósforo. As características de alguns materiais

46

que constituem as placas de fósforos esta apresentada na TAB.1. Tipicamente os melhores

fósforos têm uma eficiência 10 -20% 27.

Tabela 01 – Características de materiais Fotoluminescentes.

Fósforo Z EK

(keV)

Eg(eV) Densidade

(g cm-1))

G (fótons/

50 keV)

Tempo decai

mento(µs)

Pico de

Luz

Emitida

Simulação

do espectro

(nm)

Gd2O2:Tb3+ 64 50,2 7,34 2500 ∼ 3 550 na

BaFCl:Eu2+ 56 37,4 (∼8) 4,56 2000 0,7 390 500-600

BaFBr:Eu2+ 56 37,4 8,3 5,1 140 0,7 390 500-650

BaFBr0,85I0,15:

Eu2+

56/53 37,4/33,2 (∼8) (5,1) 140 0,7 390 550-700

BaFI:Eu2+ 56/53 37,4/33,2 (∼8) (∼5,6) 0,6 405 550-700

CsI:Tl+ 55/53 36/33,2 6,2 4,52 2500 0,98 550 na

CsBr:Eu2+ 55 36 7,3 4,45 200 0,7 440 685

RbBr:Tl+ 37/35 15,2/13,4 3,35 0,35 433 735

Z representa o número atômico do elemento mais importante, Ek é a energia de absorvida pelo elemento de maior importância, Eg é a energia da armadilha do elemento do cristal em elétrons Volts, G é o ganho de conversão ( números de fótons emitidos por 50 keV de raios X absorvido). Dados foram Adaptados de Arnold (1979), Blasse and Grabmaier (1994), Holl et al (1988), Leblans et al (2001), Schweizer (2001) and Sonoda et al (1983).

O desempenho de um sistema detector pode ser avaliado por meio da medida MTF (função de

transferência de modulação) e da DQE (Eficiência de detecção quântica). A MTF quantifica o

grau de resolução ou a nitidez da imagem e a DQE é uma medida da razão do sinal pelo ruído,

responsável pela resolução do contraste e eficiência da dose. Logo aumentando o sinal e

diminuindo o ruído no sistema, aumentamos a detecção de pequenas estruturas.

2.8 Impressão de Filmes Digitais

Os sistemas de impressão disponíveis no mercado são bastante diversificados, porém pode-se

definir dois processos distintos, o sistema laser e térmico a seco e o sistema laser com

processamento úmido.

O sistema a seco é o mais utilizado atualmente devido à facilidade de manipulação dos filmes,

o carregamento é feito à luz ambiente, grande durabilidade da película revelada, não utiliza

água e reagentes químicos no processo de revelação, não necessitando de esgotos especiais e

câmara escura.

47

Nestes processos destacam-se a tecnologia de imagem fototermográfica que utiliza luz de

radiação infravermelha para a formação da imagem latente, a qual é posteriormente revelada

por um processo térmico. Esse processo utiliza um módulo óptico para expor o filme

fototermográfico, um sistema de aquecimento transfere o calor necessário à revelação do

filme. Após o processamento térmico a imagem torna-se visível devido à densidade das

partículas de prata metálica.

Outro sistema a seco é o que utiliza cabeça térmica e consiste em microscópicos elementos

resistores de calor, que convertem sinais elétricos em calor via efeito Joule. O calor de cada

elemento é transferido pelo contato direto da superfície do filme, resultando numa reação

química a qual revela a correspondente imagem do pixel. A modulação do pulso elétrico

produzirá uma correspondente densidade da imagem. A modulação dos tons de cinza na

imagem é produzida por apropriado pulso, aplicada no elemento resistor sincronizada pixel a

pixel. Cada variação na densidade do pixel depende do resultado do calor ou frio aplicado

sobre a camada sensível. A velocidade de formação da imagem é determinada pelo tempo de

resposta à temperatura dos elementos da cabeça térmica.

Uma das grandes vantagens nos sistemas digitais é que o processo de impressão a seco tem-se

uma menor interferência do operador para a geração da imagem radiológica, garantindo

assim, maior constância e qualidade de imagem. Encontram-se disponíveis impressoras no

mercado de até 650 dpi e para impressão de até 100 mega pixel.

Os filmes do tipo a seco são embalados em cartuchos e pacotes para carga instantânea à luz

ambiente e normalmente está disponível em tamanhos diferentes tais como, 35 x 43, 35 x 35,

26 X 36, 28 x 35 e 20 x 25 cm. Alguns tipos de filme a seco possuem tempo de arquivamento

de 100 anos acondicionado de acordo com o fabricante28.

2.9 Estações de trabalho

As imagens de mamografia digital podem ser enviadas para uma estação de trabalho que

obedeça aos padrões DICOM, na qual pode se visualizar, processar e revisar o diagnóstico em

cópia eletrônica. As estações de trabalho se dividem basicamente em dois tipos, estações de

visualização (formatação e impressão) e estações de diagnósticos.

48

A estação de trabalho é um computador de alto desempenho que possui um ou mais monitores

de alta resolução composto de sistema de calibração com vários recursos computacionais para

ajuste da qualidade e apresentação da imagem. Possui recursos de ampliação, ajuste de brilho

e contraste, possibilidade de mover a imagem e selecionar área de interresse, e software de

auxilio de diagnósticos, como mostra a FIG. 15.

Figura 15– Estação de trabalho para visualização e

diagnóstico da imagem.

O médico/técnico usa o mouse e o teclado para selecionar, revisar e manipular imagens para

obter a visualização desejada. Podem-se salvar preferências de seleção de imagens digitais e

informações de paciente e acioná-las para uso posterior. As imagens podem se enviadas para

um sistema de armazenamento de imagens de arquivo ou para outros dispositivos de rede

compatíveis com DICOM, palm, impressoras, servidores, etc.

2.10 Grandezas dosimétricas

Desde a descoberta da radiação, o homem percebeu a necessidade de quantificar a radiação

que interagia com o meio.

2.10.1 Grandezas primárias ou físicas

As grandezas físicas ou primárias são grandezas diretamente mensuráveis definidas pela

ICRU29 e aceitas para caracterização de campos de radiação.

49

2.10.2 Kerma K

O Kerma é definido pela ICRU como sendo “a razão entre dEtr e dm, onde dEtr é a soma da

energia cinética inicial de todas as partículas carregadas liberadas por partículas sem carga em

um volume de massa dm 30 ou seja:

dmdE

K tr= (2)

A unidade de kerma é J.kg-1 com o nome especial de gray (Gy).

2.10.3 Dose Absorvida, D

A dose absorvida é o quociente de εd por dm , onde εd é a energia média depositada na

matéria de massa dm 30 ou seja:

dmd

Dε= (3)

A unidade de dose absorvida é J.kg-1 com o nome especial de gray (Gy).

A dose absorvida é definida no ponto de interesse.

A energia média depositada pela radiação ionizante, ε , em um volume de matéria, é dada

pela expressão:

�+−= QRR outinε (4)

onde inR é soma de todas as energias das partículas ionizantes, com carga ou sem carga, que

entram no volume;

outR é a soma de todas as energias das partículas ionizantes, com carga ou sem carga, que

saem do volume;

�Q é o somatório de todas as mudanças nas energias de repouso dos núcleos e partículas

elementares que ocorrem no volume.

50

2.10.4 Dose Glandular

A medida de dose glandular é extremamente necessária para avaliação da qualidade do

sistema de geração da imagem. As medidas de dose são usadas para se ter certeza que o

sistema está de acordo com os limites de dose estabelecidos para diferentes espessuras. Essas

medidas servem também para melhorar e otimizar o sistema de Controle Automático de

Exposição (AEC).

A dose glandular média é calculada a partir da dose de kerma na entrada da mama com fatores

de conversão da qualidade do feixe de radiação, espessura da mama e da composição de

tecido da mama. Para o cálculo da dose glandular utiliza-se relação de espessura definidas de

um phantom de PMMA para se obter uma relação de espessura da mama.

2.11 Metrologia

Para toda e qualquer medida prática, estão relacionadas incertezas inerentes quanto aos

equipamentos utilizados, técnicas aplicadas e falhas pessoais. Quando há a necessidade de

reportar dados obtidos através de experiências práticas, torna-se necessário à apresentação das

incertezas destas medidas.

Também é necessário que valores de medição venham acompanhados de suas incertezas,

inerentes a qualquer processo de medição, estabelecendo a confiabilidade metrológica do

sistema31.

2.12 Incerteza

Algumas grandezas possuem seus valores reais conhecidos e outras não. Quando se conhece o

valor verdadeiro convencional de uma grandeza e experimentalmente encontra-se um

resultado diferente, pode-se dizer que o valor obtido está afetado por um erro, ou seja, o erro é

a diferença entre um valor obtido ao se medir uma grandeza e o valor verdadeiro

convencional da mesma32.

51

Já o termo incerteza significa uma estimativa que caracteriza a faixa dos valores dentro da

qual se encontra o valor verdadeiro da grandeza medida. Ou ainda, parâmetro, associado ao

resultado de uma medição caracterizando a dispersão dos valores que podem ser

fundamentalmente atribuídos a um mensurando. A incerteza do resultado de uma medição

reflete a falta de conhecimento exato do valor do mensurando31.

As incertezas são estimadas pela utilização de métodos estatísticos, através de cálculos de

média das medições e seu desvio padrão. Em uma série de n medidas, onde são obtidos

valores xi, a melhor estimativa da quantidade de x é dada pela média aritmética das mesmas,

que são obtidas da seguinte forma:

i

n

1i

xn1

x �=

= (5)

A dispersão dos valores medidos em torno de sua média aritmética pode ser caracterizada

pelo desvio padrão, que é calculado através da seguinte equação:

2

1

)(1

1)( xx

nxsd i

n

ii −

−= �

=

(6)

Onde sd(xi) representa o desvio padrão.

Após determinadas às fontes de incertezas relevantes ao processo de medição, deve-se

combiná-las, de modo a encontrar um valor representativo para o seu resultado final.

Para realização dos cálculos, de modo a se obter o valor da incerteza combinada (UC)

calculada na realização das medidas, utiliza-se a equação 7:

� �� ++= 2BC

2B

2AC UUUU (7)

UA = incerteza do tipo A

UB = incerteza do tipo B

UBC = combinações das incertezas

Multiplicando a incerteza combinada (Uc) pelo fator de abrangência obtém-se a incerteza

expandida (UE), de acordo com a equação 8:

kUU CE ⋅= (8)

Na realização dos testes foi utilizado fator de abrangência k = 2 para um nível de confiança de

aproximadamente 95%.

52

3. MATERIAIS Foram utilizados para os testes na avaliação dos parâmetros e controle da qualidade dos

sistemas de radiografia computadorizada os seguintes materiais.

3.1.1 Mamógrafo

O equipamento em que foram realizados os testes e avaliação de parâmetros foi um

mamógrafo médico convencional fabricado pela Siemens conforme FIG.16, com gerador de

alta freqüência, modelo Mammomat 3000 Nova, modelo 06431873, número de série 12023 ,

ano de fabricação 2007, instalado em 03/2008.

