PROTOCOLO EXPERIMENTAL DE TESTES DE … · RESUMO O sistema de ... estabelecidos pela Portaria nº...
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“PROTOCOLO EXPERIMENTAL DE TESTES DE DESEMPENHO E DOSIMETRIA PARA TOMOSSÍNTESE DIGITAL DE MAMA” Bruno Beraldo Oliveira Tese apresentada como parte dos requisitos para obtenção do grau de Doutor em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais 2014
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“PROTOCOLO EXPERIMENTAL DE TESTES DE DESEMPENHO E DOSIMETRIA PARA TOMOSSÍNTESE
DIGITAL DE MAMA”
Bruno Beraldo Oliveira
Tese apresentada como parte dos requisitos para obtenção do grau de Doutor em Ciência e
Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais
2014
Comissão Nacional de Energia Nuclear
CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR
Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das
Radiações, Minerais e Materiais
PROTOCOLO EXPERIMENTAL DE TESTES DE
DESEMPENHO E DOSIMETRIA PARA
TOMOSSÍNTESE DIGITAL DE MAMA
Bruno Beraldo Oliveira
Tese apresentada ao Curso de Pós-Graduação em Ciência e
Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais, como requisito
parcial à obtenção do Grau de Doutor
Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações
Orientadora: Dra. Maria do Socorro Nogueira Tavares
Belo Horizonte
2014
III
IV
Dedico este trabalho aos meus pais
pelos ensinamentos e por me dar
apoio nas importantes decisões.
V
AGRADECIMENTOS
Primeiramente a Deus, pela proteção, por proporcionar todos os momentos especiais
que passei em minha vida e por me guiar nas minhas decisões.
À minha família, principalmente aos meus pais, José Roberto de Oliveira e Maisa
Silveira Beraldo, pelo apoio nas horas difíceis, pela educação fornecida e por todo o amor e
atenção que me deram durante todos os anos.
Às pessoas especiais, Bruna, Jhonny, Lucas, Marcio e Schubert, pelo carinho, atenção,
compreensão e por estarem ao meu lado em todos os momentos.
Aos meus amigos em geral, especialmente a todos pertencentes ao Laboratório de
Radioproteção Aplicada a Mamografia (LARAM), pelas conversas e ajudas que me auxiliam a
enfrentar e superar as dificuldades, além de suportar a distância da minha família.
À prof. Dra. Maria do Socorro Nogueira, pela orientação, pela aprendizagem, e
principalmente pelas oportunidades fornecidas ao longo do doutorado, sempre objetivando um
crescimento pessoal e profissional.
Às pessoas do Laboratório de Calibração e Dosimetria (LCD) pela paciência e por
serem sempre prestativos no decorrer do trabalho.
Ao Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN), pela oportunidade e
por oferecer uma excelente infraestrutura e diversos materiais para o desenvolvimento do
projeto.
Aos funcionários da secretaria da pós-graduação, em especial, Roseli, Helena e
Adriano, pela compreensão e pelo auxílio em diversos momentos.
À Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) pelo financiamento do doutorado.
À Dra. Maria Helena Araújo Teixeira pela ajuda, pelo incentivo e por disponibilizar o
equipamento necessário para a realização deste trabalho.
Ao Hospital de Câncer de Barretos - Fundação Pio XII pela oportunidade de
crescimento profissional, pela ajuda e pela possibilidade de terminar o doutorado à distância.
VI
PROTOCOLO EXPERIMENTAL DE TESTES DE DESEMPENHO E DOSIMETRIA
PARA TOMOSSÍNTESE DIGITAL DE MAMA
Bruno Beraldo Oliveira
RESUMO
O sistema de tomossíntese digital de mama (Digital Breast Tomosynthesis, DBT) é
uma modalidade de imagem emergente que fornece informações estruturais quase
tridimensionais (3D) da mama. Este sistema possui um grande potencial para substituir ou
complementar a mamografia padrão no diagnóstico do câncer de mama. A melhoria na
diferenciação de tecidos normais e massas suspeitas é uma das principais vantagens do
sistema DBT, que proporciona uma redução das sobreposições dos tecidos, principal problema
da mamografia.
No Brasil, os testes de desempenho e a dosimetria para mamógrafos convencionais são
estabelecidos pela Portaria nº 453/98 do Ministério da Saúde e pela Agência Nacional de
Vigilância Sanitária. Porém, não há nenhum protocolo nacional que estabeleça os testes para o
controle de qualidade de equipamentos digitais.
A proposta deste trabalho foi investigar os resultados dos testes de desempenho e da
dosimetria de um mamógrafo que utiliza o sistema DBT a fim de elaborar um documento que
contenha testes de qualidade e o procedimento adequado de dosimetria para avaliar
fisicamente estes equipamentos.
Para determinar o adequado desempenho do mamógrafo, foi avaliada a estrutura do
equipamento através dos testes de força e alinhamento da bandeja de compressão. Para avaliar
o detector, foram realizados testes de linearidade e uniformidade da sua resposta. A fim de
verificar a imagem produzida, o mamógrafo foi submetido aos testes de ruído, resolução
espacial e qualidade da imagem utilizando objetos simuladores. Por fim, foi realizada a
dosimetria do equipamento visando à otimização do procedimento. A otimização significa
manter o nível de radiação tão baixo quanto razoavelmente exequível, considerando a
qualidade da imagem, para proporcionar um diagnóstico preciso.
A fim de garantir a confiabilidade dos resultados de dosimetria, os equipamentos
utilizados foram submetidos a testes de fuga, repetibilidade, reprodutibilidade e dependência
angular.
VII
Os resultados dos testes de desempenho realizados no equipamento com sistema DBT
estavam em conformidade com a maioria dos valores de referência estabelecidos.
Considerando as incertezas nas medições, todos os valores calculados na dosimetria estavam
de acordo com os níveis de referência adotados internacionalmente.
Este trabalho contribuiu para estabelecer o procedimento adequado dos testes de
controle de qualidade e dosimetria em mamógrafos que utilizam o sistema DBT. A
metodologia e os resultados obtidos são importantes, pois fazem parte de um documento
pioneiro para avaliação destes equipamentos.
Palavras chaves: tomossíntese digital de mama, mamografia, testes de desempenho e
dosimetria.
VIII
EXPERIMENTAL PROTOCOL OF PERFOMANCE TESTS AND DOSIMETRY FOR
DIGITAL BREAST TOMOSYNTHESIS
Bruno Beraldo Oliveira
ABSTRACT
The Digital Breast Tomosynthesis (DBT) system is an emerging image modality that
provides almost three-dimensional (3D) structural informations of the breast. This system has
a great potential to replace or complement the standard mammography in the diagnosis of the
breast cancer. The improvement in differentiation of normal tissues and suspicious masses is
one of the main advantages of the DBT system, which provides a tissue overlap reduction, the
main problem of mammography.
In Brazil, the performance tests and dosimetry for analogic mammography units are
established by the Ministry of Health Ordinance n° 453/98 and the National Health
Surveillance Agency. However, there is no national protocol establishing tests for the quality
control of digital equipments.
The purpose of this study was to investigate performance and dosimetry results of a
mammography unit that uses the DBT system to elaborate a document that contains quality
tests and the proper dosimetry procedure to evaluate these equipments physically.
For the determination of the adequate performance of the mammographic unit, the
structure of this equipment was evaluated through tests of strength and alignment of the
compression paddle. For the detector assessment, tests of linearity and uniformity of its
response were performed. In order to verify the image produced, the mammographic unit was
submitted to noise, spatial resolution and image quality tests using phantoms. Finally, the
dosimetry of this equipment was performed in order to optimize the procedure. The
optimization means to maintain the level of radiation as low as reasonably achievable,
considering the image quality to provide an accurate diagnosis.
The equipments used were submitted to leakage current, repeatability, reproducibility
and angular dependence tests to ensure the reliability of dosimetry results.
Results of performance tests performed in the equipment with DBT system were in
accordance with the most of reference values established. Considering the uncertainties in the
measurements, all calculated values in dosimetry were in agreement with the reference levels
adopted internationally.
IX
This work contributed to establish the proper procedure of quality control tests and
dosimetry in mammographic units that use DBT systems. The methodology and results
obtained are important because they are part of a pioneer document to evaluate these
equipments.
Keywords: digital breast tomosynthesis, mammography, performance tests and
dosimetry.