O mamógrafo possui tubo de raios X modelo 3122509, número de série 455752, de anodo

giratório de Molibdênio e Tungstênio, três combinações de anodo/filtro: (Mo/Mo, Mo/Rh,

W/Rh) proporcionando qualidade de imagens e baixas doses para todas as densidades de

mamas. Dois tipos de filtros: Molibdênio e Ródio, filtro: 30 mm Mo, 25 mm Rh, 50 mm Rh,

tamanhos de foco 0,1 e 0,3 mm e velocidade do ânodo: 8.800 RPM, gerador de alta

freqüência e multi-pulso, micro processado, potência de 5kW, faixa de kV: 23 a 35 kV em

incrementos de 1kV, faixa de mAs: 2 mAs a 752 mAs; tempo de exposição: de 10 ms a 7s,

display digital dos principais parâmetros do regime de dose – kV, mA ou mAs, com

demonstrado na FIG. 17, força de compressão motorizada máxima de 200 N e vidro

plumbífero 0,3 mm para proteção do operador. A filtração inerente desse mamógrafo é de 1

mm de Be equivalente a 0,02 mm de Al. A distância da fonte de raios X ao receptor de

imagem é de 65 cm33.

Figura 16 – Mamógrafo.

53

O equipamento de mamografia de alta resolução possui rotação motorizada isocêntrica,

gerador de alta potência, tubo com a mais alta capacidade de armazenamento de calor para

evitar interrupções dos exames, tempos de exposição curto e alta corrente para manter a dose

sempre baixa. Esse equipamento encontra-se no Laboratório de Calibração de Dosímetros do

Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear.

Figura 17– Comando do Mamógrafo.

3.1.2 Sistema de Radiografia Computadorizada

O sistema de Radiologia Computadorizada modelo DirectView CR 850 marca Kodak,

número de série 15126, fabricado em 2007 e instalado em 03/2008, foi utilizado para

digitalização de imagens radiográficas de Raios X e Mamografia, assim como para aquisição

digital, tratamento e gravação de imagens radiológicas digitais. O sistema CR 850 dispõe de

processamento automático e independente do tamanho do cassete.

O CR é composto de um terminal de cadastramento de dados e manipulação básica de

imagens, com monitor touch screen (tela plana sensível ao toque) SVGA de resolução

1024x768 pixels de 17 polegadas, marca Pixel Link, número serial 12050722267 e leitor de

código de barras, integrado ao terminal, para cadastramento dos cassetes, como mostra a

FIG.18.

É um sistema de digitalização de imagens de alta resolução com alimentador monocassete

integrado, com scans de mínimo 5.8 pixels/mm para todos os tamanhos de cassetes e

54

19.9pixels/mm nos cassetes de tamanho 18x24cm e 24x30cm para uso em mamografia, com

escala de tons de cinza mínima de 12 bits (4096 tons) e tecnologia de leitura em 50 micras.

Possui capacidade de reconhecimento automático do tamanho e tipo do cassete34.

O processamento de imagens é realizado por meio de um software proprietário da Kodak

Direct View versão 5.1, permitindo, a critério do operador e de forma manual ou automática,

incrementar o contraste, latitude e brilho da imagem. Pode-se efetuar automaticamente e

manualmente o enegrecimento da borda da imagem digitalizada que não recebeu radiação. O

Sistema possui o protocolo DICOM 3.0 para impressão, comunicação e armazenamento de

imagens.

Figura 18– Radiologia Computadorizada CR.

O sistema CR da Kodak usa um indicador de exposição conhecido como o Índice de

Exposição (IE) que representa o valor médio de pixel da região de interesse da placa de

fósforo. É importante notar que o valor de IE é diferente para cassetes do tipo Raios X e

Mamografia, e também difere com os diferentes tipos de filtros utilizados (algoritmo para

imagens de mama, tórax, braço etc). Segundo o fabricante o IE em mamografia deve

apresentar valores entre 2200 e 2400 para uma boa aquisição.

55

3.1.3 Cassetes para Mamografia

O cassete de alta resolução modelo EHR M2 de mamografia marca Kodak DirectView, placa

de fósforo número 2456002341CI9907, instalada em 03/2008, mostrado na FIG.19. Foi

utilizado o modelo EHR M2 para uso em mamografia, sendo esses compostos de Fluoraletos

de Bário. O tamanho de pixel é menor que 50 micra.

Figura 19 – Cassete e placa de fósforo.

Os cassetes são sensíveis ao espalhamento e a fonte de radiação naturais, em caso de não

utilização por longos períodos os cassetes irão armazenar energia das fontes naturais. Portanto

é necessário procedimentos de apagamentos dos cassetes diariamente e semanalmente. O

cassete utilizado nos teste foi um modelo EHR M2 tamanho de 18x24 cm, com as

características apresentada na TAB.2.

Tabela 02 – Matriz de Resolução para Cassete EHR M2.

Tamanho do cassete EHR

M2(cm) Taxa de

Amostragem Tamanho da imagem

(aproximado) Espaçamento de

pixel 18 x 24 20 pixels/mm 34 MegaPixels/imagem 48,5 microns

56

3.1.4 Impressora Laser Dry

Sistema de geração de imagens a laser modelo Dryview 8900 R3 W/3 DWR versão 3.46,

marca Kodak, número de série 890010137, para uso em modalidades médicas e Impressão de

filmes utilizando a tecnologia a laser a seco com resolução de 650 dpi. Possuem o protocolo

DICOM 3.0 para impressão35.

O sistema possui Controle automático da qualidade da imagem para todos filmes impressos,

podendo também imprimir filmes de tendência, possui um densitômetro integrado. Pode-se

ajustar o nível de contraste e densidade das imagens.

O processamento das imagens é realizada com escala de 16.384 níveis de cinza e

profundidade de pixel de 14 bits, a impressora trabalha com tamanhos diferentes de filmes

dentre 5 possíveis: 35x43cm / 35x35cm / 28x35cm / 25x30cm / 20x25cm. A temperatura de

operação é de 15 a 35°C e a umidade de 20% a 75% (relativa) sem condensação, conforme

FIG.20.

Figura 20 – Impressora Laser a seco.

57

3.1.5 Câmara de Ionização

Para realização das medidas de Kerma no ar utilizou-se um eletrômetro Radcal Corporation,

modelo 9015, número serial 910288 em conjunto com câmara de ionização 10X5-6, número

serial 8760, fabricada em 10/1996, com volume ativo de 6cm3 específico para mamografia

visto respectivamente na FIG.21.

Figura 21 – a) Eletrômetro b) Câmara de ionização.

3.1.6 Medidor de Tensão de Pico

É um equipamento utilizado para verificar a alta tensão aplicada no tubo de raios X de forma

não-invasiva (indireta), que tem seu funcionamento baseado na razão dos sinais de dois

detectores de radiação, determinando a média da tensão de pico aplicada em uma só

exposição.

O medidor de tensão de pico utilizado é fabricado pela Radcal Corporation, modelo MAM

25-30 kVp para Mo/Mo 30 �m, de número de série 75686 modelo 9003. As medidas obtidas

através deste equipamento FIG.22 são independentes da corrente aplicada no tubo e da

distância entre ponto focal do tubo de raios X e o medidor de tensão de acordo com

especificações do fabricante.

Figura 22 – Medidor de tensão de pico.

58

3.1.7 Medidor de Temperatura e Umidade

Para as medidas de temperatura foi utilizado um termo higrômetro digital da marca Minipa,

modelo MTH-1380 de número de série TH138000020. Este aparelho é utilizado para medir

temperaturas na faixa de -20 a 60º C e umidade relativa do ar de 0 a 100 % de acordo com a

FIG.23.

Figura 23 – Medidor de temperatura e umidade.

3.1.8 Transdutor de Pressão

Para as medidas de pressão foi utilizado um transdutor de pressão do fabricante Setra número

de série 431461, ligado a um multímetro digital programável Tektronix DM 2510G visto na

FIG.24.

Figura 24 – Medidor de Pressão.

59

3.1.9 Simulador de Mama - CBR

Os simuladores ou phantom fazem parte de um conjunto de regras de simulação de estruturas,

simulação de mama e constitui parte de um sistema de acreditação.

Na verificação da qualidade da imagem utilizou-se o simulador de mama, Phantom Mama,

que representa uma mama padrão de 5 cm de espessura, com 50% de tecido glandular e 50%

de tecido adiposo. O Phantom Mama é composto por quatro placas acrílicas (PMMA -

polimetilmetacrilato), sendo três delas com 10x120x160mm e uma com 20x120x160 na qual

estão fixados objetos de teste que simulam estruturas anatômicas de diferentes formas e

dimensões de acordo com a FIG.25. Na placa principal estão inseridos:

• 4 grades metálicas com 4, 6, 8 e 12 pares de linhas/mm: usadas para estimar

quantitativamente a resolução espacial;

• 5 calotas esféricas de nylon de diferentes diâmetros e espessuras com Ø9,5x3,4mm,

Ø7,7x2,9mm, Ø5,5x2,0mm, Ø4,0x2,0mm, Ø2,0x0,8mm: que simulam massas

tumorais;

• 5 conjuntos de grãos de óxido de alumínio com diâmetros de 0,45mm, 0,35mm,

0,30mm, 0,25mm e 0,18mm: que simulam grupos de microcalcificações;

• 8 discos de poliéster com diâmetro de 6,0mm e espessuras de 0,8mm, 0,7mm, 0,6mm,

0,5mm, 0,4mm, 0,3mm, 0,2mm, 0,1mm: que simulam áreas ou lesões com baixo

contraste em relação a região vizinha;

• 6 fios de nylon com 1cm de comprimento e diâmetros de 1,4mm, 1,2mm, 0,8mm,

0,7mm, 0,6mm, 0,4mm: que simulam extensões do tecido fibroso;

• 6 orifícios preenchidos por diferentes materiais: que produzem uma escala de

densidades óticas usada para calcular o índice de contraste da imagem.

60

Figura 25– Detalhes do Simulador de Mama – CBR.

3.1.10 Simulador Antropomórfico

Na verificação da resolução espacial da imagem utilizou-se o simulador de tecido mamário,

Simulador Anthropomorphic, fabricado pela Gammex RMI, modelo RMI 165, no qual possui

objeto de teste para verificação da resolução espacial da imagem visto na FIG.26.

Figura 26 – Simulador Antropomórfico.

61

3.1.11 Simulador CDMAN

O simulador de contraste – detalhe CDMAM 3.4 é adotado pelo Protocolo Europeu de

Garantia da Qualidade, pelo colégio americano de radiologia e em outros processos de

rastreamento de controle de qualidade no mundo. Esse simulador ajuda a verificar a distinção

de objetos com pouco contraste e diâmetro do sinal de fundo, demonstrado na FIG.27.

Este simulador consiste em uma base de alumínio com discos de ouro que variam em

diâmetro de 0,06 – 2,0 mm e espessura de 0,03 a 2,0 micros metro, resultando assim em uma

variação de contraste de 0,5 a 30% em condições padrões estabelecidas. O phantom possui

quatro placas de acrílico PMMA com espessura de 10 mm36.