X
LISTA DE FIGURAS
Figura 01. Equipamento com o sistema DBT. ................................................................ 24
Figura 02. Comparação entre sistemas: (a) DR e (b) DBT. ............................................ 25
Figura 03. Princípios de um sistema DBT. ..................................................................... 26
Figura 04. Série de projeções 2D para variados cortes de uma mama. .......................... 26
Figura 05. Reconstrução da imagem no sistema DBT. ................................................... 28
Figura 06. Câmara de ionização pertencente ao: (a) conjunto 01 e (b) conjunto 02. ..... 39
Figura 07. Imagem radiográfica do objeto avaliador de resolução espacial. ................. 40
Figura 08. (a) Placas e (b) espaçadores de PMMA. ........................................................ 40
Figura 09. Balança. ......................................................................................................... 41
Figura 10. Objetos simuladores: (a) CDMAM e (b) PHANTOM Mama. ....................... 42
Figura 11. Mamógrafos com sistemas: (a) CR e (b) DBT. ............................................. 43
Figura 12. Posicionamento para o controle de qualidade das câmaras de ionização:
(a) conjunto 01 e (b) conjunto 02. .................................................................................. 45
Figura 13. Posicionamento das câmaras de ionização para o teste de dependência
angular: (a) conjunto 01 e (b) conjunto 02. .................................................................... 46
Figura 14. Posicionamento dos materiais para o teste de força de compressão. ............ 47
Figura 15. Posicionamento da espuma para o teste de alinhamento da bandeja de
compressão. .................................................................................................................... 48
Figura 16. Imagem radiográfica do posicionamento dos materiais para o teste de
coincidência do campo luminoso e o feixe de raios X. .................................................. 48
Figura 17. Posicionamento dos materiais para o teste de linearidade da resposta do
detector. .......................................................................................................................... 49
Figura 18. Posicionamento dos materiais para o teste de resolução espacial da
imagem. .......................................................................................................................... 51
Figura 19. Áreas a serem analisadas na imagem obtida no teste de uniformidade
da resposta do detector. .................................................................................................. 52
Figura 20. (a) Posicionamento dos materiais e (b) áreas a serem analisadas na
imagem obtida no teste de CNR. .................................................................................... 53
Figura 21. Posicionamento dos materiais para o teste de CSR. ...................................... 55
Figura 22. Posicionamento das câmaras de ionização para o teste de DG. ..................... 57
Figura 23. Posicionamento do objeto simulador para o teste de qualidade de
imagem do CDMAM. ...................................................................................................... 57
XI
Figura 24. Posicionamento do objeto simulador para o teste de qualidade de
imagem do PHANTOM Mama. ...................................................................................... 58
Figura 25. Corrente de fuga da câmara de ionização dos conjuntos 01 e 02.................. 61
Figura 26. Taxa de kerma de referência da câmara de ionização dos conjuntos 01 e
02. ................................................................................................................................... 62
Figura 27. Dependência angular da câmara de ionização dos conjuntos 01 e 02. .......... 63
Figura 28. Ajuste linear realizado nos resultados de Ki do equipamento com
sistema DBT. ................................................................................................................... 66
Figura 29. Ajuste do tipo potência realizado nos resultados de Ki do equipamento
com sistema DBT. ........................................................................................................... 67
Figura 30. Influência dos diferentes tipos de ruídos. ...................................................... 68
Figura 31. Valores dos pixels por toda a superfície do detector. .................................... 70
Figura 32. Valores de DG obtidos a partir das projeções individuais do tubo de
raios X. ........................................................................................................................... 73
Figura 33. Valores de DG obtidos em um procedimento completo. ............................... 74
Figura 34. Valores de DG obtidos nos sistemas DBT e CR. ........................................... 75
Figura 35. Valores de DG obtidos nos sistemas DBT e DR. ........................................... 76
Figura 36. Valores de DG obtidos nos sistemas DBT e “combo”. .................................. 77
XII
LISTA DE TABELAS
Tabela 01. Produto dos fatores de conversão gt e ct para espessuras de PMMA e
valores de CSR. ............................................................................................................... 35
Tabela 02. Valores dos fatores s para diferentes combinações ânodo/filtro. ................. 35
Tabela 03. Valores do fator s para ânodos de tungstênio filtrados por 0,7 mm Al. ....... 35
Tabela 04. Níveis aceitáveis e desejáveis de DG. ........................................................... 36
Tabela 05. Valores do fator t para diferentes projeções. ................................................ 37
Tabela 06. Valores do fator T para diferentes angulações. ............................................. 37
Tabela 07. Valores do fator T para diferentes sistemas. ................................................. 37
Tabela 08. Conjuntos com os respectivos equipamentos e suas especificações. ........... 38
Tabela 09. Valores de referência de CNRrel para cada espessura de PMMA. ................. 54
Tabela 10. Valores de referência de espessura de ouro para cada diâmetro
visualizado. ..................................................................................................................... 58
Tabela 11. Valores de referência dos objetos de testes visualizados. ............................. 59
Tabela 12. Quantidade de equipamentos com sistema DBT nas respectivas cidades
e estados. ......................................................................................................................... 60
Tabela 13. Valor médio da força de compressão registrado. ......................................... 64
Tabela 14. Valor da deformação máxima da bandeja de compressão. ........................... 65
Tabela 15. Valor de desvio máximo obtido. ................................................................... 65
Tabela 16. Valor de R2
obtido. ........................................................................................ 66
Tabela 17. Valor do índice b obtido. .............................................................................. 67
Tabela 18. Valores da variação máxima obtida. ............................................................. 69
Tabela 19. Valores de tensão, carga e os resultados de CNRrel obtidos para as
espessuras de PMMA utilizadas. ..................................................................................... 71
Tabela 20. Valor da variação máxima obtida. ................................................................ 71
Tabela 21. Valores de tensão, carga e CSR obtidos, além dos resultados de CSR
calculados. ...................................................................................................................... 72
Tabela 22. Valores de tensão, carga, coeficientes e fatores de conversão obtidos,
além dos valores de Ki,t. .................................................................................................. 73
Tabela 23. Espessura de ouro visualizada para cada diâmetro. ...................................... 77
Tabela 24. Valores de referência dos objetos de teste visualizados. .............................. 78
Tabela 25. Resumo dos testes de desempenho realizados. ............................................. 79
XIII
Tabela A01. Cálculo da incerteza da medição do Ki nos testes de dependência
angular dos conjuntos 01 e 02. ....................................................................................... 90
Tabela A02. Cálculo da incerteza da medição no teste da força de compressão. .......... 90
Tabela A03. Cálculo da incerteza da medição no teste do alinhamento da bandeja
de compressão. ............................................................................................................... 91
Tabela A04. Cálculo da incerteza da medição no teste da coincidência do campo
luminoso com o feixe de raios X. ................................................................................... 91
Tabela A05. Cálculo da incerteza da medição no teste da linearidade da resposta
do detector e do ruído. .................................................................................................... 92
Tabela A06. Cálculo da incerteza da medição no teste da uniformidade da resposta
do detector. ..................................................................................................................... 92
Tabela A07. Cálculo da incerteza da medição no teste da CNR..................................... 93
Tabela A08. Cálculo da incerteza da medição no teste da SNR. .................................... 93
Tabela A09. Cálculo da incerteza da medição do Ki e da CSR utilizando o
conjunto 01. .................................................................................................................... 94
Tabela A10. Cálculo da incerteza da DG utilizando o conjunto 01. ............................... 94
XIV
LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES
ACR Colégio Americano de Radiologia
(American College of Radiology)
ANVISA Agência Nacional de Vigilância Sanitária
B Fator de Retroespalhamento
CAE Controle Automático de Exposição
CDTN Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear
CEC Comissão das Comunidades Europeias
(Commission of the European Communities)
CNEN Comissão Nacional de Energia Nuclear
CNR Razão Contraste Ruído
(Contrast Noise Ratio)
CR Radiografia Computadorizada
(Computed Radiography)
CSR Camada Semirredutora
D Dose Absorvida
DBT Tomossíntese Digital de Mama
(Digital Breast Tomosynthesis)
DG Dose Glandular Média
DR Radiografia Direta
(Direct Radiography)
IAEA Agência Internacional de Energia Atômica
International Atomic Energy Agency
ICRU
Comissão Internacional de Unidades e Medidas de Radiação
(International Commission on Radiation Units and
Measurements)
IPEM Instituto de Física e Engenharia na Medicina
(Institute of Physics and Engineering in Medicine)
K Kerma
Ke Kerma no Ar na Superfície de Entrada
Ki Kerma no Ar Incidente
LARAM Laboratório de Radioproteção Aplicada a Mamografia
XV
MTF Função de Transferência de Modulação
(Modulation Transfer Function)
PI,t Produto da Corrente do Tubo e do Tempo de Exposição
(Carga do Tubo)
PMMA Polimetilmetacrilato
SEFM Sociedade Espanhola de Física Médica
(Sociedad Española de Fisica Medica)
SNR Razão Sinal Ruído
(Signal Noise Ratio)
TC Tomografia Computadorizada
VMP Valor Médio dos Pixels
Y Rendimento
σ Desvio Padrão
2D Bidimensional
3D Tridimensional
XVI
SUMÁRIO
RESUMO ....................................................................................................................... VI
ABSTRACT ............................................................................................................... VIII
LISTA DE FIGURAS ..................................................................................................... X
LISTA DE TABELAS ................................................................................................ XII
LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES ................................................................. XIV
SUMÁRIO .................................................................................................................. XVI
1. INTRODUÇÃO E JUSTIFICATIVA ..................................................................... 19
2. OBJETIVOS ............................................................................................................. 21
2.1. Objetivos Gerais ................................................................................................. 21
2.2. Objetivos Específicos ......................................................................................... 21
3. REVISÃO DA LITERATURA ............................................................................... 22
3.1. Estado da Arte ..................................................................................................... 22
3.2. Tomossíntese Digital de Mama .......................................................................... 23
3.3. Testes de Desempenho ........................................................................................ 29
3.4. Resolução Espacial ............................................................................................. 29
3.5. Função de Transferência de Modulação ............................................................. 29
3.6. Ruído nas Imagens Digitais ................................................................................ 30
3.7. Resolução Contraste-Detalhe .............................................................................. 31
3.8. Grandezas Dosimétricas ..................................................................................... 32
3.8.1. Dose Absorvida ........................................................................................... 32
3.8.2. Kerma .......................................................................................................... 32
3.8.3. Kerma no Ar Incidente ................................................................................ 33
3.8.4. Kerma no Ar na Superfície de Entrada ....................................................... 33
3.8.5. Rendimento ................................................................................................. 34
3.8.6. Dose Glandular Média ................................................................................ 34
4. MATERIAIS E MÉTODOS .................................................................................... 38
4.1. Materiais ............................................................................................................. 38
4.1.1. Detectores e Acessórios .............................................................................. 38
4.1.2. Placas e Filtros de Alumínio ....................................................................... 39
4.1.3. Objeto Avaliador de Resolução Espacial .................................................... 39
4.1.4. Placas e Espaçadores de PMMA ................................................................. 40
4.1.5. Balança ........................................................................................................ 41
XVII
4.1.6. Objetos Simuladores ................................................................................... 41
4.1.7. Mamógrafos ................................................................................................ 42
4.2. Metodologia ........................................................................................................ 43
4.2.1. Levantamento dos Equipamentos e Amostragem ....................................... 44
4.2.2. Controle de Qualidade das Câmaras de Ionização ...................................... 44
4.2.3. Dependência Angular das Câmaras de Ionização ....................................... 46
4.2.4. Força de Compressão .................................................................................. 47
4.2.5. Alinhamento da Bandeja de Compressão ................................................... 47
4.2.6. Coincidência do Campo Luminoso e o Feixe de Raios X .......................... 48
4.2.7. Linearidade da Resposta do Detector .......................................................... 49
4.2.8. Ruído da Imagem ........................................................................................ 50
4.2.9. Resolução Espacial da Imagem ................................................................... 51
4.2.10. Uniformidade da Resposta do Detector .................................................... 51
4.2.11. Razão Contraste Ruído .............................................................................. 52
4.2.12. Razão Sinal Ruído ..................................................................................... 54
4.2.13. Camada Semirredutora .............................................................................. 54
4.2.14. Dosimetria ................................................................................................. 55
4.2.15. Qualidade de Imagem do CDMAM ........................................................... 57
4.2.16. Qualidade de Imagem do PHANTOM Mama ........................................... 58
5. RESULTADOS E DISCUSSÕES ........................................................................... 60
5.1. Levantamento dos Equipamentos e Amostragem ............................................... 60
5.2. Controle de Qualidade das Câmaras de Ionização .............................................. 60
5.2.1. Testes de Fuga ............................................................................................. 60
5.2.2. Testes de Repetibilidade e Reprodutibilidade ............................................. 61
5.3. Dependência Angular das Câmaras de Ionização ............................................... 63
5.4. Força de Compressão .......................................................................................... 64
5.5. Alinhamento da Bandeja de Compressão ........................................................... 64
5.6. Coincidência do Campo Luminoso e o Feixe de Raios X .................................. 65
5.7. Linearidade da Resposta do Detector ................................................................. 66
5.8. Ruído da Imagem ................................................................................................ 67
5.9. Resolução Espacial da Imagem .......................................................................... 68
5.10. Uniformidade da Resposta do Detector ............................................................ 69
5.11. Razão Contraste Ruído ..................................................................................... 70
5.12. Razão Sinal Ruído ............................................................................................ 71
XVIII
5.13. Camada Semirredutora ..................................................................................... 72
5.14. Dosimetria ......................................................................................................... 72
5.15. Qualidade de Imagem do CDMAM .................................................................. 77
5.16. Qualidade de Imagem do PHANTOM Mama ................................................... 78
5.16. Resumo dos Testes de Desempenho ................................................................. 79
6. CONCLUSÕES ......................................................................................................... 80
7. REFERÊNCIAS ....................................................................................................... 83
ANEXO - INCERTEZAS ............................................................................................ 90
APÊNDICE - PROTOCOLO ...................................................................................... 95
19
1. INTRODUÇÃO E JUSTIFICATIVA
A mamografia é um método de diagnóstico eficaz utilizado para o rastreamento do
câncer de mama, promovendo uma redução da mortalidade causada por esta neoplasia. No
entanto, a sobreposição de tecidos da mama pode criar obstáculos para a detecção e
diagnóstico de anormalidades.