Figura 27 – Simulador CDMAM.

3.1.12 Dosímetros Termoluminescentes

São materiais termoluminescentes que estão disponíveis em diversas aplicações. O Fluoreto

de Lítio (LiF) é o mais comumente utilizado devido o seu número atômico baixo. Aos

fósforos são adicionados ativadores ou dopantes que aumentam a sensibilidade e a capacidade

do cristal em criar níveis intermediários de energia, responsáveis pela retenção de parte da

energia depositada pela radiação37.

Utilizou-se o dosímetro termoluminescente (TL) de LiF 100H : fabricado pela Harshaw-

Bicron e comercializado com a denominação de TLD-100H visto na FIG.28.

62

Figura 28 – Detector TLD LiF 100H.

3.1.13 Filtros de Alumínio

Nos testes foram utilizados filtros de Alumínio com grau de pureza de 99,9%, espessura de

0,1 mm ± 5% da marca Gammex modelo RMI 115H, número de série 1111 de acordo com a

FIG.29.

Figura 29– Filtros de Alumínio.

3.1.14 Densitômetro

O densitômetro X-Rite Modelo 331 foi o instrumento utilizado para medir a densidade óptica

nos filmes radiográficos, visto na FIG.30.

Figura 30 – Densitômetro.

A Densidade Ótica e a Diferença de Densidade é medida num intervalo de 0 a 4,0 DO.

Estabilidade do fator da escala (inclinação): ± 1%.

63

3.1.15 Balança

A Balança para teste de compressão em mamografia GAMMEX/RMI, modelo 163, número de

série 163.1455 esta demonstrada na FIG.31.

Figura 31– Balança de teste.

3.1.16 Outros Materiais

Para a realização do conjunto de medidas foram utilizados outros equipamentos tais como

trenas, paquímetros, suportes para apoio de filtros, suporte para a câmara de ionização,

espuma de densidade 33 medindo 15x15x5cm de largura, comprimento e altura

respectivamente, régua pequena, lupa de aumento de 10 vezes, negatoscópio.

3.1.17 Software para avaliação de Imagens

O software ImageJ foi utilizado para processamento, avaliação de imagens e avaliação do

valor de pixel. Pode-se visualizar, editar, analisar, processar, salvar e imprimir imagens em 8-

bits, 16-bits e 32-bits. Pode-se utilizar imagens do tipo Tiff, Gif, Jpeg, Bmp, DICOM, Fits e

Raw, visto na FIG.32. Com esse software pode-se calcular valores de áreas e estatísticas em

regiões de seleção de pixel. Podem-se medir distâncias, ângulos e criar histogramas,

manipular contraste, realce, suavização, detecção de borda e filtro de mediana. Faz

transformações geométricas38.

Figura 32 – Software ImageJ.

64

4. METODOLOGIA PARA REALIZAÇÃO DOS TESTES

Metodologia para realização dos testes

Todos os dados quantitativos e qualitativos, teste e observações sobre o sistema de radiologia

foram anotados e guardados.

4.1.1 Descrição dos Equipamentos

Os equipamentos que envolvem o setor de radiologia devem estar descritos no programa de

Garantia de Qualidade do próprio prestador de serviço e informando as características de

marca, modelo, número de série, versão de software, ano de fabricação, data de instalação,

manual de operação, instruções de segurança, controle de manutenções preventivas e

corretivas, testes de constância, testes de aceitação e controle de garantia da qualidade de

acordo com cada equipamento ou sistema:

� Equipamento emissor de radiação,

� Sistema de digitalização de imagens CR,

� Cassetes e placa de fósforos,

� Sistema de Impressão,

� Sistema de armazenamento, transmissão e comunicação de imagens,

� Sistema de visualização de imagens do tipo monitores,

� Sistema de visualização de imagens do tipo negatoscópio,

� Sistema de avaliação da garantia de qualidade, exemplo, termômetro, phantom, sensor

óptico, e outros,

� Ambiente de trabalho: ergonomia, ruído, circulação, iluminação, condições de

segurança.

É recomendado uma luz ambiente inferior a 10 lux39,40,41.

4.1.2 Levantamento Radiométrico

O levantamento radiométrico serve para verificar se os níveis de dose equivalente a que estão

expostos trabalhadores e o público, em geral, estão de acordo com as restrições estabelecidas

na legislação. Esse teste é realizado de quatro em quatro anos ou após modificações da

instalação15. Para avaliação utiliza-se o mesmo processo do sistema filme/écran, CR e DR.

65

4.1.3 Exatidão e reprodutibilidade da Tensão do Tubo

Esse teste avalia a exatidão e a reprodutibilidade da tensão do tubo de raios X de Mamografia.

Para realização do teste remove-se a bandeja de compressão, posiciona-se o instrumento de

medição sobre o suporte de mama centralizado e à distância aproximada de 4 cm da parede

torácica. Seleciona-se o modo de operação manual e utilizam-se quatro valores de tensão mais

utilizados clinicamente (p.ex.: 26 kVp, 28 kVp, 30 kVp e 32 kVp)16,40.

Foi selecionado um valor de 62,8 mAs, de modo a ajustar os parâmetros do instrumento

utilizado. Foram feitos quatro exposições para os valores de 26 kVp, 28 kVp, 30 kVp e 32

kVp. Os cálculos para a medida de exatidão (d%) da tensão foram obtidos de acordo com a

seguinte equação, para cada conjunto de medidas:

nom

mednom

kVpkVpkVp

100%d−

⋅= (9)

Onde: kVpnom representa o valor nominal da tensão de pico de cada conjunto de medidas;

kVpmed representa o valor médio das leituras realizadas.

Os cálculos para a medida de reprodutibilidade da tensão foram obtidos de acordo com a

seguinte equação, para cada conjunto de medidas:

med

i

kVpxsd

CV)(

= (10)

Onde: CV representa o coeficiente de variação (reprodutibilidade) de cada conjunto de

medidas;

sd(xi) representa o desvio padrão de cada conjunto de medidas.

4.1.4 Taxa de Kerma no Ar - K

Este teste foi realizado com o controle automático de exposição desligado, definindo-se um

valor de tensão de 28 kV e valores de carga de 20, 40, 60 e 80 mAs. Posicionou-se a câmara

de ionização sobre o Bucky centralizado num suporte de isopor a uma distância aproximada

de 4 cm da parede torácica utilizada como suporte, de modo a ficar com sua superfície

66

perpendicular ao feixe de radiação. Na escolha de todos os parâmetros levou-se em

consideração a rotina de uso do equipamento de mamografia16,40.

O valor de taxa de kerma no ar foi obtido após a media de cinco exposições para cada valor

de carga, onde foi utilizado um mesmo cassete em todas as exposições para verificação da

imagem e conseqüentemente o valor de pixel médio VP.

A reprodutibilidade para cada valor de carga é calculada pelo coeficiente de variação (CV) da

taxa de kerma no ar, utilizando a equação abaixo:

medKsd

CV = (11)

onde:

sd = desvio padrão.

K méd. = Valor médio de Kerma

A Linearidade foi calculada pelo valor médio das leituras obtidas (Lmédio), para cada valor de

mAs, dividiu-se cada valor médio pelo mAs correspondente (R = Lmédio /mAs), selecionando-

se o maior e o menor valor de R e calcula-se a linearidade L(%).

2/100%

21

21

RRRR

L+

−⋅= (12)

Para ser reprodutível o valor do coeficiente de variação encontrado tinha que ser menor que

10% e a linearidade menor que 20%16. Foram medidos valores de kerma para diferentes doses

e comparadas com o valor de pixel correspondente e apresentadas em gráficos.

4.1.5 Camada Semi-Redudora - CSR

Este teste foi realizado utilizando o mamógrafo Siemens no modo manual de operação, os

valores de tensão variaram de 23 a 32 kV.

A câmara de ionização foi posicionada sobre o bucky posicionada a 4 cm da parede torácica e

em cima de um suporte de 4 cm de altura para acondicionar a câmara, alinhado com o tubo

de raios X, de modo a ficar com sua superfície perpendicular ao feixe de radiação e centro

sensível da câmara de ionização conforme FIG.33.

67

O campo de luz do equipamento de raios X foi aberto de modo a cobrir toda área sensível da

câmara de ionização acoplada ao monitor de radiação, de acordo com as indicações em sua

superfície. Foi escolhido uma carga de valor fixo de 20 mAs de forma a tornar a carga de

trabalho pouco desgastante para o equipamento de raios X durante a realização do teste15.

Foram realizadas três medidas sem a adição de filtros adicionais e registrados seus valores.

Após a adição de um filtro de alumínio, de espessura bem definida, foram realizadas três

medidas e registrados seus valores. As exposições foram realizadas adicionando atenuadores

de 0.1, 0.3, e 0.4 mm de Al até obtenção de um valor de dose como sendo a metade do valor

inicial do feixe sem filtros. O cálculo do valor da camada semi-redutora CSR, foi apresentado

em tabela e gráfico.

Figura 33 – Teste para avaliação da camada Semi-redutora.

4.1.6 Relação Contraste Ruído / AEC

O sistema de Controle Automático de exposição AEC utiliza uma fotocélula posicionada

abaixo da posição do cassete, que mede a espessura da mama após a compressão em uma área

representativa e, ao realizar a exposição quando se alcança a dose estabelecida da calibração

do mamógrafo o sistema bloqueia a exposição. O AEC é compensado pela espessura da

mama. Nos testes realizados utilizamos a fotocélula na posição 239,40.

Para esse teste é necessário um simulador uniforme que servirá de atenuador. Consiste em

obter imagens de estrutura de PMMA nas espessuras de 2, 4 e 6 cm. Para cada imagem

68

medimos o valor médio de pixel MPV e o desvio padrão SD, respectivamente calculados por

um ROI.

Em alguns equipamentos do tipo CR é difícil extrair as relações estatísticas relativa ao ROI

por causa do software proprietário utilizado e esse recurso não estar disponível para o usuário.

O protocolo europeu recomenda o tamanho do ROI de 4 cm2 e o desvio padrão máximo

aceitável deve ser menor que ± 10% para cada ROI41. Utilizou-se a mesma placa de fósforo

em todas as exposições e uma tensão de 28 kV.

4.1.7 Alinhamento da Placa de fósforo (IP)

Esse teste serve para verificar se o campo da radiação está coincidente com o campo

luminoso, e se não está expondo o paciente principalmente na região torácica. O alinhamento

do campo de raios X pode ser medido com o auxílio de dois cassetes e duas moedas. 39,40

Coloca-se o primeiro cassete dentro do bucky e o segundo sobre a bandeja de suporte da

mama projetado cerca de 3 cm na direção da parede torácica. Marca-se a posição da bandeja

de compressão do lado da parede torácica colocando as moedas na parte superior do segundo

chassis. Utiliza-se para sensibilizar os IP uma técnica manual de 28 kV e 20 mAs. As imagens

são impressas e mede-se o desalinhamento entre a posição do IP dentro do bucky e o campo

de raios X conforme FIG.34.

Figura 34 – Teste alinhamento entre campo de RX e Detetor.

69

4.1.8 Força de Compressão

A compressão da espessura da mama reduz a proporção da radiação espalhada, reduz a dose e

melhora o contraste da imagem. A força de compressão é medida com uma balança16. Caso a

balança não tenha um certificado de calibração, deve-se fazer uma inter-comparação com

outra balança para verificação das medidas. É efetuada a compressão e medido o valor em

quilogramas como apresenta a FIG.35.

Figura 35– Teste de força de compressão.

4.1.9 Alinhamento da Bandeja de Compressão

A aferição do alinhamento da bandeja de compressão é feita colocando-se uma espuma de

50mm de espessura e após compressão foi medido a distância entre a superfície do Bucky e

cada canto da bandeja de compressão. As medidas devem ser iguais em todos os lados. A

variação das distâncias da bandeja de compressão é a diferença, em milímetros, entre o maior

e o menor valor da altura da espuma quando comprimida39. Segundo o Colégio Brasileiro de

Radiologia, a diferença deve ser de no máximo 5 mm entre o maior e o menor valor, como

visto na FIG.36.

Figura 36– Teste de alinhamento da bandeja de compressão.

70

4.1.10 Uniformidade do Detetor

A uniformidade do sistema receptor de imagem pode ser obtida expondo a placa de fósforo

em um padrão de simulador de mesma densidade e medindo os valores da resposta do detetor

em toda sua área disponível40,41. Deve-se avaliar uma imagem não processada para cinco

ROIs e verificar o valor médio de pixel de cada ROI e calcular a média entre as ROIs obtidas

em diferentes pontos da imagem. Para esse teste utilizamos 40 mmm de Placas de acrílico de

Polimetilmetacrilato (PMMA) de espessura e duas técnicas de 28 kV e 63 mAs e de 28 kV e

100 mAs com o alvo e filtro de Mo/Mo, de acordo com a FIG.37.

Figura 37– Avaliação de Uniformidade do detetor.

Calculou-se a variação através da fórmula:

VARIAÇÃO (%) = (VALOR EM CADA ÁREA – MÉDIA)* 100 / MÉDIA (13)

O valor de desvio padrão máximo para o valor de pixel deve ser ± 10%18,41.

4.1.11 Linearidade do Detetor

A resposta do sistema detetor comparada com o valor de kerma no ar deve ser linear18,41.

Assim utilizou-se a câmara de ionização da Radcal de 6 cm3 para avaliação de dose e

simulador de PMMA de 30 mm de espessura. Foram realizadas diversas exposições para

avaliar os valores de kerma no ar como visto na FIG.38. Para cada exposição realizado um

mesmo cassete foi digitalizado para leituras do valor de pixel, assim plotamos um gráfico do

valor de dose em relação ao valor de pixel.

71

Após esse procedimento foi feita uma linearização da curva, obtendo assim a resposta de dose

em referência ao valor de pixel do sistema analisado.

Figura 38– Linearidade do detetor.


Utilizou-se o simulador de Mama CBR e o simulador Antropomórfico para medir os limites

de resolução espacial.

O simulador de Mama possui 4 grades metálicas com 4, 6, 8 e 12 pares de linhas/mm42. Os

valores referentes à resolução espacial foram avaliados visualmente. Os valores variam de

2,4,8 e 12 lp/mm, como demonstrado na FIG.25.

O simulador Antropomórfico possui na sua estrutura um avaliador de resolução espacial, visto

na FIG.26.

4.1.13 Razão Sinal Ruído SNR

Neste teste utilizou-se o simulador de PMMA com as espessuras de 20, 30, 40, 50, 60 e 70

mm nas combinações de Mo/Mo, Mo/Rh e W/Rh de alvo e filtros. As tensões variaram de 26

e 27 kV. Anota-se o valor de mAs. O valor da razão sinal ruído é dado para uma específica

72

ROI onde, calculamos o valor médio de pixel menos o valor de pixel de fundo dividido pelo

desvio padrão do valor pixel41.

Calcula-se a variação das medidas através da formula.

pixeldevalordopadrãoDesviopixeldevalordoteconspixeldemediovalor

SNRtan−= (14)

4.1.14 Razão Contraste Ruído CNR

Utilizamos o simulador de PMMA uniforme com as espessuras de 20, 30, 40, 50, 60 e 70 mm

e com um objeto de 0,2 mm de espessura de Al. Colocamos o objeto de Alumínio a 6 cm da

parede torácica em cima do PMMA de acordo com a FIG.39. Utilizou-se a combinação de

Mo/Mo de alvo e filtro e tensões de 26, 27, 28, 30 e 32 kV. Anota-se o valor de mAs e após a

digitalização da imagem, seleciona-se uma ROI de 4 cm2 dentro da área que representa o

objeto de alumínio e outra ROI na área de densidade contínua do simulador41. Mediu-se o

valor médio de pixel e o desvio padrão em uma imagem não processada (raw data), a partir

daí, calcula-se a razão contraste ruído através da formula.

2)()(sin

)()(sin22 backgroundpadrãoDesvioalpadrãoDesvio

backgroundpixeldomédiovaloralpixeldomédiovalorCNR

+

−= (15)

Figura 39 – Avaliação de Razão Contaste Ruído.

Recomenda-se uma variação máxima de ±20% para CNR18.

73


Para avaliação da qualidade da imagem utilizamos o simulador radiográfico de mamografia

PMMA (Phantom Mama) no sistema CR 850 e filmes laser a seco DVB e no sistema de

mamografia convencional filme-écran marca Kodak modelo MINR EV de modo comparativo.

O objetivo é apresentar as diferenças referentes às imagens adquiridas através de simulador

radiográfico de mamografia PMMA (Phantom Mama) nos sistemas analógicos e digitais.

Os testes foram realizados em um mesmo aparelho de Mamografia marca Siemens modelo

3000 Nova com o Controle Automático de Exposição ligado e uma tensão de 28 kV, com

bandeja de compressão em contato com o simulador de mama, câmara sensora na 2ª posição

mais próxima da parede torácica para ambos os sistemas e combinações de alvo/filtro de

Mo/Mo. Os testes de qualidade avaliaram a resolução espacial, as estruturas próprias do

phantom, artefatos, densidade óptica de fundo e contraste dos filmes de mamografia do

sistema convencional e a laser. A avaliação foi baseada no padrão desenvolvido pelo órgão

fiscalizador do Estado de Minas Gerais43.

A qualidade da imagem foi avaliada usando-se um simulador radiográfico denominado

Phantom Mama 469 que simula uma mama comprimida entre 4 e 5 cm e possui, no interior,

detalhes que produzem imagens do tipo microcalcificações, fibras e massas tumorais.

A análise das curvas de contraste do sistema analógico e digital se baseou na equação de

regressão que pode ser do tipo:

Densidade Óptica = A [Degrau] + B (16)

Onde, o eixo X é representado por valores de Degrau de calibração do simulador de mama

469 e o Eixo Y é o valor de densidade óptica de referência do simulador. Na equação A

representa a inclinação da reta de contraste e B, a constante associada à posição relativa da

reta de contraste.

74

4.1.16 Simulador CDMAM

Para avaliação da qualidade de contraste foi utilizado simulador CDMAM 3.4. Esse simulador

ajuda na verificação e distinção de objetos de baixo contraste e diâmetro do sinal de fundo,

conforme visto na FIG.40. Deve-se fazer uma imagem com o simulador CDMAM

posicionado no Bucky com os discos de pequeno diâmetro para o lado do tórax. O simulador

ficou entre 20 mm de placas de acrílico.

Figura 40 – Posicionamento do simulador CDMAM.

Uma serie de imagens foram digitalizadas e processadas utilizando o próprio software do CR

para melhor visualização das estruturas do simulador e depois foram impressas para a

avaliação visual.

Outro grupo de imagem foi salvo raw data, ou seja, sem qualquer processamento para

avaliação automatizada pelo software CDMAM.

A avaliação automatizada do simulador será apresentada pelo número de discos visualizados

na imagem adquirida, através da indicação da posição dos discos que está fora do centro dos

quadrados.


A dose glandular média foi medida com o auxílio da câmara de ionização Radcal Corporation,

modelo 9015, número serial 910288 para as espessuras de 30, 40, 50 e 60 mm de PMMA que

75

equivale à espessura de uma mama de 32, 45, 60 e 75 respectivamente18. Utilizou-se o AEC

semi-automático. Os dados referentes às técnicas de exposição, combinações de alvo filtro,

valor de carga (mAs) e medidas de dose glandular média esta apresentado em forma de

TAB.13.

Foi realizado um estudo de coletas de dados de pacientes com objetivo de determinar o valor

da dose glandular média, recebidas pelos pacientes devido ao exame de mamografia, nas

projeções Crânio Caudal (CC) e Médio Lateral Oblíqua (MLO), com base nos critérios da

Comunidade Européia e na qualidade da imagem19 e teste de desempenho do mamógrafo.

A dose glandular é obtida a partir do kerma incidente para cada paciente, usando18,41:

2,, )(

d

dPYscKscD ref

ITKDiKDG iGiG⋅⋅⋅⋅=⋅⋅= (17)

onde:

DG é adose glandular

Ki é o kerma incidente para cada paciente, obtido a partir do rendimento

iG KDc , é um coeficiente de conversão de kerma incidente da dose glandular, no qual depende

do valor de espessura da camada semi-redutora, que depende do valor de rendimento U.

“s” é um fator dependente do material do ânodo e filtro.

4.1.18 Monitor / Negatoscópio

Os monitores e os negatoscópios são os últimos equipamentos usados para interpretar as

imagens com alta qualidade. A limpeza desses equipamentos pode afetar as imagens de

mamografia que são visualizadas. É necessário verificar semanalmente a limpeza, de sujeiras,

impressões digitais e outras marcas que podem afetar a visualização da imagem.

O negatoscópio deve ter brilho adequado, com emissão uniforme de luz em toda a área de

visualização, para que a imagem capturada no filme possa ser efetivamente diagnosticada,

referência (3000-6000 cd/ m2)18,40.

76

Uma atenção especial deve ser dada aos monitores para diagnóstico de imagens, a variação de

luminância deve ser medida com um fotômetro apropriado e calibrado. A relação entre

mínimo e o máximo de luminância deve estar entre (300-800 cd/m2) 18,40. Deve ser observado

o tipo de monitor, tubo de raios catódico (CRT) e monitores de tela planas e finas tipo

monitores de cristal líquido (LCD). Distorções nas imagens podem aparecer devido à

interferência de outros aparelhos eletrônicos e também devido a danos no pixel.

Os monitores para diagnósticos de mamografia devem ser de pelo menos três mega pixel e

com sistemas de calibração e verificação da uniformidade de luminância em toda a área

visível e com o controle de garantia da qualidade implementado. Devem-se utilizar padrões

internacionais do tipo TG 18-QC ou SMPTE para verificação da resposta visual44, como

demonstrado na FIG.41.

Figura 41– Controle de Qualidade em Monitores.