O sistema de tomossíntese digital de mama (Digital Breast Tomosynthesis, DBT)
surgiu como um substituto potencialmente viável ou adjunto à mamografia padrão para o
rastreamento e diagnóstico do câncer de mama (FENG et al. 2011). O sistema DBT foi
desenvolvido a fim de diminuir os artefatos de imagem produzidos pela sobreposição de
tecidos (TEERTSTRA et al. 2010). Este sistema possui ainda o potencial para ajudar a reduzir
a taxa de repetição de exames, melhorar a seleção dos pacientes para biópsia e aumentar a
sensibilidade na detecção precoce do câncer, especialmente em pacientes com mamas densas,
visto que as estruturas fibroglandulares sobrepostas podem comprometer o diagnóstico
(BERNARDI et al. 2012, VECCHIO et al. 2011).
Estudos recentes compararam a equivalência ou superioridade do sistema DBT na
detecção do câncer em relação à mamografia digital, porém mais pesquisas são necessárias
para melhor caracterizar as diferenças de desempenho de detecção entre as modalidades
(GENNARO et al. 2010, SPANGLER et al. 2011, SHAHEEN et al. 2011, BERNARDI et al.
2012).
O sistema DBT é uma modalidade de imagem que utiliza tecnologia tomográfica com
ângulos limitados para providenciar informações estruturais quase tridimensionais (3D) da
mama (LU et al. 2011). O volume da imagem é criado a partir de uma sequência de projeções
adquiridas ao longo de um arco limitado em torno da mama durante a exposição. Isto pode
superar as desvantagens principais da aplicação da tomografia computadorizada (TC) na
mama, ou seja, a dose mais elevada para as projeções necessárias e a baixa resolução espacial
no que diz respeito às necessidades do diagnóstico da mama. Os planos tomográficos do
sistema DBT são paralelos à superfície do detector, com espessura de 1 mm
aproximadamente, oferecendo uma resolução espacial comparável a uma projeção
bidimensional (2D) (GENNARO et al. 2010, VECCHIO et al. 2011).
Este método de imagem pode fornecer maiores detalhes sobre a estrutura do tecido
possibilitando a visualização da mama em diversas camadas. As fatias adquiridas em toda a
profundidade do volume da mama são geradas utilizando técnicas de reconstrução de imagem
(FENG et al. 2011, ACCIAVATTI et al. 2011).
20
O sistema DBT é um promissor avanço no campo da imagem de mama, já é utilizado
na Europa e está começando a ser utilizado em alguns estabelecimentos brasileiros de
assistência à saúde, fornecendo imagens com reduzidos ruídos de sobreposição dos tecidos.
Quando se utiliza uma técnica como parte de um programa de diagnóstico por imagem, são
necessários estudos para avaliar o seu desempenho, além de providenciar um levantamento
para determinar o nível de radiação que os pacientes estão sendo submetidos neste
procedimento (COCKMARTIN et al. 2010).
O sistema DBT utiliza uma ou duas das projeções realizadas na mamografia padrão,
crânio caudal e/ou médio lateral oblíqua, sob a restrição de que a dose permaneça comparável
com os níveis de referência estipulados em protocolos (SECHOPOULOS et al. 2007, MA et
al. 2008). A fim de obter melhores resultados, todos os componentes do equipamento devem
operar sob otimização. A otimização significa manter doses tão baixas quanto razoavelmente
exequíveis considerando a qualidade da imagem e os níveis de radiação necessários para um
diagnóstico preciso (ICRU 2009).
No Brasil, os testes de controle de qualidade e a dosimetria para mamografia
convencional são estabelecidos pela Portaria nº 453 do Ministério da Saúde (BRASIL 1998) e
pela Agência Nacional de Vigilância Sanitária (ANVISA 2005). Para os sistemas digitais,
radiografia computadorizada (Computed Radiography, CR) e radiografia direta (Direct
Radiography, DR), não existe um protocolo nacional. Assim, o Brasil adota os testes de
controle de qualidade estabelecidos por protocolos internacionais, como o europeu (CEC
2006) e o espanhol (SEFM 2012). Estes protocolos internacionais adotam níveis de radiação
aceitáveis e desejáveis para espessuras de acrílico de polimetilmetacrilato (PMMA) que
equivalem a mamas com determinada espessura e porcentagem de tecido glandular.
Ainda não há uma quantidade expressiva de equipamentos de DBT em funcionamento
no Brasil, sendo que o estado de Minas Gerais possui somente uma clínica especializada que
utiliza esta tecnologia. São poucos os conhecimentos sobre a técnica utilizada, sobre a
dosimetria e sobre os testes de controle de qualidade que devem ser realizados. Por isso, faz-
se necessário um estudo mais detalhado, além de uma maior interação, em busca de
conhecimento e treinamento, com pesquisadores habituados a trabalhar com esta técnica.
21
2. OBJETIVOS
2.1. Objetivos Gerais
Desenvolver uma primeira versão de um protocolo contendo as periodicidades
mínimas dos testes de desempenho, as metodologias e a verificação dos resultados para que os
serviços de mamografia possam comprovar para os órgãos reguladores o adequado
funcionamento dos mamógrafos com sistemas DBT utilizados ou identificar as falhas para que
elas possam ser corrigidas.
2.2. Objetivos Específicos
a. Identificar os principais equipamentos com sistema DBT da Hologic no país e adotar
uma determinada amostragem para a realização dos testes de desempenho que irão compor a
primeira versão do protocolo.
b. Avaliar os materiais disponíveis através de testes de fuga, repetibilidade,
reprodutibilidade e dependência angular, e escolher o dosímetro mais adequado para os testes
de desempenho.
c. Analisar a estrutura dos mamógrafos através da força de compressão e do
alinhamento da bandeja para determinar o seu adequado desempenho, além de verificar a
resposta do detector de imagem através de testes de linearidade e uniformidade.
d. Analisar a imagem produzida através dos testes de ruído, resolução espacial e
qualidade das imagens utilizando objetos simuladores.
e. Realizar a dosimetria da amostragem adotada visando à otimização dos
procedimentos e comparar com demais sistemas já conhecidos.
22
3. REVISÃO DA LITERATURA
3.1. Estado da Arte
A mamografia desempenha um papel central na detecção e no diagnóstico das doenças
mamárias. É uma técnica rápida, não invasiva e de baixo custo que envolve baixas doses de
radiação ionizante. Entretanto, suas imagens 2D resultam em sobreposições de tecidos que
podem reduzir a visibilidade da lesão (SECHOPOULOS 2013). Além da mamografia, outras
tecnologias têm sido estudadas, tal como o sistema DBT, porém o custo-benefício dessa nova
tecnologia necessita de mais estudos (CHALA et al. 2007, BERNARDI et al. 2012).
A mamografia continua a ser a mais importante técnica de imagem para detectar o
câncer de mama em um estágio inicial. Trata-se do método de escolha para o rastreamento
populacional do câncer de mama em mulheres assintomáticas em muitos países e é a primeira
técnica de imagem indicada para avaliar a maioria das alterações clínicas mamárias (VAN
SCHIE et al. 2013). Há uma ampla concordância de que o rastreamento mamográfico reduz a
mortalidade pelo câncer de mama em mulheres assintomáticas. Outros benefícios da detecção
precoce incluem o aumento das opções terapêuticas, da probabilidade de sucesso do
tratamento e da sobrevida (HUMPHREY et al. 2002, FLETCHER et al. 2003).
Atualmente, existem dois tipos de formação de imagens nos equipamentos
mamográficos. A primeira geração é formada pelo conjunto filme-écran e caracteriza a
mamografia convencional. A segunda geração é representada pelos receptores digitais e
define a mamografia digital. O modo de obtenção da imagem mamográfica (receptor digital
versus filme) determina a maioria das diferenças entre a mamografia convencional e a digital
(CHALA et al. 2007).
Na mamografia convencional, o filme representa o meio de aquisição, de exposição e
de armazenamento da imagem mamográfica, e apesar de gerar imagens com alta resolução
espacial e contraste, há pouca margem para melhorais (CHALA et al. 2007).
Na mamografia digital, sistemas CR e DR, os processos de aquisição, exposição e
armazenamento são separados e podem ser aperfeiçoados individualmente. Além disso, a
análise das imagens mamográficas digitais em estações de trabalho com monitores de alta
resolução permite uma série de processamentos que podem melhorar o contraste das imagens.
A mamografia digital também facilita a incorporação de uma série de novas tecnologias como
o sistema DBT (CHALA et al. 2007).
23
PISANO et al. (2005) compararam a mamografia convencional com a digital em
42.760 mulheres e concluíram que a acurácia geral da mamografia convencional e da digital
no rastreamento do câncer de mama foi similar. Porém, a mamografia digital mostrou
acurácia maior em alguns subgrupos específicos de mulheres, a saber: mulheres com menos
de 50 anos, mulheres com mamas radiologicamente densas e mulheres na pré-menopausa ou
perimenopausa. Todavia, há muito debate a respeito do significado e das razões da maior
acurácia da mamografia digital neste subgrupo de mulheres. Deve-se ressaltar que, no
presente momento, tanto a mamografia convencional quanto a digital podem ser empregadas
para o rastreamento populacional do câncer. Não há nenhum consenso em relação a um uso
preferencial da mamografia digital ou convencional, mesmo em subgrupos específicos de
mulheres.