4.1.19 Artefatos

A presença de artefatos nos sistemas digitais pode ter várias origens, como a entrada de luz no

sistema digitalizador, dano físico do IP, sujeiras acumuladas e devido ao processamento da

imagem. Importante verificar os relatórios de erro do sistema digitalizador para solucionar

problemas junto ao serviço técnico39, 40, 41.

Uma forma simples de evitar artefatos consiste em limpar os IP com produtos indicados pelo

fabricante e pincel macio específico para retirada de pequenos fragmentos em intervalos de

500 exposições e/ou mensal e/ou condições de ambiente desfavorável.

77

São comuns artefatos do tipo linha horizontal e vertical na imagem, cortes na imagem,

diferenças acentuadas ocorridas por falta dos PMTs, linhas digitais, falha no laser,

gradeamento, variação do tamanho real entre aquisição, impressão e visualização, mudanças

indevidas nos filtros padrões de processamento da imagem.

Deve ser feito o apagamento dos cassetes pela manhã ou período superior a 24 horas para

evitar ruído e resíduos na placa de fósforo.

Artefatos causados por gradeamento da imagem podem ocorrer, sendo necessária a avaliação

da relação de grade. Em alguns casos o recomendado é uma relação do tipo 6:1. Algumas

radiologias digitais têm incorporado em seu sistema um software para supressão do efeito de

grade. Os problemas com relação à grade devem ser resolvidos através da interação dos

fabricantes do mamógrafo e das radiologias digitais CR.

78

5. RESULTADOS E DISCUSSÃO 5.1.1 Descrição dos Equipamentos

Os equipamentos utilizados nos testes foram descritos no capítulo 4.

5.1.2 Guias de Referência

As sistemáticas adotadas para a avaliação dos testes foram baseadas principalmente na

portaria 453/98 da ANVISA15, Radiodiagnóstico Segurança e Desempenho de Equipamentos

ANVISA 200516, no programa de rastreamento do Câncer NHS39, nas recomendações de

Física e Ciências em Engenharia Médica Australiano40, no Protocolo Europeu de Garantia da

Qualidade Protocolo Europeu41, no programa em Mamografia do CBR42 e nos parâmetros do

Colégio Americano de Radiologia45.

5.1.3 Exatidão e reprodutibilidade da Tensão do Tubo

Os valores obtidos na realização deste teste estão apresentados na TAB.3 que mostra a

reprodutibilidade e exatidão da tensão de pico do mamógrafo, calculadas com a utilização das

equações 10 e 9 respectivamente, para cada conjunto de parâmetros. Este teste foi realizado

sob temperatura, pressão e umidade relativa do ar controlada e seus fatores foram corrigidos.

Tabela 03 – Resultados obtidos na determinação da Tensão de Pico.

Tensão (kVp)

Alvo /Filtro

Carga (mAs)

Leituras (kVp)

Média (kVp)

Desvio Padrão

Reprodutibilidade CV

Exatidão d(%)

1ª 2ª 3ª 4ª 5ª 26 Mo/Mo 62,8 26,3 26,1 26,6 26,3 26,3 26,32 0,179 0,007 -1,231 28 Mo/Mo 62,8 28,5 28,8 28,6 28,6 29,0 28,73 0,222 0,008 -2,589 30 Mo/Mo 62,8 30,3 30,2 30,5 30,4 30,3 30,34 0,114 0,004 -1,133 32 Mo/Mo 62,8 31,5 31,5 31,4 31,4 31,4 31,44 0,055 0,002 1,750

Na determinação da reprodutibilidade da tensão de pico, o maior valor de dispersão do valor

de pico foi de 0.008, para a exposição de 28 kV e 62,8 mAs que ficou muito abaixo do

exigido pela ANVISA 2005, o qual deve ser menor que 0,02.

Na determinação da exatidão, o maior valor encontrado foi na técnica utilizada de 28 kV e

62,8 mAs onde o valor de exatidão foi de -2,589%, enquanto a resolução ANVISA 2005

exige um valor dentro da faixa de ±5%16.

79

Ambos os testes, reprodutibilidade e exatidão obtiveram um valor de incerteza de ± 2,6% para

um fator de abrangência k = 2.

5.1.4 Kerma no Ar

Os valores obtidos na realização deste teste estão apresentados na TAB.4, os quais permitem

os cálculos de reprodutibilidade e linearidade de kerma no ar do equipamento de raios X,

através das equações 11 e 12, respectivamente. Este teste foi realizado sob uma temperatura,

pressão e umidade relativa do ar controlada e seus fatores foram corrigidos.

Tabela 04 – Resultados das médias de Kerma no Ar.

Tensão Carga Leituras K (mGy) K médio

(mGy) sd Reprodutibilidade R Linearidade

(kVp) (mAs) 1ª 2ª 3ª 4ª 5ª Corrigido CV(%) Linear R 28 20 2,427 2,433 2,434 2,436 2,434 2,550 0,003 0,134% 0,127 2,172%

VMP 3148 3146 3142 3147 3145 3145,60 2,302 0,073% 125,824 17,70%

40 4,934 4,932 4,932 4,936 4,938 5,171 0,003 0,050% 0,129 2,17%

VMP 3446 3448 3447 3445 3442 3445,60 2,302 0,067% 137,824 17,70%

62,8 7,808 7,806 7,804 7,804 7,805 8,180 0,002 0,020% 0,130 2,17%

VMP 3641 3642 3647 3643 3648 3644,20 3,114 0,085% 145,768 17,70%

80 9,925 9,927 9,929 9,928 9,934 10,405 0,003 0,032% 0,130 2,17%

VMP 3756 3757 3757 3760 3753 3756,60 2,510 0,067% 150,264 17,70%

VMP = Valor médio de pixel

Na determinação da reprodutibilidade de kerma no ar, o maior valor encontrado na exposição

de 20 mAs e 28 kV foi de 0,134% (0,001) valor que, de acordo com a ANVISA 2005, deve

estar entre � 0,10 (recomendável � 0,05).

Os valores de linearidade de Kerma no ar foi de 2,172% para todas as medidas, sendo que

esse valor deve estar dentro de ±20% sendo recomendável ±10%.

A incerteza desse testes foi de ± 3,6% para um fator de abrangência k = 2.

Na realização dos testes de kerma no ar, todas as imagens foram digitalizadas para se

determinar a reprodutibilidade do VMP de todas as exposições. O maior valor encontrado foi

de 0,073% para 28 kV e 20 mAs. O valor de linearidade do VMP foi de 17.70% para todas as

imagens.

80

5.1.5 Camada Semi-redutora CSR

Este teste foi realizado utilizando o mamógrafo Siemens no modo manual de operação, os

valores de tensão variaram entre 23 a 32 kV e um valor de carga fixo em 20 mAs. A TAB.5

apresenta os resultados obtidos na determinação da camada semi-redutora.

Tabela 05 – Resultados da medida da camada semi-redutora.

Tensão Carga Filtro Leituras (mGy) Média Intensidade (kVp) (mAs) Adicional Corrigida do Feixe CSR

(mmAl) 1 2 3 (mGy) (%) (mm) Al

23 20 0,000 1,0700 1,0720 1,0720 1,171 100,00 0,31 23 0,100 0,8335 0,8337 0,8345 0,912 77,84 23 0,300 0,5391 0,5930 0,5393 0,609 52,00 23 0,400 0,4419 0,4425 0,0443 0,338 28,90 24 20 0,000 1,2530 1,2540 1,2540 1,370 100,00 0,32 24 0,100 0,9875 0,9873 0,9869 1,079 78,75 24 0,300 0,6490 0,6496 0,6504 0,710 51,82 24 0,400 0,5389 0,5379 0,5385 0,589 42,95 25 20 0,000 1,4540 1,4550 1,4540 1,590 100,00 0,33 25 0,100 1,1550 1,1550 1,1550 1,263 79,42 25 0,300 0,7722 0,7724 0,7712 0,844 53,08 25 0,400 0,6435 0,6433 0,6433 0,703 44,24 26 20 0,000 1,6650 1,6700 1,6650 1,822 100,00 0,35 26 0,100 1,3370 1,3370 1,3380 1,462 80,24 26 0,300 0,9034 0,9041 0,9043 0,988 54,24 26 0,400 0,7582 0,7578 0,7576 0,828 45,47 27 20 0,000 1,9000 1,8990 1,8980 2,076 100,00 0,36 27 0,100 1,5330 1,5320 1,5340 1,676 80,73 27 0,300 1,0480 1,0470 1,0470 1,145 55,15 27 0,400 0,8803 0,8809 0,8823 0,963 46,40 28 20 0,000 2,1400 2,1360 2,1390 2,338 100,00 0,37 28 0,100 1,7380 1,7360 1,7337 1,898 81,18 28 0,300 1,1980 1,1970 1,1980 1,309 56,01 28 0,400 1,0110 1,0120 1,0130 1,106 47,33 29 20 0,000 2,3950 2,3910 2,3940 2,616 100,00 0,38 29 0,100 1,9560 1,9550 1,9560 2,138 81,71 29 0,300 1,3570 1,3560 1,3570 1,483 56,69 29 0,400 1,1510 1,1510 1,1490 1,257 48,06 30 20 0,000 2,6550 2,6590 2,6580 2,905 100,00 0,38 30 0,100 2,1730 2,1750 2,1750 2,377 81,82 30 0,300 1,5180 1,5180 1,5180 1,659 57,12 30 0,400 1,2970 1,2960 1,2960 1,417 48,78 31 20 0,000 2,9370 2,9370 2,9410 3,212 100,00 0,39 31 0,100 2,4970 2,4100 2,4060 2,665 82,96 31 0,300 1,6940 1,6940 1,6930 1,851 57,64 31 0,400 1,4500 1,4500 1,4500 1,585 49,35 32 20 0,000 3,2180 3,2190 3,2210 3,519 100,00 0,40 32 0,100 2,6450 2,6450 2,6450 2,891 82,16 32 0,300 1,8720 1,8720 1,8710 2,046 58,14 32 0,400 1,6060 1,6070 1,6060 1,756 49,90

81

A camada semi-redutora foi medida para os valores de tensão de 23, 24, 25, 26, 27, 28, 29,

30, 31, 32 kV. Foram realizadas três medidas avaliando o kerma no ar medido (mGy). Após a

adição de filtros de alumínio, de espessura de 0.1, 0.3, e 0.4 mm de Al mediu o valor de

kerma no ar e relação de intensidade do feixe inicial até obter-se a um valor abaixo de 50% da

intensidade inicial do feixe.

Com base nos dados da TAB.5, um gráfico foi plotado FIG. 42 de modo a ilustrar as curvas

de atenuação de 23 a 32 kV, obtida a partir da colocação de filtros atenuadores de alumínio

entre o tubo de raios X e a câmara de ionização Radcal Corporation, modelo 9015, número

serial 910288.

Curva de Atenuação - Mamografo Siemens 3000 Nova

20

25

30

35

40

45

50

55

60

65

70

75

80

85

90

95

100

0,000 0,050 0,100 0,150 0,200 0,250 0,300 0,350 0,400

Espessura (mmAl)

Inte

nsid

ade

da R

adia

ção

(%)

23 kV 24 kV 25 kV 26 kV 27 kV 28 kV 29 kV 30 kV 31 kV 32 kV Polinômio (28 kV)

Figura 42 – Curva de atenuação do Mamógrafo.