A capacidade da mamografia em detectar o câncer de mama varia entre as mulheres de
acordo com alguns fatores e o mais importante deles é a densidade radiológica da mama,
sendo a sensibilidade da mamografia menor nas mamas densas do que naquelas com
predomínio de tecido adiposo (BARTON et al. 1999). Por esta razão, outros métodos de
imagem para rastrear e avaliar mamas têm sido investigados e incluem, principalmente, o
sistema DBT.
3.2. Tomossíntese Digital de Mama
Os primeiros esforços para a utilização de técnicas de DBT foram na década de 80, no
entanto, os detectores de imagem de má qualidade prejudicaram os ensaios. Os avanços
técnicos que os receptores digitais de imagem da mama tiveram durante os anos subsequentes
possibilitaram a aplicação da DBT (LI et al. 2013a, PARK et al. 2007). A Fig. 01 apresenta
um exemplo de equipamento com o sistema DBT utilizado atualmente.
24
Figura 01. Equipamento com o sistema DBT.
Fonte: PARK et al. 2007.
O sistema DBT é uma modalidade promissora de diagnóstico que fornece informações
estruturais quase 3D da mama. Esta ferramenta pode ser esperada para melhorar a
diferenciação do tecido normal e das massas suspeitas reduzindo as sobreposições de tecidos
encontrados na mamografia (LU et al. 2013). O sistema DBT pode reduzir os resultados falso-
positivos e permitir a localização mais precisa da lesão na mama. A possibilidade de se
conseguir estes resultados com uma dose próxima à utilizada na mamografia convencional
tem gerado um grande interesse na aplicação deste sistema (WU et al. 2013). A tecnologia é
essencialmente uma modificação de um mamógrafo digital para permitir a aquisição de um
volume quase 3D (PARK et al. 2007).
O sistema DBT tem todas as vantagens da mamografia CR e DR, como
reprodutibilidade, menos ruído da imagem, menos artefatos, qualidade consistente, e
processamento de imagem digital. Possui também outras vantagens exclusivas: as imagens
reconstruídas oferecerem uma melhor visibilidade das estruturas do tecido mamário, redução
de sobreposições, possibilita um melhor delineamento das lesões, facilita a diferenciação entre
lesões benignas e malignas e reduz o número de biópsias (PARK et al. 2007, BERNARDI et
al. 2012). A possibilidade de atingir estes resultados com um nível de dose aproximadamente
equivalente ao utilizado na mamografia convencional tem gerado um grande interesse na
aplicação dos sistemas DBT para a imagem da mama (WU et al. 2013).
A Fig. 02 apresenta uma comparação entre sistemas DR e DBT. A imagem do sistema
DR apresenta uma massa (setas) na parte inferior externa da mama. A massa não é claramente
visível por causa do tecido conjuntivo denso ao redor, sendo facilmente detectada pela
imagem do sistema DBT.
25
(a) (b)
Figura 02. Comparação entre sistemas: (a) DR e (b) DBT.
Fonte: PARK et al. 2007.
As imagens do sistema DBT são reconstruídas em orientações convencionais, crânio
caudal e médio lateral oblíqua, com melhor qualidade do que as de mamografia convencional,
devido ao maior detalhe nas exibições das características anatômicas (SINHA et al. 2009).
As informações quase 3D do sistema DBT possibilita o registro, a subtração e detecção
das alterações mamárias. Um preciso alinhamento espacial desses volumes de imagem ajuda a
detecção mais rápida das mudanças na forma e no crescimento do tumor (SINHA et al. 2009).
Os resultados obtidos através dos sistemas de imagem podem fornecer informações valiosas
para o diagnóstico e tratamento dos pacientes. Portanto, espera-se produzir uma melhora
significativa na saúde do paciente (RICHARD et al. 2010).
Nos sistemas DBT disponíveis no Brasil atualmente, o receptor de imagem é um
detector de captura direta de selênio amorfo (a-Se), sendo utilizados, na maioria dos
equipamentos, os de forma plana, similares ao usados nos sistemas DR (TAGLIAFICO et al.
2012, TIMBERG et al. 2012, COCKMARTIN et al. 2013).
O tubo de raios X é constituído por um ânodo de tungstênio (W) e filtros de ródio
(Rh), prata (Ag) e alumínio (Al). Os dois primeiros filtros são utilizados nos modos de
imagem 2D, enquanto o último, no modo 3D, produzindo um espectro de raios X ideal
baseado na espessura e na composição da mama (TAGLIAFICO et al. 2012, COCKMARTIN
et al. 2013). O tubo de um equipamento com o sistema DBT se move variando entre 10º e 50º
aproximadamente enquanto a mama é comprimida, permitindo adquirir uma série de
26
projeções 2D de 1 mm de espessura para cada corte da mama (TAGLIAFICO et al. 2012,
TIMBERG et al. 2012). A Fig. 03 apresenta os princípios de um sistema DBT, em que os
dados da imagem são adquiridos de vários ângulos, à medida que o tubo de raios X descreve
um arco. A Fig. 04 apresenta um exemplo de projeções 2D obtidas de diversos cortes através
de uma mama revelando objetos em diferentes localizações, como cistos e calcificações
mostradas pelas setas.
Figura 03. Princípios de um sistema DBT.
Fonte: TINGBERG, 2010.
Figura 04. Série de projeções 2D para variados cortes de uma mama.
Fonte: SMITH, 2008.
27
A partir das projeções 2D, reconstroe-se um volume quase 3D da mama comprimida
utilizando algoritmos de retroprojeção filtrada, sendo os mais comuns nos sistemas atuais e
uma das principais razões pela velocidade de reconstrução computacional (TINGBERG
2010). O volume da mama reconstruída pode ser explorado movendo-se através dos cortes
transversais de forma que a informação presente em cada corte se destaca enquanto as
contidas nos cortes restantes aparecem desfocadas.
No entanto, o desempenho dos sistemas DBT acaba sendo prejudicado principalmente
pela eficiência do detector, pela necessidade de um alinhamento geométrico preciso e pela
detecção dos raios X espalhados. Nenhum dos sistemas DBT disponíveis incorporam a grade
antidifusora ou uma técnica de correção com uma solução para reduzir os raios X espalhados,
que podem resultar em uma perda de contraste e acurácia da imagem (SECHOPOULOS
2013, SECHOPOULOS et al. 2013).
Outro problema a se considerar é o número limitado de projeções adquiridas que é um
dos maiores desafios na tentativa de reconstruir um verdadeiro volume 3D da mama a partir
de imagens de projeções 2D (WU et al. 2013). Devido às imagens não serem adquiridas com
uma rotação completa em torno do paciente, a resolução do eixo z, direção perpendicular do
plano x-y de projeção das imagens, é limitada. Assim, a DBT não produz uma resolução
espacial isotrópica como pode ser obtida com a TC. Entretanto, a resolução das imagens no
plano x-y é frequentemente superior a de TC e a facilidade do uso conjunto com a radiografia
convencional, faz com que o sistema DBT seja uma modalidade de imagem potencialmente
útil (DOBBINS 2009). Além de não produzir uma resolução espacial isotrópica, os sistemas
DBT são caracterizados pela elevada resolução espacial nos planos paralelos ao detector e
uma resolução consideravelmente inferior na direção perpendicular. No entanto, esta baixa
resolução espacial é considerada suficiente para reduzir substancialmente o problema das
sobreposições dos tecidos (SECHOPOULOS 2013).
Para a obtenção de imagens radiográficas existem três diferentes técnicas baseadas em
movimentos básicos do tubo de raios X e do detector: movimento paralelo, quando o tubo se
move em um plano paralelo ao plano do detector, sendo que este último também pode se
movimentar; movimento isocêntrico completo, quando o tubo e o detector movem-se em
conjunto, ao redor do paciente; e o movimento isocêntrico parcial, quando o detector
permanesce parado e o tubo se move em um arco acima do detector (DOBBINS 2009).
Todos os três movimentos são utilizados atualmente no processo de aquisição de
imagens tomográficas. O movimento paralelo é utilizado tipicamente em exames de tórax e
28
abdomen; o isocêntrico completo é utilizado em TC, porém com uma menor resolução
espacial isotrópica; já o isocêntrico parcial é utilizado nos sistemas DBT (DOBBINS 2009).
A Fig. 05 apresenta a reconstrução da imagem no sistema DBT, em que os dados de
imagem são posteriormente reconstruídos como projeções mamográficas convencionais. Os
diagramas mostram como diferentes dados da imagem 3D são adquiridos a partir de ângulos
diferentes e são reconstruídos para oferecer uma representação separada da sobreposição de
duas estruturas localizadas em diferentes planos.
Figura 05. Reconstrução da imagem no sistema DBT.
Fonte: PARK et al. 2007.
As imagens digitais obtidas com o sistema DBT estão sendo intensamente investigada
como uma alternativa à mamografia convencional. Vários estudos de pacientes já foram
relatados, todos com resultados promissores (SECHOPOULOS et al. 2008).
A dose de uma varredura do sistema DBT pode ser configurada para ser comparável ao
sistema DR desde que cada projeção seja apenas uma pequena fração da dose de radiação total
(LU et al. 2011). Porém, o sistema DBT em combinação com o sistema DR, prática esta
apresentada e aprovada pelo Food and Drug Administration em 2011, requer
aproximadamente o dobro da dose de radiação para a mama. A principal razão para este
procedimento combinado é a preocupação de que algumas anormalidades, em particular
grupos de microcalcificações, não serão tão facilmente detectados e/ou tão corretamente
interpretados nos conjuntos de imagens dos sistemas DBT como nas imagens dos sistemas DR
(GUR et al. 2012). A seleção deste modo combinado pode resultar em uma maior exposição à
radiação em comparação com a mamografia convencional (LI et al. 2013b). Dessa forma, faz-
se necessária uma rigorosa dosimetria nesta promissora modalidade de diagnóstico de câncer
de mama em conjunto com os testes de controle de qualidade dos equipamentos.
29
3.3. Testes de Desempenho
Para a mamografia convencional existem vários protocolos padrão para o controle de
qualidade dos equipamentos. No âmbito nacional, a Portaria nº 453 do Ministério da Saúde
(BRASIL 1998) e a Agência Nacional de Vigilância Sanitária (ANVISA 2005) estabeleceram
os critérios específicos para realizar os testes de controle de qualidade dos mamógrafos
convencionais. No Brasil, não há um protocolo ou legislação que divulgam estes critérios para
equipamentos digitais. Dessa forma, o país é obrigado a adotar os testes que estão dispostos
em protocolos internacionais.
A Europa possui seu próprio protocolo (CEC 2006), porém alguns países europeus
desenvolveram guias nacionais de controle de qualidade em mamografia como, por exemplo,
o protocolo espanhol (SEFM 2012) e do Reino Unido (IPEM 2005). Na maioria dos casos, os
procedimentos para as medições da qualidade da imagem e níveis de radiação nos protocolos
específicos de cada país são idênticos ou muito próximos dos testes estabelecidos pelo
protocolo europeu (ICRU 2009).
3.4. Resolução Espacial
A resolução espacial determina as dimensões do objeto de menor tamanho que poderá
ser visualizado na imagem. Este parâmetro é normalmente medido através de padrões de
barras que proporcionam o valor do limite de resolução a alto contraste. Portanto, os detalhes
com frequências espaciais superiores a frequência de Nyquist, ou frequência de corte, serão
submostrados originando uma imagem “borrada” com perdas de informações. Os valores
desta frequência para a maioria dos sistemas mamográficos digitais está entre 5 e 10 pl.mm-1
colocando em questão a capacidade destes sistemas para formar imagens de pequenos objetos
como as microcalcificações (CHEVALIER et al. 2010).
3.5. Função de Transferência de Modulação
A função de transferência de modulação (Modulation Transfer Function, MTF) é um
termo da eletrônica de rádio que tem sido aplicada para descrever a capacidade de um sistema
de imagem para distinguir objetos de diferentes tamanhos. Pequenos objetos, que possuem
elevada frequência espacial, são mais difíceis de obter as respectivas imagens do que aqueles
maiores, com baixa frequência. Um sistema ideal teria uma MTF igual a 1 e produziria uma
30
imagem que seria a representação exata do objeto. Porém este sistema não existe, visto que a
imagem se tornaria mais “borrada” com o aumento da frequência espacial. A quantidade deste
“borramento” pode ser representada pela redução da amplitude da respectiva frequência
(BUSHONG 2008).
Objetos com padrão de barras para testes de resolução espacial podem avaliar a
quantidade de “borramento” da imagem como uma função da frequência espacial. Tais
objetos podem medir a modulação de cada frequência espacial. Estes resultados podem ser
usados para a construção da curva de MTF que determina a transferência de contraste em
função da frequência espacial. A MTF depende da amplitude dos diferentes processos de
absorção que ocorrem em um determinado detector, sendo seu valor máximo na origem e
decaindo à medida que aumenta a frequência espacial (CHEVALIER et al. 2010). Para baixa
frequência espacial, o contraste do objeto é preservado, mas para uma alta frequência, o
contraste é perdido. Este limite é a resolução espacial do sistema. Um sistema de imagem
pode ser avaliado através deste método, sendo 10% da MTF o valor identificado como a
resolução espacial do sistema. Nenhum sistema DR pode distinguir objetos menores que seu
tamanho de pixel. Portanto, uma resolução espacial do sistema de 4 pl.mm-1
equivale a 8
pixels por milímetro, que resulta em um tamanho de pixel de 1/8 mm, ou seja, 125 µm
(BUSHONG 2008).
3.6. Ruído nas Imagens Digitais
O ruído quântico é o componente principal do ruído nas imagens radiológicas e está
associado às flutuações estatísticas na fluência de fótons incidentes no detector e às variações
aleatórias na absorção dos mesmos. A maneira mais simples de se caracterizar o ruído é
através da medida do desvio padrão (σ) do número de fótons absorvidos (N) em uma
determinada região do detector seguindo a estatística de Poisson (σ = N 1/2
) (CHEVALIER et
al. 2010).
Outro componente é o ruído estrutural dos detectores digitais que tem sua origem
principalmente na falta de homogeneidade na sensibilidade dos diferentes detectores. Este
tipo de ruído proporciona a aparição de um fundo estruturado na imagem que geralmente é
eliminado através de técnicas para planificação do campo. Estas técnicas criam uma máscara
corretora a partir de uma imagem uniforme do feixe de raios X. O último componente é o
ruído eletrônico que se origina nos circuitos de leitura e amplificação do sinal (CHEVALIER
et al. 2010).
31
Quando o comportamento do σ não segue a lei de Poisson, é necessário analisar as
contribuições de cada um destes tipos de ruído para eliminar possíveis falhas no
funcionamento do detector (EVANS et al. 2002, YOUNG et al. 2006). O σ tem um valor
limitado já que não fornece informações sobre as características espaciais do ruído. Esta
informação obtém-se através do espectro de Wiener, ou espectro de potência do ruído, que
mostra como se distribui a variância do sinal na imagem em função das frequências espaciais
(ICRU 1995).
3.7. Resolução Contraste-Detalhe
A razão contraste ruído (Contrast Noise Ratio, CNR) e a razão sinal ruído (Signal
Noise Ratio, SNR) são parâmetros que definem a informação que pode ser detectada em uma
imagem digital. A CNR depende do ruído, do número de bits utilizados na discretização do
sinal (profundidade do pixel), da diferença nos sinais associados ao detalhe de interesse e ao
tecido em que este detalhe se encontra. A SNR depende da dose e da quantidade de fótons
utilizados para obter a imagem, assim como as características estruturais do sistema utilizado
(CHEVALIER et al. 2010).
A eficiência de detecção quântica é o parâmetro que melhor descreve o funcionamento
geral do detector (ICRU 1995). Ela mede a capacidade do sistema para transferir a SNR em
função da frequência espacial. O valor ideal para este parâmetro seria 1 (sistema somente
limitado pelos processos de interação), mas, na prática, é sempre menor devido a presença de
ruído e outros processos que diminuem o contraste. A dificuldade para medir este parâmetro
tem levado a utilizar a resolução contraste-detalhe como uma medida da capacidade do
sistema para formar imagens de estruturas em função do seu respectivo tamanho e contraste.
A resolução contraste-detalhe para um determinado valor de dose é determinada pela
eficiência da detecção quântica do detector. Um sistema que possui um alto valor dessa
eficiência necessita de uma dose menor para proporcionar valores adequados de resolução
contraste-detalhe (CHEVALIER et al. 2010).
As estratégias para determinar a resolução contraste-detalhe se baseiam na utilização
de objetos simuladores. O CDMAM é um simulador que avalia a habilidade do sistema de
distinguir objetos com pequeno contraste e diâmetro. O objetivo é detectar discos de várias
espessuras e diâmetros em um fundo plano e ruidoso. Porém, os resultados que se obtêm com
este simulador tem que ser interpretados com cautela já que esta detecção não reflete a
avaliação feita pelos radiologistas em condições clínicas. Uma das principais limitações deste
32
simulador é o uso de fundos planos e ruidosos que não são representativos de fundos
estruturados presentes nas imagens clínicas da mama (GROSJEAN et al. 2006).
3.8. Grandezas Dosimétricas
A dosimetria da mama é uma parte importante no controle da qualidade da
mamografia e é um elemento essencial de otimização dos procedimentos de imagem que
utilizam radiação ionizante. No passado, várias grandezas eram usadas para a especificação da
dose em radiologia diagnóstica e havia ambiguidade porque um mesmo nome era usado para
diferentes grandezas (ICRU 2006). A seguir, serão descritas as principais grandezas
relacionadas ao trabalho.
3.8.1. Dose Absorvida
A dose absorvida, D, é o quociente d por dm, onde d é a energia média
transmitida à matéria de massa dm. Unidade: J.kg-1
. O nome especial para a unidade de D é
gray (Gy) (IAEA 2007).
dm
dD
(01)
3.8.2. Kerma
O kerma, K, é o quociente dEtr por dm, onde dEtr é a soma das energias cinéticas
iniciais de todas as partículas carregadas liberadas por partículas não carregadas em uma
massa dm do material. Unidade: J.kg-1
. O nome especial para a unidade de K é gray (Gy)
(IAEA 2007).
dm
dEK tr (02)
Em radiologia diagnóstica, a produção de radiação de frenagem (bremsstrahlung) em
materiais de baixo número atômico é insignificante. Para um dado material e campo de
33
radiação, D e K são numericamente iguais quando o equilíbrio de elétrons secundários é
estabelecido.
Haverá importantes diferenças numéricas entre estas duas grandezas quando este
equilíbrio não for estabelecido, como por exemplo, perto de uma interface entre diferentes
materiais (IAEA 2007).
3.8.3. Kerma no Ar Incidente
O kerma no ar incidente, Ki,t, é o kerma no ar de um feixe de raios X incidente medido
no eixo central do feixe na posição do paciente ou da superfície do objeto simulador
posicionada a uma distância t do suporte da mama. Somente a radiação incidente no paciente
ou objeto simulador é incluída, sendo excluída a radiação retroespalhada (IAEA 2007).
TPti kNMK , (03)
onde M é a média das medições realizadas em mGy, N é o coeficiente de calibração e kTP é o
fator que corrige para temperatura e pressão de referência (IAEA 2011).
P
P
T
TkTP
0
02,273
2,273 (04)
onde T e P são a temperatura e a pressão em ºC e kPa obtidas durante a medição, e T0 e P0 são
os valores de referência (IAEA 2011).
3.8.4. Kerma no Ar na Superfície de Entrada
O kerma no ar na superfície de entrada, Ke, é o kerma no ar medido no eixo central do
feixe na posição do paciente ou da superfície do objeto simulador. A radiação incidente no
paciente ou objeto simulador e a radiação retroespalhada são incluídas. O Ke é relacionado ao
Ki pelo fator de retroespalhamento, B (IAEA 2007).
BKK ie (05)
34
3.8.5. Rendimento
O rendimento, Y(d), é definido como o quociente do kerma no ar incidente a uma
específica distância, d, do foco do tubo de raios X pelo produto da corrente do tubo e do
tempo de exposição, PIt, também referido como carga do tubo. Unidade: J.kg-1
C-1
. Se o nome
especial gray é usado, a unidade de Y é Gy.C-1
ou Gy.A-1
.s-1
(IAEA 2007).
It
i
P
dKdY
)()( (06)
3.8.6. Dose Glandular Média
A ICRU (2006) recomenda o uso da dose média para tecidos glandulares, sem utilizar
a mama, para dosimetria em radiologia diagnóstica. Esta grandeza é referida na literatura
como dose glandular média (DG).
Existem vários protocolos padrão para a estimativa da dose que fornecem os fatores de
conversão que relacionam o Ki com a DG (DANCE et al. 2009). Nos protocolos da Europa
(CEC 2006), da IAEA (2011), estes fatores são baseados em cálculos de Monte Carlo de
DANCE (1990) e DANCE et al. (2000) e estão disponíveis para espectros de raios X de
diferentes combinações de ânodo e filtro.
O trabalho de DANCE et al. (2000) inclui espessuras equivalentes de PMMA, que
pode ser usado para simular as mamas típicas de várias espessuras para fins dosimétricos.