A equação a seguir representa a forma que foi calculada a CSR apresentada na TAB.5:

)/(ln)/2(ln)/2(ln

LblaLoLbxaLoLaXb

CSR−= (18)

Onde: CSR representa o valor da camada semi-redutora;

Lo = leitura inicial de exposição

La = leitura de exposição imediatamente superior a lo/2,

Lb = leitura de exposição imediatamente inferior a lo/2,

Xa= espessura de Al correspondente à leitura de la,

Xb= espessura de Al correspondente à leitura de lb,

82

I1/2 representa o valor da intensidade da radiação, que para o cálculo da CSR, deve ser de 50%

(metade do valor da intensidade inicial de radiação). O valor encontrado para a camada semi-

redutora para a curva de 28 kV foi de 0,37 mm de alumínio como demonstra a TAB.5 com

uma incerteza de 3,83% para um fator de abrangência k = 2.

5.1.6 Alinhamento da Placa de Fósforo

O teste de alinhamento da placa de fósforo com os raios X deve cobrir toda a área exposta no

cassete, mas não deve ultrapassar a bandeja de suporte da mama no lado da parede torácica

em mais de 1% da diferença entre foco e o detetor (DFR).

A diferença entre o campo de radiação e a placa de fósforo junto à parede torácica foi de 3mm

medidos através das imagens impressas. Esse valor corresponde a 0,46 % em relação a

distancia entre o foco e o detetor que é de 650 mm para o mamógrafo Siemens 3000 nova.

Se o campo de radiação excede a margem da parede torácica do filme em mais de 1 % da

DFR deve-se solicitar ajuste16.

5.1.7 Força de Compressão

O teste para realização da força de compressão após cinco medidas realizadas foi 14 kg em

todas as medidas realizadas. De acordo com a ANVISA 2005 esses valores devem estar entre

11 e 18 kg. Devido a não calibração da balança foi realizada a inter-comparação com outra

balança para verificação das medidas.

5.1.8 Alinhamento da Bandeja de Compressão

Após a compressão da espuma foi medida a altura nas extremidades da bandeja de

compressão, onde a altura anterior direita da bandeja de compressão foi de 23 mm, a altura

anterior esquerda da bandeja de compressão foi de 22 mm, a altura posterior direita da

bandeja de compressão foi de 23 mm e a altura posterior esquerda da bandeja de compressão

foi de 22 mm. Sendo a deformação medida de 23 mm – 22 mm = 1 mm.

De acordo com o Colégio Brasileiro de Radiologia a deformação máxima aceitável é de 5mm.

83

5.1.9 Uniformidade do Detetor

Os valores obtidos na realização deste teste estão apresentados na TAB.6, que mostra os

valores para as duas técnicas utilizadas na realização do teste, tensão de 28 kV e carga de 62,8

e 100 mAs. Utilizou-se a equação 13, para o cálculo da variação do valor médio de pixel nas

ROIs nas áreas superior esquerda (SE), superior direita (SD), inferior esquerda (IES), inferior

direita (ID), região central (C). As imagens digitalizadas não tiveram processamento, ou seja

foram raw data.

Tabela 06 – Avaliação da Uniformidade do detetor.

Valor médio de Pixel CR

SE SD IES ID C Média IE 28 kV 63 mAs 2230 2242 2233 2243 2238 2237 2149

Variação % -0,32% 0,21% -0,19% 0,26% 0,04% 28 kV 100 mAs 2428 2442 2433 2443 2436 2436 2348

Variação % -0,34% 0,23% -0,14% 0,27% -0,02% IE=Índice de Exposição

Observamos que a variação dos valores médios de pixel em todas as áreas para a técnica de 28

kV e 63 mAs apresentou valor máximo de -0,32% na área da ROI Superior Esquerda (SE) e

para a técnica de 28 kV e 100 mAs apresentou valor máximo de -0,34% na RÓI superior

esquerda. Logo esse detetor apresenta uma boa resposta em toda a sua área quando exposto às

técnicas acima. A variação pode ser devida a aquisição e ao sistema do CR na leitura e

escaneamento da placa de fósforo.

É permitida uma variação ≤ 10% entre o valor médio do pixel em cada área e a média do

valor de pixel das cinco áreas18.

5.1.10 Linearidade do Detetor

O teste verifica a resposta da placa de fósforo em relação à variação de kerma no ar. As

radiações foram realizadas sempre com uma mesma placa de fósforo, com a tensão de 28 kVe

diferentes valores de carga, com alvo de Mo e filtro de Mo, no modo semi-automático de

exposição. A resposta do detetor foi avaliada pelo valor médio de pixel, desvio padrão e o

valor de Kerma foram medidos com a câmara de ionização conforme TAB. 07.

84

Tabela 07– Avaliação de Linearidade do Detetor.

mAs Kerma de entrada

(mGy) Log Kerma

( �Gy )

Valor médio do Pixel Desvio Padrão Valor

de Plxel

4 0,413 2,602 1004,50 32,33

8 0,862 2,933 1311,25 22,93

16 1,753 3,243 1638,25 15,83

25 2,774 3,442 1831,75 13,25

32 3,564 3,551 1941,25 11,40

45 5,031 3,701 2088,50 9,88

63 7,062 3,849 2237,00 8,35

100 11,252 4,051 2436,50 7,05

140 15,763 4,197 2576,50 6,18

250 28,191 4,450 2835,50 5,00

Observa-se que para uma menor dose de kerma de entrada o desvio padrão do valor de pixel é

maior que para uma maior dose de kerma de entrada no detetor. Quando a dose é menor e a

contribuição do ruído é maior causando uma maior diferença dos valores de pixel.

A FIG.43 representa um gráfico da resposta do valor médio de pixel em relação ao logaritmo

de kerma no ar. Como era previsto na literatura a resposta do sistema CR 850 e cassetes EHR

M2 é linear e conforme a linha de tendência e valor de R2 = 0,9999.

Linearidade da Resposta do Detetor

y = 998,77x - 1629,8R2 = 0,9999

0

500

1000

1500

2000

2500

3000

2,50 2,75 3,00 3,25 3,50 3,75 4,00 4,25 4,50

Log de Kerma na superfície do Detetor (�Gy)

Val

or m

édio

de

Pix

el

Figura 43 – Curva logarítmica da Resposta do detetor.

85

De acordo com Protocolo Europeu de Garantia da Qualidade o valor de R2 deve ser maior que

0,99. Assim o teste esta conforme.

A FIG.44 representa um gráfico da resposta do detetor ao valor de kerma no ar em relação ao

valor médio de pixel. O valor de R2 é igual a 0,9999

Resposta do Detetor

y = 433,76Ln(x) + 1386,8R2 = 0,9999

0

500

1000

1500

2000

2500

3000

0,00 5,00 10,00 15,00 20,00 25,00 30,00

Kerma na superfície do Detetor (�Gy)

Val

or m

édio

de

Pix

el

Figura 44 – Curva de resposta do detetor.


A resolução espacial foi medida através da realização da imagem do simulador

Antropomórfico utilizando a técnica de 28 kV e 62,8 mAs. A imagem foi processada e

impressa em um filme a seco modelo DVB, no qual foi observada por três avaliadores a

resolução espacial de 8 lp/mm quando o objeto de teste ficou na posição paralela ao ânodo do

tubo de Raios X e resolução de 7 lp/mm quando o objeto de teste ficou na posição

perpendicular ao ânodo do tubo de Raios X, como visto na FIG.45

Figura 45 – Objeto de teste para avaliação de resolução

espacial.

86

Esse teste foi comprovado com a realização de uma imagem com o phantom Mama,

utilizando a técnica de 28 kV e 62,8 mAs. A imagem foi processada e impressa em um filme

DVB sendo observado por três avaliadores as grades de resolução espacial de 8 lp/mm.

5.1.12 Razão Sinal Ruído – SNR

Os valores obtidos na realização da razão sinal ruído estão apresentados na TAB.08, que

mostra a variação de espessura de PMMA, os valores de tensão e combinação de alvo/filtro,

os valores de carga em mAs, os valores médio de pixel e seu desvio padrão de cada imagem.

As imagens utilizadas não tiveram processamento, raw data e o índice de exposição foram

representados por IE. Utilizou-se a equação 14 para o cálculo da razão sinal ruído da imagem.

O valor da constante do valor de pixel ou pixel de fundo foi obtido digitalizando a placa de

fósforo e medindo o valor médio de pixel em cinco ROIs, onde o valor encontrado foi de 25.

Tabela 7– Avaliação da Razão Sinal Ruído.

Espessura de PMMA

kV Alvo/Filtro

mAs Valor do pixel no fundo

SNR Calculada

SNR relativa

Valor Limite para SNR

Relativa (%)*

(mm) IE (média ± sd) (%)

20 26 Mo/Mo 13,8 2352 2426 - 7,3 328,90 1,49 ±10 30 27 Mo/Mo 56 2359 2434 - 7,5 321,20 3,92 ±10 40 28 Mo/Mo 94,5 2354 2425 - 7,4 324,32 2,92 ±10 50 30Mo/Mo 110 2334 2395 - 7,1 333,80 0,00 ±10 60 32Mo/Mo 137 2332 2379 - 7,5 313,87 6,35 ±10 70 32Mo/Mo 245 2339 2384 - 7,7 306,36 8,96 ±10

Observam-se na tabela os valores limites estabelecidos pelo Protocolo Europeu de Garantia da

Qualidade e os valores de SNR relativa em percentual é de ± 10%, o valor máximo foi de

8,96% para espessura de 70 mm de PMMA, sendo aprovado em todas as exposições e estando

em conformidade.

5.1.13 Razão Contraste Ruído - CNR

Os valores obtidos na realização da razão contraste ruído estão apresentados na TAB.09, que

mostra a variação de espessura de PMMA, os valores de tensão e combinação de alvo/filtro de

87

Mo/Mo, os valores de mAs. Os valores médios de pixel e seu desvio padrão foram medidos

para a ROI de fundo e para a ROI na área de um objeto de 2 mm de Al. As imagens utilizadas

não tiveram processamento, raw data e IE é o índice de exposição. Utilizou-se a equação 15,

para o cálculo da razão contraste ruído da imagem.

Tabela 8 – Avaliação da Razão Contraste Ruído.

Espessura

de PMMA

kV Alvo/Filtro

mAs Valor do pixel no fundo

Valor do pixel

0,2mm AL

CNR Calculada

CNR relativa

Valor Limite para CNR

Relativa (%)*

(mm) IE (média ± sd)

(média ± sd)

(%)

20 26 Mo/Mo 13,8 2352 2426 - 7,3 2298 - 7,8 16,94 172 >132 30 27 Mo/Mo 56 2359 2434 - 7,5 2322 - 7,8 14,64 149 >121 40 28 Mo/Mo 94,5 2354 2425 - 7,4 2327 - 7,7 12,98 132 >110 50 30Mo/Mo 110 2334 2395 - 7,1 2322 - 7,7 9,86 100 >100 60 32Mo/Mo 137 2332 2379 - 7,5 2315 - 7,6 8,48 86 >84 70 32Mo/Mo 245 2339 2384 - 7,8 2329 - 7,7 7,10 72 >68

Observam-se na tabela os valores limites estabelecidos pelo Protocolo Europeu de Garantia da

Qualidade e os valores de CNR relativa em percentual, esta aprovado em todas as exposições

realizadas.