Nestes protocolos, para medições com PMMA, a DG é estimada através da Equação 07:
tittG KscgD , (07)
onde gt é o fator que converte o Ki em mGy para DG utilizando uma mama com 50% de tecido
fibroglandular e 50% de tecido adiposo e uma espessura t (Tab. 01), ct é o fator de conversão
que permite a utilização de outra composição de mama com a mesma espessura (Tab. 01) e s
é o fator para diferentes combinações ânodo/filtro (Tab. 02 e 03). Unidade: J.Kg-1
. O nome
especial para a unidade de DG é gray (Gy) (DANCE 1990, DANCE et al. 2000, IAEA 2011).
35
Tabela 01. Produto dos fatores de conversão gt e ct para espessuras de PMMA e valores de CSR.
Espessura
de
PMMA
(mm)
Espessura
de mama
equivalente
(mm)
Glandularidade
da mama
equivalente
(%)
Camada semirredutora, CSR (mm Al)
0,35 0,40 0,45 0,50 0,55 0,60 0,65 0,70 0,75
20 21 97 0,377 0,415 0,45 0,482 0,513 0,539 0,57 0,586 0,606
30 32 67 0,277 0,308 0,338 0,368 0,399 0,427 0,452 0,475 0,496
40 45 41 0,217 0,241 0,268 0,296 0,322 0,351 0,377 0,398 0,417
45 53 29 0,196 0,218 0,242 0,269 0,297 0,321 0,343 0,362 0,381
50 60 20 0,179 0,198 0,221 0,245 0,269 0,296 0,318 0,336 0,353
60 75 9 0,151 0,168 0,187 0,203 0,23 0,253 0,273 0,288 0,303
70 90 4 0,127 0,142 0,157 0,173 0,194 0,215 0,232 0,247 0,260
Fonte: CEC (2006), DANCE et al. (2000, 2009).
Tabela 02. Valores dos fatores s para diferentes combinações ânodo/filtro.
Ânodo/Filtro Fator s
Mo/Mo 1,000
Mo/Rh 1,017
Rh/Rh 1,061
Rh/Al 1,044
W/Rh 1,042
W/Ag 1,042
Fonte: CEC (2006), DANCE et al. (2000, 2009).
Tabela 03. Valores do fator s para ânodos de tungstênio filtrados por 0,7 mm Al.
Espessura
de
PMMA
(mm)
Espessura
de mama
equivalente
(mm)
Glandularidade
da mama (%)
Fator s
(0,7 mm Al)
20 21 97 1,052
30 32 67 1,064
40 45 41 1,082
45 53 29 1,094
50 60 20 1,015
60 75 9 1,123
70 90 4 1,136
Fonte: DANCE et al. (2011).
Nos protocolos do Colégio Americano de Radiologia (American College of Radiology,
ACR) o fator de conversão que se utiliza é calculado por WU et al. (1991, 1994) através de
cálculos de Monte Carlo, sendo tabulado para diferentes qualidades de feixe, espessura e
glandularidade da mama.
36
O protocolo europeu (CEC 2006) e da IAEA (2011) adotam níveis aceitáveis e
desejáveis de DG para várias espessuras de PMMA equivalentes a uma determinada espessura
de mama com a respectiva glandularidade (Tab. 04).
Tabela 04. Níveis aceitáveis e desejáveis de DG.
Espessura
de PMMA
(mm)
Espessura
de mama
equivalente
(mm)
Glandularidade
da mama
equivalente
(%)
DG máxima para
mamas equivalentes
Aceitável Desejável
(mGy) (mGy)
20 21 97 < 1,0 < 0,6
30 32 67 < 1,5 < 1,0
40 45 41 < 2,0 < 1,6
45 53 29 < 2,5 < 2,0
50 60 20 < 3,0 < 2,4
60 75 9 < 4,5 < 3,6
70 90 4 < 6,5 < 5,1
Fonte: CEC (2006), IAEA (2011).
Um formalismo é proposto para estender o cálculo da DG realizada na mamografia de
projeção 2D para a DBT de projeção 3D através da introdução dos fatores “tomo”
multiplicativos t(θ) e T na Equação 07. Para cada ângulo θ das projeções individuais, a DG é
estimada através da Equação 08:
)()( , tKscgD tittG (08)
onde t(θ) é o fator “tomo” para cada projeção (Tab. 05), sendo o Ki determinado na posição de
zero grau considerando a carga da respectiva angulação (DANCE et al. 2011). Para um
procedimento completo de DBT, a DG é estimada através da Equação 09:
TKscgD tittG , (09)
onde T é o fator “tomo” para todas as projeções (Tab. 06 e 07), sendo o Ki também
determinado na posição de zero grau considerando a carga total do procedimento (DANCE et
al. 2011).
37
Tabela 05. Valores do fator t para diferentes projeções.
Espessura
de PMMA
(mm)
Espessura
de mama
equivalente
(mm)
Fator t - Ângulos (graus)
5 10 15 20 25 30
20 21 0,997 0,988 0,976 0,958 0,929 0,895
30 32 0,996 0,986 0,970 0,944 0,914 0,870
40 45 0,996 0,984 0,964 0,937 0,902 0,859
50 60 0,995 0,983 0,961 0,932 0,897 0,855
60 75 0,994 0,980 0,960 0,926 0,894 0,851
70 90 0,993 0,980 0,956 0,927 0,894 0,851
Fonte: DANCE et al. (2011).
Tabela 06. Valores do fator T para diferentes angulações.
Espessura
de PMMA
(mm)
Espessura
de mama
equivalente
(mm)
Fator T - Ângulos (graus)
-10 a +10 -15 a +15 -20 a +20 -25 a +25 -30 a +30
20 21 0,994 0,989 0,982 0,972 0,960
30 32 0,992 0,985 0,976 0,965 0,950
40 45 0,992 0,984 0,973 0,961 0,944
50 60 0,991 0,982 0,971 0,957 0,941
60 75 0,989 0,981 0,969 0,955 0,939
70 90 0,989 0,980 0,969 0,955 0,939
Fonte: DANCE et al. (2011).
Tabela 07. Valores do fator T para diferentes sistemas.
Espessura
de PMMA
(mm)
Espessura
de mama
equivalente
(mm)
T
Hologic
T
Siemens
20 21 0,997 0,980
30 32 0,996 0,974
40 45 0,996 0,971
50 60 0,995 0,968
60 75 0,994 0,966
70 90 0,994 0,965
Fonte: DANCE et al. (2011).
38
4. MATERIAIS E MÉTODOS
4.1. Materiais
Neste trabalho, foram utilizados os seguintes equipamentos: detectores e acessórios,
placas e filtros de alumínio, objeto avaliador de resolução espacial, placas de PMMA, balança,
objetos simuladores e mamógrafo com sistema CR, todos pertencentes ao Centro de
Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN). Foi ainda utilizado um mamógrafo com
sistema DBT de uma clínica especializada em mamografia.
4.1.1. Detectores e Acessórios
Para determinar o equipamento ideal para realizar os testes de controle de qualidade,
além da determinação dos valores de Ki necessários para o cálculo dos valores de DG, foram
utilizados os conjuntos 01 e 02 calibrados com as respectivas câmaras de ionização (Tab. 08,
Fig. 06). Conforme as especificações dos manuais dos fabricantes, as câmaras de ionização
são totalmente protegidas com uma janela de poliéster metalizado com 0,7 mg.cm-2
, volume
ativo de 6 cm3 e dependência energética de ± 5% para 10 keV a 40 keV.
Tabela 08. Conjuntos com os respectivos equipamentos e suas especificações.
Conjunto - Equipamentos Fabricante Modelo Série
01. (a) Câmara de ionização (Fig. 05a)
Radcal Corporation
10X5-6M 8760
(b) Eletrômetro 9060 99-0220
(c) Unidade base 9015 91-0124
02. (a) Câmara de ionização (Fig. 05b) Radcal Corporation
10X6-6M 04-0599
(b) Módulo digitalizador Accu Gold AGDM 40-0205
39
(a) (b)
Figura 06. Câmara de ionização pertencente ao: (a) conjunto 01 e (b) conjunto 02.
4.1.2. Placas e Filtros de Alumínio
Para criar uma região de contraste e avaliar a CNR nas imagens mamográficas, foram
utilizadas duas placas de alumínio fabricadas pela Gammex, com grau de pureza de 99,9%,
20 x 20 mm2 de dimensão e 0,1 mm de espessura cada. A fim de determinar os valores de
CSR dos feixes de raios X, foram utilizados filtros de alumínio fabricados pela Goodfellow,
com grau de pureza de 99,999%, 140 x 150 mm2 de dimensão e variadas espessuras.
4.1.3. Objeto Avaliador de Resolução Espacial
Para avaliar as resoluções espaciais das imagens mamográficas visualmente, foi
utilizado o objeto de teste padrão fabricado pela Victoreen, modelo 07-555FL (Fig. 07), com
espessura de 0,0152 mm de ouro e 0,0025 mm de níquel, 25 x 10 mm2 de dimensão e
composto por 5 a 20 pares de linha por milímetro (pl.mm-1
).
40
Figura 07. Imagem radiográfica do objeto avaliador de resolução espacial.
4.1.4. Placas e Espaçadores de PMMA
Para simular mamas de diferentes atenuações, foram utilizadas placas de PMMA de
180 x 240 mm2 de dimensão, com espessuras variando de 20 a 70 mm (Fig. 08a), além de
espaçadores de mesmo material de 180 x 15 mm2 de dimensão, com 1, 2, 5, 10 e 20 mm de
espessura (Fig. 08b).
(a) (b)
Figura 08. (a) Placas e (b) espaçadores de PMMA.
41
4.1.5. Balança
Para medir a força da bandeja de compressão, foi utilizada a balança fabricada pela
Gammex/RMI modelo 163 (Fig. 09). Conforme as especificações do manual do fabricante, a
balança possui 11,5 x 9,0 x 5,0 cm3 de dimensão, 0,91 kg de massa, 8,5 cm de diâmetro da
área de contato e um intervalo de leitura de 3 a 30 kg com acurácia de ± 0,27 kg.
Figura 09. Balança.
4.1.6. Objetos Simuladores
Para avaliar a qualidade das imagens mamográficas, foram utilizados dois objetos
simuladores: o CDMAM, modelo 3,4 (Fig. 10a) e o PHANTOM Mama (Fig. 10b). O CDMAM
é fabricado pela Artinis Medical Systems BV e possui 180 x 240 mm2 de dimensão, sendo
composto por uma base de alumínio de 0,05 mm contendo discos de ouro com grau de pureza
de 99,999% de variadas espessuras e diâmetros. Estes discos estão dispostos em uma matriz
de 16 linhas por 16 colunas. Em uma mesma linha, o diâmetro dos discos permanece
constante enquanto a espessura aumenta em uma escala aproximadamente logarítmica.
Porém, em uma mesma coluna, a espessura é constante enquanto o diâmetro aumenta
logaritmicamente. A espessura total varia entre 0,03 e 2,00 mm e o diâmetro entre 0,06 e
2,00 mm. Cada quadrante contém dois discos idênticos, sendo um no centro e o outro
localizado aleatoriamente em um canto. A base de alumínio é coberta com 5 mm de PMMA,
sendo a atenuação total do feixe de raios X produzida equivalente a 10 mm de PMMA na
exposição com 28 kV e combinação ânodo/filtro de Mo/Mo. O simulador é fornecido com
mais quatro placas de PMMA de 10 mm de espessura que são utilizadas para simular
diferentes espessuras de mama.
42
O PHANTOM Mama é indicado pelo Colégio Brasileiro de Radiologia, possui
160 x 120 mm de dimensão e é composto por quatro placas de PMMA, sendo três delas com
10 mm de espessura e uma placa principal com 20 mm, na qual estão presentes objetos de
testes que simulam diferentes estruturas anatômicas. Estes objetos de testes são: cinco esferas
de nylon de 0,25 mm a 2,00 mm de espessura; cinco conjuntos de pontos de Al2O3 de 0,18 a
0,45 mm de diâmetro; oito discos de poliéster de 6 mm com espessuras variando de 0,1 a 0,8
mm; e seis pequenas fibras de nylon com 10 mm de comprimento com espessuras variando de
0,40 a 1,40 mm. As estruturas anatômicas simuladas por estes objetos de testes são,
respectivamente, massas tumorais, microcalcificações, áreas ou lesões de baixo contraste e
calcificações fibrosas. O PHANTOM Mama possui ainda quatro grades metálicas com 4, 6, 8
e 12 pares de linha por milímetro para estimar a resolução espacial e seis orifícios contendo
diferentes materiais para produzir uma escala de densidades óticas utilizada para calcular o
índice de contraste da imagem radiográfica.
(a) (b)
Figura 10. Objetos simuladores: (a) CDMAM e (b) PHANTOM Mama.
4.1.7. Mamógrafos
Para executar os testes de dependência angular das câmaras de ionização, foi utilizado
o mamógrafo MAMMOMAT com sistema CR, modelo 3000 Nova, fabricado pela Siemens
(Fig. 11a). Este sistema possui um tubo de raios X (Pantix 40 MoW) com uma janela de
berílio (Be) e combinações ânodo/filtro de Mo/Mo, Mo/Rh e W/Rh (KUNZEL et al. 2006). A
fim de realizar os testes de desempenho e a dosimetria, foi utilizado o mamógrafo Selenia
com sistema DBT, modelo Dimensions, fabricado pela Hologic (Fig. 11b). Este sistema é
43
equipado com um detector de selênio amorfo (a-Se) de 250 µm de espessura e utiliza as
combinações ânodo/filtro de W/Rh e W/Ag para as aquisições 2D. No modo 3D, o sistema
muda a filtração para 700 µm de Al. Um algoritmo de retroprojeção filtrada próprio da
Hologic é utilizado para reconstruir as imagens da mama a partir de 15 projeções dos raios X
adquiridas ao longo de 15º (COCKMARTIN et al. 2013).
(a) (b)
Figura 11. Mamógrafos com sistemas: (a) CR e (b) DBT.
4.2. Metodologia
Foi realizado um levantamento prévio dos equipamentos com sistema DBT da Hologic
em todo o território nacional. Este equipamento foi escolhido devido a ser o pioneiro a possuir
a licença de funcionamento no país.
Foram realizados testes de fuga, repetibilidade e reprodutibilidade a fim de assegurar a
qualidade das câmaras de ionização utilizadas. Testes de dependência angular, utilizados
principalmente nos cálculos de incerteza, foram realizados no mamógrafo com sistema CR da
Siemens. Este equipamento foi escolhido devido à praticidade, pois ele está instalado dentro
do Laboratório de Radioproteção Aplicada a Mamografia (LARAM) que faz parte das
dependências do CDTN/CNEN. Através de todos estes testes, foi determinada a câmara de
ionização ideal para a realização dos testes posteriores de desempenho e dosimetria no
mamógrafo com sistema DBT.
44
Para elaborar uma sugestão de protocolo e avaliar o equipamento com sistema DBT da
Hologic, foram realizados testes de desempenho, tais como: força de compressão;
alinhamento da bandeja de compressão; coincidência do campo luminoso e o feixe de raios X;
linearidade da resposta do detector; ruído e resolução espacial da imagem; uniformidade da
resposta do detector; CNR; SNR; CSR; dosimetria; e qualidade de imagem do CDMAM e do
PHANTOM Mama. Este equipamento foi escolhido devido uma parceria com uma clínica de
mamografia que tem interesse em participar de projetos de pesquisa e que tem instalado nas
suas dependências o único equipamento com sistema DBT da Hologic do estado de Minas
Gerais até o ano de 2014.
4.2.1. Levantamento dos Equipamentos e Amostragem
Foi realizado um levantamento dos equipamentos com sistema DBT da Hologic
localizados por todo o território nacional, utilizando dados obtidos por representantes do
fabricante. Com base neste levantamento, foi determinada a amostragem do trabalho levando
em consideração a parceria consolidada com a clínica de mamografia localizada na cidade de
Belo Horizonte (MG).
4.2.2. Controle de Qualidade das Câmaras de Ionização
Foram analisados os parâmetros de qualidade das câmaras de ionização utilizadas
através dos testes de fuga, repetibilidade e reprodutibilidade a fim de determinar o
equipamento ideal a ser utilizado em testes posteriores de desempenho e dosimetria no
equipamento com sistema DBT. Nestes testes de qualidade das câmaras, foi utilizada a fonte
de radiação beta de 90
Sr/90
Y como referência com 33 MBq no dia 29 de junho de 2009, além
dos conjuntos 01 e 02 contendo as câmaras de ionização. A fonte de radiação foi acoplada nos
respectivos conjuntos através de um acrílico posicionador (Fig. 12). Todos os resultados dos
testes foram corrigidos para o decaimento radioativo da fonte de radiação referente ao dia 29
de junho de 2009 através da Equação 10:
45
teAA 0
(10)
onde A e A0 são as atividades final e inicial da amostra em becquerel (Bq), t é o tempo
decorrido em segundos (s) e λ é a constante de decaimento (s-1
) (TAUHATA et al. 2003).
(a) (b)
Figura 12. Posicionamento para o controle de qualidade das câmaras de ionização: (a) conjunto 01 e (b) conjunto
02.
Nos testes de fuga, a fonte de radiação foi posicionada no acrílico, sendo anotada uma
leitura inicial. Após aproximadamente 15 minutos sem a fonte, uma leitura final foi
registrada. A corrente de fuga em µGy.s-1
, foi determinada através da diferença entre as
leituras pelo tempo decorrido.
Nos testes de reprodutibilidade e repetibilidade, a fonte de radiação foi novamente
inserida no acrílico e a cada 20 segundos aproximadamente, o valor lido no eletrômetro foi
anotado. A taxa de kerma de referência em µGy.s-1
, foi determinada pela média das dez
medições realizadas.
Além do decaimento radioativo da fonte, os resultados das medições foram corrigidos,
pelo coeficiente de calibração da câmara e pelos valores de temperatura e pressão do
laboratório.
46
4.2.3. Dependência Angular das Câmaras de Ionização
Para obter os valores de dependência angular, foi utilizado o mamógrafo com sistema
CR, além das câmaras de ionização acopladas a seus respectivos conjuntos. Os centros
sensíveis foram posicionados sobre o suporte da mama a 60 mm de distância da parede
torácica e a 605 mm do ponto focal. Foi inserido embaixo das câmaras um isopor para evitar a
radiação retroespalhada (Fig. 13).
Foi posicionado um transferidor atrás do tubo de raios X para facilitar a visualização
da rotação do tubo do mamógrafo enquanto o detector permanecia fixo. A fim de conferir a
variação angular, foi posicionado, paralelamente, um laser em cima do tubo.
Foi utilizada a tensão de 28 kV, a carga de 50 mA.s com a finalidade de poupar o
mamógrafo, além da combinação ânodo/filtro de Mo/Mo. Foram realizadas três medições,
sendo o valor médio de Ki em mGy obtido entre -30º e +30º de rotação do tubo, com um
intervalo de 5º.
(a) (b)
Figura 13. Posicionamento das câmaras de ionização para o teste de dependência angular: (a) conjunto 01 e (b)
conjunto 02.
47
4.2.4. Força de Compressão
Para analisar a força de compressão do equipamento com sistema DBT, a balança foi
posicionada sobre o suporte da mama e realizada a compressão máxima. A fim de evitar
danos à bandeja de compressão e distribuir uniformemente a força, foi também inserida uma
espuma sobre a balança (Fig. 14). Foram realizadas três medições, sendo o valor médio
registrado. Para aprovar o equipamento neste teste, o valor médio da força de compressão,
obtido anualmente, deve estar entre 11 e 18 kgf (BRASIL 1998) ou 150 e 200 N (IAEA 2011,
SEFM 2012).
Figura 14. Posicionamento dos materiais para o teste de força de compressão.
4.2.5. Alinhamento da Bandeja de Compressão
Para avaliar a deformação da bandeja do equipamento com sistema DBT, uma espuma
foi posicionada sobre o suporte da mama e realizada a compressão com o sistema de
adaptação à mama desativado (Fig. 15). Foram realizadas medições das distâncias do suporte
da mama nos quatro cantos da bandeja de compressão utilizando uma régua. Para aprovar o
equipamento neste teste, é permitida uma deformação mínima anual, sendo aceitável o valor
máximo de 5,0 mm (SEFM 2012).
48
Figura 15. Posicionamento da espuma para o teste de alinhamento da bandeja de compressão.
4.2.6. Coincidência do Campo Luminoso e o Feixe de Raios X
Para avaliar a coincidência do campo luminoso com o feixe de raios X, quatro
marcadores radiopacos (moedas) foram posicionados nos limites da extensão do campo
luminoso. Um quinto objeto foi ainda posicionado somente para identificar o lado direito da
imagem (Fig. 16). Foi realizada a compressão e executada a exposição em modo automático.
A análise da imagem processada referente à projeção de 0° foi feita no monitor do
equipamento através da função régua presente no painel de comando para determinar a
distância entre os pontos de interesse. Através dessa função, foi possível realizar medições
dos desvios em cada borda da imagem. Para aprovar o equipamento neste teste, os valores dos
desvios devem ser menores que 2% da distância fonte-receptor da imagem (IAEA 2011).