O simulador de Mama utilizado pelo Colégio Brasileiro de Radiologia foi exposto em uma

técnica radiográfica de referência com exposição automática e 28 kV e AEC ligado,

combinação de alvo/filtro de Mo/Mo. No sistema analógico foi usado chassis/filme Kodak

Min-R EV e no sistema digital foi usado cassete EHR M2 – CR 850, os filmes foram

impressos em película de filme laser a seco impresso na DryView 8900. Foi utilizado um

densitômetro X-rite modelo 331 para avaliação dos parâmetros de densidade óptica.

A análise da qualidade da imagem foi realizada com auxílio de três avaliadores para detectar

as estruturas do simulador confome TAB.10

88

Tabela 9 – Avaliação de Qualidade da Imagem com o Simulador de Mama - CBR.

Analógico X Digital PHANTOM

Mama 469

Analógico Digital

Número de exposições 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

Tensão - kVp 28 28 28 28 28 28 28 28 28 28 28

Exposição - mAs AEC 63 63 63 63 63 93 93 93 93 93

Grupo de microcalcificação

Visualizada

5 4 4 4 4 4 4 4 4 4 4

Estrutura de Baixo Contraste Visualizada

8 7 7 7 7 7 7 7 7 7 7

Fibras Visualizadas 6 5 5 5 5 5 5 5 5 5 5

Massas Visualizadas 5 4 4 4 4 4 4 4 4 4 4

Resolução Espacial 12 12 12 12 12 12 8 8 8 8 8

Presença de Artefatos não sim sim sim sim sim não não não não não

Os resultados da avaliação do sistema analógico e digital apresentaram uma técnica de

exposição (mAs) diferentes devido a calibração do AEC de ambos sistemas. A dose nas

exposições das imagens de 1 a 5 do sistema analógico apresentou um valor de carga de 63

mAs enquanto no sistema digital para as exposições das imagens de 6 a 10 o valor de carga

foi de 93 mAs.

Os resultados mostraram que os sistemas analógicos e digitais avaliados apresentam o mesmo

nível de desempenho de qualidade para visualização de grupos de microcalcificações,

estruturas de baixo contraste, fibras e massas.

O sistema analógico obteve resolução espacial maior que 12 pl/mm e o sistema digital obteve

resolução maior que 8 pl/mm.

Os sistemas digitais não apresentaram problemas com artefatos na imagem ou foram

insignificantes. Já no sistema analógico houve presença de artefatos na imagem causados pelo

processamento, mesmo estando de acordo com as orientações do fabricante.

A Curva de escala de Contraste representa a posição e a inclinação da reta [Degrau x DO],

caracterizando a velocidade relativa e o contraste geral da imagem. A curva na cor vermelha

representa a curva padrão de calibração do Simulador Mama 469, a curva verde representa a

resposta do sistema analógico filme MINR EV revelado em processadora XOMAT MINR

89

2000 e a curva amarela representa a resposta do sistema digital CR850 filme DVB impresso

na DryView 8900, conforme FIG.46.

Curva Escala de Contraste

y = 0,632x + 0,068

y = 0,579x + 0,697y = 0,583x + 0,505

0,000,250,500,751,001,251,501,752,002,252,502,753,003,253,503,754,00

8,97 9,99 11,07 12,13 12,97

Degrau (x)

Den

sid

ade

Op

tica

(Y)

Linear (Analógico) Linear (Digital) Linear (Padrão Calibração) Figura 46– Curva de escala de contraste Analógico X Digital.

Para esse sistema de avaliação é aceitável um variação de até 10% do valor da reta padrão

(vermelha), ou seja, entre os de 0,52 e 0,64. Uma inclinação menor que 0,52 indica que a

Mamografia produzida no serviço apresenta menos contraste que a Mamografia de referência.

Já uma inclinação 0,64 indica que a Mamografia produzida no serviço apresenta aumento de

contraste que pode gerar um nível de ruído excessivo da imagem mamográfica.

Os sistemas analógicos e digitais aqui avaliados encontraram valores de (0,63 e 0,58)

respectivamente estando ambos dentro dos valores aceitáveis.

5.1.15 Simulador CDMAM

O simulador CDMAM 3.4 foi exposto a uma técnica radiográfica de referência de 28 kV e

AEC, onde o valor da carga foi de 63 mAs para a combinação de alvo/filtro de Mo/Mo. Foi

realizada uma exposição reduzindo a metade o valor da carga e outra exposição dobrando o

valor da carga. Utilizou-se a câmara de ionização Radcal Corporation, modelo 9015, número

serial 910288 em conjunto com câmara de ionização 10X5-6 e teste de desempenho do

mamógrafo para estimativa da dose glandular média (DGM).

A análise subjetiva foi realizada com auxílio de três avaliadores para detectar as estruturas do

simulador CDMAM 3.4 através de uma avaliação visual conforme TAB.11. Utilizou-se a

90

imagem impressa pelo equipamento DV 8900 e filme DVB, visualizada em negatoscópio de

3000 cd/mm2.

Tabela 10 – Avaliação Visual do Simulador CDMAM 4.3.

Diâmetro (mm)

Limiar da espessura de ouro (mm) Valor alcançado Valor

aceitável DGM=

1,57 mGy DGM=

3,14 mGy DGM=

6,28 mGy (mm)

0,1 2 2 2 2 0,25 0,5 0,36 0,36 0,36 0,5 0,25 0,16 0,16 0,16 1 0,13 0,1 0,08 0,1 2 0,1 0,06 0,08 0,06

Observa-se que para a exposição onde a dose glandular média foi de 3,14 mGy foi possível

observar as estruturas de 0.1, 0.25, 0.5, 1 e 2 mm de diâmetro. Considerando a espessura do

simulador de 4,5 mm PMMA a dose glandular média deveria ser menor que 2,5 mGy.

Este estudo usou medidas subjetivas e objetivas para avaliar a qualidade da imagem. A análise

objetiva foi realizada com uso do software CDMAM para avaliação automatizada dos

limiares de espessura de ouro. TAB 12

Para a avaliação da qualidade da imagem automatizada por meio do software CDMAM para

dose de 1,57 mGy foi possível detectar as estruturas de 0.1, 0.25, 0.5, 1 e 2 mm de diâmetro

conforme TAB.12.

Tabela 11 – Avaliação automatizada do Simulador CDMAM 4.3.

Diâmetro (mm)

Limiar da espessura de ouro (mm) Valor alcançado para diversas

DGM Valor

aceitável DGM

1,57 mGy DGM

3,14 mGy DGM

6,28 mGy (mm)

0,1 1,42 1 2 2 0,25 0,36 0,36 0,2 0,36 0,5 0,1 0,08 0,08 0,16 1 0,08 0,05 0,03 0,1 2 0,04 0,04 0,04 0,06

A qualidade da imagem melhora quando se consegue identificar maiores números de discos

na posição correta, isso deve ter uma relação com a dose glandular média.

91


Na medida de dose glandular média DGM foi utilizada câmara de ionização Radcal

Corporation, modelo 9015, número serial 910288 para as espessuras de 30, 40, 50 e 60 mm de

PMMA que equivale à espessura de uma mama de 32, 45, 60 e 75 respectivamente. Utilizou-

se o AEC semi-automático. Os dados referentes às técnicas de exposição, combinações de

alvo filtro, valor de carga (mAs), medidas de dose glandular média e níveis de ação para

doses maiores que o estabelecido estão apresentado na TAB.13.

Tabela 12 – Avaliação da Dose Glandular.

Espessura

de PMMA

Espessura equivalente de mama

kV Alvo Filtro mAs Dose glandular média - DGM

Nível de ação para a DGM

(mm) (mm) (mGy) (mGy) 30 32 27 Mo Rh 64 1,33 > 1,5 40 45 28 Rh Rh 107 2,31 > 2,0 50 60 29 Mo Rh 139 3,17 > 3,0 60 75 30 Mo Rh 132 4,05 > 4,5

De acordo com a dose glandular média DGM referenciado pelo Protocolo Europeu de

Garantia de Qualidade para o Rastreamento Mamográfico, as incidências de espessura

equivalente de mama de 45 e 60 mm ficaram com o valor DGM acima do nível de ação.

Assim sendo, deve-se tomar medidas de ação referente à calibração do AEC.

92

5.1.17 Artefatos na Imagem

Umas das grandes vantagens do sistema digital é a eliminação ou redução drástica de artefatos

na imagem, que pode comprometer no diagnóstico. Isso é possível pela automatização do

processo e controle de qualidade integrado ao sistema. A equipe deve se preocupar com as

limpezas dos cassetes e seguir um programa de garantia da qualidade. Nos testes realizados

não houve a presença indesejada de artefatos ou foi desprezível.

5.1.18 Resumo dos testes Conformidade X Não Conformidade

Os testes realizados foram resumidos na TAB.14, qualificando em conforme, não conforme, e

em casos que não se aplicou o teste.

Tabela 13 – Resumo dos testes para Radiologia Computadorizada.

RESUMO DOS TESTES DE QUALIDADE EM MAMOGRAFIA COMPUTADORIZADA

Testes CONFORME NÃO CONFORME

Descrição dos Equipamentos X Levantamento Radiométrico Não se aplica Exatidão e reprodutibilidade da Tensão do Tubo

X

Kerma no Ar - K X Camada Semi-Redudora X AEC / Relação Contraste Ruído X Alinhamento da Placa de fósforo X Força de Compressão X Alinhamento da Bandeja de Compressão X Uniformidade Detetor X Linearidade Detetor X Resolução Espacial X Razão Sinal Ruído X Razão Contraste Ruído CNR X Phantom Mama X Phantom CDMAM X Dose Glandular / AEC X Monitor / Negatoscópio Não se aplica

Artefatos X

O levantamento Radiométrico não foi realizado, pois o equipamento não se encontra instalado em local definitivo. No caso dos testes de monitores não foi aplicado devido ao fato de não possuir estação de trabalho apropriada para verificação. A avaliação de Dose Glandular média deve ser otimizada.

93

6. CONCLUSÃO

O processamento deve ser considerado uma etapa crítica na cadeia de formação da imagem

radiográfica. Somente se consegue manter a imagem radiográfica dentro de padrões de

qualidade satisfatórios, com o acompanhamento contínuo dos parâmetros ligados ao

processamento dos filmes.

As características específicas dos filmes, das processadoras, impressoras, estação de trabalho

de diagnósticos e CRs usados em mamografia e a obrigatoriedade de se obter imagens de alta

qualidade reforçam ainda mais a necessidade do monitoramento rotineiro de todo o processo.

O sistema digital tem mais vantagens sob o analógico, sob o ponto de vista ambiental,

ocupacional e econômico.

As exposições inadequadas ou excessivas se manifestarão no sistema digital através de níveis

de ruído alto e baixo da imagem em vez de uma imagem clara ou escura no sistema analógico.

O brilho, contraste, latitude da imagem de diagnóstico final podem ser modificados através do

processo digital a partir da aquisição da imagem.

O propósito dessa pesquisa foi o de analisar parâmetros e controle da qualidade em sistemas

de radiologia computadorizada para mamografia a fim de apresentar indicadores que refletem

a exposição à radiação em um receptor de imagem.

No processamento digital a qualidade da imagem sofre menos interferência direta dos seres

humanos, sendo assim um processo mais confiável, e também ecologicamente correto

comparado com o sistema analógico. A eliminação das limitações do filme e a utilização dos

recursos de pós-processamento da imagem depois da sua aquisição (após a exposição

radiológica) reduzirão consideravelmente o número de imagens insatisfatórias, ocasionando a

redução da superexposição radiológica da população e, por conseguinte, o tempo e os custos

envolvidos na repetição de imagens tecnicamente insatisfatórias.

94

A análise subjetiva da qualidade da imagem radiográfica de um sistema é algo complexo de

ser analisado, por se encontrar diretamente relacionada à sensibilidade e à escala dinâmica de

cada um. Logo é de suma importância realizar testes de controle da qualidade de imagem

continuamente para monitorar e aprimorar a qualidade da cadeia de formação da imagem.

Em virtude disto, diversificamos os tempos de exposição, a tensão e os objetos de análise,

visando assim, que cada sistema pudesse oferecer a sua melhor qualidade de imagem dentro

de suas inerentes características, oferecendo maior confiabilidade ao estudo mamográfico. Os

resultados apresentados comprovaram a metodologia aplicada de forma coerente.

Apesar dos sistemas digitais terem uma menor resolução espacial da imagem que os sistemas

analógicos, isso é compensado com o maior alcance dinâmico dos tons de cinza, pelas

ferramentas computacionais, pelos filtros de processamento de imagem, pelo auxilio de

software na ajuda de detecção de lesões, na facilidade de exibição, envio, recebimento,

armazenamento das imagens e na melhoria do fluxo da realização do exame de teleradiologia.

95

7. REFERÊNCIA BIBLIOGRAFICA

[1]BARRON H. LERNER, Breast Cancer Wars : Hope, Fear, and the Pursuit of a Cure in Twentieth-Century América, New York: Oxford University Press, 2001. [2]BRASIL. Ministério da Saúde. Secretaria de Atenção à Saúde. Instituto Nacional de Câncer. Estimativa 2006: Incidência de câncer no Brasil. Rio de Janeiro: INCA, 2005. [3]BRASIL. Ministério da Saúde. Controle do Câncer de Mama - Documento de Consenso. Revista Brasileira de Cancerologia. 50(2), 2004, P. 77-90. [4]COMISSÃO NACIONAL DE ENERGIA NUCLEAR. CNEN-NN-3.01. Diretrizes Básicas de Proteção Radiológica. D.O.U. Brasília, janeiro de 2005. [5]INTERNATIONAL COMMISSION ON RADIOLOGICAL PROTECTION. ICRP Publication 60. Recommendations of the International Commission on Radiological Protection. Pergamon Press, Oxford, 1991. [6]NCRP. NATIONAL COUNCIL ON RADIATION PROTECTION AND MEASUREMENTS. Quality Assurance for Diagnostic Imaging Equipment. Report. 99, 1988. [7]NHS CANCER SCREENING PROGRAMMES 61. Screening for Breast Cancer in England: Past and Future, Michell M J, 2006. [8]HEYWANG-KÖBRUNNER, S.H.; SCHREER, I.; DERSHAW, D.D.; FRASSON, A. Mama – Diagnóstico por Imagem. Rio de Janeiro. Revinter. 1999. [9]LEWIN JM, D’ORSI CJ, HENDRICK RE. Clinical comparison of full-field digital mammography and screen-film mammography for detection of breast cancer. American Journal of Roentgenology, 2002, 179, 671–677. [10]FISCHMANN A, SIEGMANN KC, WERSEBE A. Comparison of full-field digital mammography and film-screen mammography: image quality and lesion detection. British Journal of Radiology, 2005, 78, 312–315. [11]FREITAS A. G., KEMP C., LOUVEIRA M. H., FUJIWARA S. M, CAMPOS L. F., Mamografia Digital: Perspectiva atual e aplicações futuras. Radiologia Brasileira 2006;39(4):287–296 [12]CARESTREAM HEALTH. Soluções em sistema de Radiografia Computadorizada. <http://www.carestreamhealth.com/cr-solutions.html>1. Acesso em 06 de março de 2008. [13]SKAANE P, YOUNG K. Population-based mammography screening: comparison of screen-film and full-field digital mammography with soft-copy reading: the Oslo I study. Radiology, 2003, 229, 877–884. [14]NHS Connecting for Health Picture Archiving and Communications (PACS) strategy. <http://www.connectingforhealth.nhs.uk/pacs> Acesso em 05 de março de 2008.

96

[15]MINISTÉRIO DA SAÚDE. ANVISA. Portaria 453/98 Diretrizes Básicas de Proteção Radiológica em Radiodiagnóstico Médico e Odontológico. D.O.U. Brasília, outubro de 1998. [16]MINISTÉRIO DA SAÚDE. ANVISA. Radiodiagnóstico Médico: Desempenho de Equipamentos e Segurança. Brasília, 2005. [17]FOOD AND DRUG ADMINISTRATION. Sec. 900.12 Quality standards” in Mammography Quality Standards Acts Regulations, Rockville, MD: FDA, 2002. [18]EUREF DIGITAL ADDENDUM 2003 Addendum on Digital Mammography to Chapter 3 of the European Guidelines for Quality Assurance in Mammography Screening, Nijmegem, the Netherlands, 2003. [19]M. OLIVEIRA, M. S. NOGUEIRA, E. GUEDES, M. C. ANDRADE, J. E. PEIXOTO, G. S. JOANA, J. G. CASTRO, Average Glandular Dose and Phantom Image Quality in Mammography,Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A580(2007) 574-577. [20]MINISTÉRIO DA SAÚDE. Instituto Nacional do Câncer. Coordenação de Prevenção e Vigilância – CONPREV. Atlas de mortalidade por câncer no Brasil 1979-1999. Rio de Janeiro: INCA. 2002. [21]MINISTÉRIO DA SAÚDE. ANVISA. Controle do Câncer de Mama. Brasília, 2004. [22]JERROL T. BUSHBERG, J. ANTHONY SEIBERT, EDWIN M. LEIDHOLDT, JOHN M. BOONE, The Essential Physics of Medical Imaging, Philadelphia, PA USA. 2002 [23]RAFAEL C. GONZALEZ, RICHARD E. WODS; Processamento de Imagens Digitais, São Paulo: Edgard Blucher, 2000. [24]FUJITA H, UEDA K, MORISHITA J, FUJIKAWA T, OHTSUKA A AND SAI T 1989 Basic imaging properties of a computed radiographic system with photostimulable phosphors Med. Phys. 16 52–9. [25]NATIONAL ELECTRICAL MANUFACTURER’S ASSOCIATION (NEMA), Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM), Rosslyn, VA, 2000, (http://www.nema.org). [26]J A ROWLANDS, The physics of computed radiography. Sunnybrook and Women’s College Health Sciences Centre, University of Toronto, 2075 Bayview Avenue, Toronto, Ontario, Canada M4N 3M5. [27]BLASSE G AND GRABMAIER B C, Luminescent Materials, Berlin, Springer, 1994. [28]EASTMAN Kodak, DryView M2-276P Impresso nos EUA. 8/02 ©Eastman Kodak Company, 2002. [29]ICRU. International Commission on Radiation Units and Measurements. Quantities and Units for Ionizing Radiation Protection Dosimetry; ICRU Report 60, ICRU Publications, Bethesda MD: 1993.

97

[30]ICRU. International Commission on Radiation Units and Measurements. Conversion Coefficients for use in Radiological Protection Against External Radiation, ICRU Report 57, ICRU Publications, Bethesda MD: 1998. [31]ABNT, INMETRO, SBM. Guia para a Expressão da Incerteza de Medição. 2 ed. Brasileira do Guide to the expression of uncertainty in measurement. INMETRO, Rio de Janeiro, Brasil, 1998. [32]ALVARENGA F. L., OLIVEIRA P. M. C., Análise Metrológica de Teste Constância em Aparelho de Raios X Médico Convencional, Monografia Fumec, Belo Horizonte, 2005 [33]SIEMENS MEDICAL. Mamógrafo 3000 Nova: Manual do usuário. 2007. [34]EASTMAM KODAK. DirectView CR 850 Kodak: Manual do usuário. 2007. [35]EASTMAM KODAK. DirectView 8900 R3 DWR Kodak: Manual do usuário. 2007. [36]ARTINIS MEDICAL SYSTEMS B.V. CDMAM Analyser Manual Version 1.2, December 2007. [37]HARSHAW-BICRON. Materials and Assemblies for Thermoluminescence Dosimetry, Saint-Gobain Industrial Ceramics, Ohio, USA, 1998. [38]IMAGEJ, <http://rsb.info.nih.gov/ij/> Acessado em março de 2007. [39]NHS CANCER SCREENING PROGRAMMES, Routine Quality Control Tests for Full Field Digital Mammography Systems, NHSBSP Equipment Report 0702, Version 1, February 2007 [40]AUSTRALIAN PHYSICAL & ENGINNEERING SCIENCE IN MEDICINE, Interm Recommendations for a Digital Mammographay Quality assurance program, Volume 30, numer 2, 2007. [41]EUREF, Europen Protocol for the Quality Controlo of the Physical and Technical Aspecto f Mammography Screening, Europen, 2005. [42]COLÉGIO BRASILEIRO DE RADIOLOGIA. Instruções para Realização dos Testes de Qualidade de Imagem e Orientações Técnicas para o Programa de Certificação da Qualidade em Mamografia, <http://www.cbr.org.br>. Acessado abril 2008. [43]OLIVEIRA. M, Controle de Qualidade e Dose de Entrada na pele em Serviços de Mamografia de Minas Gerais, Dissertação CDTN/CNEN, Belo Horizonte, 2006 [44]AAPM, Assessement of Dispay Performance for Medical Imaging Systems, American Asssociation of Physicist in Medicine, Task Group 18 Report No TG18, 2002. [45]ACR, AMERICAN COLLEGE OF RADIOLOGY, Mammography Quality Control Manual, Merrifield, VA, 1992.

ANÁLISE DE PARÂMETROS E CONTROLE DA ...LISE DE PARÂMETROS E CONTROLE DA QUALIDADE DE SISTEMAS DE...

Documents

Transcript of ANÁLISE DE PARÂMETROS E CONTROLE DA ...LISE DE PARÂMETROS E CONTROLE DA QUALIDADE DE SISTEMAS DE...