Figura 16. Imagem radiográfica do posicionamento dos materiais para o teste de coincidência do campo
luminoso e o feixe de raios X.
49
4.2.7. Linearidade da Resposta do Detector
Para avaliar a linearidade da resposta do detector do mamógrafo com sistema DBT,
quatro placas de PMMA foram posicionadas mais próximas possíveis do tubo de raios X. A
posição escolhida foi sobre a bandeja, sem realizar compressão, a fim de proporcionar uma
maior segurança no posicionamento. A exposição foi realizada em modo manual, utilizando a
combinação ânodo/filtro de W/Al, tensão de 28 kV e os respectivos valores de carga: 5; 8; 16;
25; 32,5; 45; 62,5; 100; e 120 mA.s. A análise das imagens processadas referente às projeções
de 0° foi feita no monitor do equipamento através da função para determinar a região de
interesse presente no painel de comando. Através dessa função, foi possível obter os valores
médios dos pixels (VMP) e os σ dos valores dos pixels das imagens. Para obter os valores
médios de Ki das respectivas imagens, a câmara de ionização foi posicionada sobre o suporte
da mama, com o centro sensível localizado a 60 mm de distância da parede torácica e a 655
mm do ponto focal. Foi inserido, embaixo da câmara, um isopor para evitar a radiação
retroespalhada (Fig. 17). Um gráfico da média dos três resultados obtidos de Ki pelos
respectivos VMP foi feito a fim de obter a equação de ajuste linear:
bKaVMP i (11)
onde a é o coeficiente angular e b é o coeficiente linear da reta. Para aprovar o equipamento
neste teste, o valor de R2 do ajuste linear deve ser maior que 0,99 (SEFM 2012).
Figura 17. Posicionamento dos materiais para o teste de linearidade da resposta do detector.
50
4.2.8. Ruído da Imagem
Os resultados do teste da linearidade da resposta do detector também foram utilizados
para avaliar o ruído da imagem do equipamento com sistema DBT. Um gráfico dos resultados
obtidos de Ki pelos σ foi feito a fim de obter a equação de ajuste do tipo potência:
b
iKa (12)
onde a e b são constantes. Para aprovar o equipamento neste teste, o valor do índice b anual
deve ser entre 0,45 e 0,55 (SEFM 2012). Caso o valor do índice b estiver fora do intervalo
estabelecido, é necessário analisar as contribuições dos diferentes tipos de ruídos relativos a
fim de eliminar possíveis falhas. Esta análise foi feita através de um gráfico dos resultados do
inverso dos VMP pelo quadrado da razão σ.VMP-1
. Foi obtida a equação de ajuste do tipo
polinomial de segundo grau:
cbxaxy 2 (13)
onde a, b e c são constantes utilizadas nos cálculos dos diferentes tipos de ruídos relativos. O
ruído total relativo (σT.VMP-1
) foi obtido através da soma do ruído eletrônico relativo
(σEL.VMP-1
), do ruído quântico relativo (σQ.VMP-1
) e do ruído estrutural relativo (σS.VMP-1
),
os quais foram calculados através das Equações 14 a 16 (CHEVALIER et al. 2010):
21
VMPa
VMP
EL (14)
21
VMPb
VMP
Q
(15)
cVMP
S
(16)
Um gráfico dos valores de ruídos relativos foi feito a fim de facilitar a visualização
dos resultados e possibilitar uma melhor análise.
51
4.2.9. Resolução Espacial da Imagem
Para avaliar a resolução espacial da imagem do equipamento com sistema DBT, quatro
placas de PMMA foram posicionadas sobre o suporte da mama e comprimidas. O objeto de
teste padrão foi inserido entre a segunda e terceira placa a 60 mm da parede torácica e com
um ângulo de 45º para evitar interferências com o detector ou com as linhas do monitor de
análise (Fig. 18). Mantendo a mesma angulação e distância da parede torácica, foi inserido
outro objeto teste à esquerda e sobre as quatro placas de PMMA. Este objeto somente foi
utilizado para comparação entre os resultados. A exposição foi realizada em modo
automático, sendo obtida a respectiva imagem processada. A análise da imagem referente à
projeção de 0° foi feita visualmente no monitor do equipamento através da função para
visualizar o tamanho real dos pixels presente no painel de comando.
Para aprovar o equipamento neste teste, o valor da resolução espacial anual deve ser
superior a 80% da frequência de Nyquist associada ao tamanho do pixel do detector (SEFM
2012).
Figura 18. Posicionamento dos materiais para o teste de resolução espacial da imagem.
4.2.10. Uniformidade da Resposta do Detector
Para avaliar a uniformidade da resposta do detector do mamógrafo com sistema DBT,
quatro placas de PMMA foram posicionadas sobre o suporte da mama e comprimidas. A
exposição foi realizada em modo automático, sendo obtida a respectiva imagem processada.
A partir da imagem referente à projeção de 0° foi feito um gráfico de superfície através dos
VMP obtidos a fim de avaliar a uniformidade por toda a área do detector. A análise dessa
imagem também foi feita no monitor do equipamento através da função, presente no painel de
52
comando, que determina regiões de interesse. Através dessa função, foi possível obter os
VMP da área central e dos quatro cantos da imagem (Fig. 19). A variação dos VMP de cada
área (VMPn) em relação ao valor médio (VMPm) foi determinada através da Equação 17. Para
aprovar o equipamento neste teste, é permitida uma variação anual menor ou igual a ± 15%
(SEFM 2012).
m
mn
VMP
VMPVMPVariação 100(%) (17)
Figura 19. Áreas a serem analisadas na imagem obtida no teste de uniformidade da resposta do detector.
4.2.11. Razão Contraste Ruído
Para realizar o teste de CNR do equipamento com sistema DBT, duas placas de PMMA
foram posicionadas sobre o suporte da mama e comprimidas com os respectivos espaçadores
sobre elas. As duas placas de alumínio, de 0,1 mm de espessura cada, foram inseridas
sobrepostas sobre as placas de PMMA a 60 mm da parede torácica (Fig. 20a). As exposições
foram realizadas em modo automático, sendo obtidas as respectivas imagens processadas. A
combinação ânodo/filtro foi registrada, assim como os valores de tensão e carga utilizados.
Este procedimento foi realizado para as espessuras de 20 a 70 mm, com incrementos de 10
mm de PMMA, e seus respectivos espaçadores. As análises das imagens processadas referente
às projeções de 0° foram feitas no monitor do equipamento através da função para determinar
a região de interesse, sendo possível obter os VMP e os σ das áreas 1 e 2 (Fig. 20b).
53
(a) (b)
Figura 20. (a) Posicionamento dos materiais e (b) áreas a serem analisadas na imagem obtida no teste de CNR.
A CNR para cada espessura de PMMA foi determinada através da Equação 18:
2
)( 2
1
2
2
12
VMPVMPCNR
(18)
A CNR relativa (CNRrel) para cada espessura de PMMA foi determinada através da
Equação 19:
50
100(%)CNR
CNRCNR n
rel (19)
onde CNRn e CNR50 são os valores de CNR para cada espessura e para 50 mm de PMMA
(espessura padrão) respectivamente. Para aprovar o equipamento neste teste, a Tab. 09 mostra
os valores de referência anuais de CNRrel para cada espessura de PMMA.
54
Tabela 09. Valores de referência de CNRrel para cada espessura de PMMA.
Espessura de
PMMA (mm)
Espessura de mama
equivalente (mm)
Valores de referência
de CNRrel (%)
20 21 > 115
30 32 > 110
40 45 > 103
50 60 > 100
60 75 > 95
70 90 > 90
Fonte: SEFM 2012.
4.2.12. Razão Sinal Ruído
Para realizar o teste de SNR do equipamento com sistema DBT, foram utilizados os
VMP e os σ registrados no teste de CNR. A SNR de fundo para cada espessura de PMMA foi
determinada através da Equação 20:
1
1
VMPSNR (20)
A variação de cada valor de SNR (SNRn) em relação ao valor médio (SNRm) foi
determinada através da Equação 21:
m
mn
SNR
SNRSNRVariação 100(%) (21)
Para aprovar o equipamento neste teste, é permitida uma variação anual menor ou
igual a ± 10% (SEFM 2012).
4.2.13. Camada Semirredutora
Para determinar a CSR do equipamento com sistema DBT, a câmara de ionização foi
posicionada sobre o suporte da mama, com o centro sensível localizado a 60 mm de distância
da parede torácica e a 655 mm do ponto focal. Foi inserido, embaixo da câmara, um isopor
para evitar a radiação retroespalhada e, sobre a bandeja de compressão, os filtros de alumínio
de elevada pureza e espessuras variando de 0,35 mm, 0,5 mm e 0,75 mm (Fig. 21). A bandeja
55
de compressão foi posicionada à meia distância entre o ponto focal e o detector. A exposição
foi realizada em modo manual, utilizando a combinação ânodo/filtro de W/Al, carga de 50
mA.s e valores de tensão que variava de 24 a 34 kV com intervalo de 2 kV. Os valores de
CSR foram obtidos através de ajustes feitos em gráficos que relacionavam os valores médios
de Ki em mGy e a espessura da filtração adicional utilizada. Para aprovar o equipamento neste
teste, é permitido o intervalo de variação:
CkV
CSRkV
100
03,0100
(22)
onde C é uma constante e possui valores: 0,12; 0,19; 0,22; 0,30; 0,32; 0,25 para as
combinações ânodo/filtro de Mo/Mo, Mo/Rh, Rh/Rh, W/Rh, W/Ag, W/Al respectivamente
(IAEA 2011, SEFM 2012).
Figura 21. Posicionamento dos materiais para o teste de CSR.
4.2.14. Dosimetria
Para estimar a DG do equipamento com sistema DBT, a câmara de ionização foi
posicionada sobre o suporte da mama, com o centro sensível localizado a 60 mm de distância
da parede torácica e a 655 mm do ponto focal. Foi inserido, embaixo da câmara, um isopor
para evitar a radiação retroespalhada (Fig. 22). As exposições foram realizadas em modo
manual, utilizando a mesma combinação ânodo/filtro, assim como os valores de tensão e
carga registrados no teste de CNR.
56
Caso não fosse possível selecionar o mesmo valor de carga, os valores das medições
realizadas com a câmara de ionização foram estimados utilizando o valor de carga que mais se
aproximava do valor utilizado com o modo automático, conforme a Equação 23:
M
CAE
CAEsmA
smAMM
.
. (23)
onde mA.sCAE é o valor de carga utilizado com o controle automático de exposição (CAE), e M
é a média das três leituras realizadas utilizando o valor de carga, mA.sM, mais próximo (IAEA
2011). Os valores de Ki foram calculados conforme a Equação 03, sendo corrigidos para cada
espessura das placas e espaçadores de PMMA através da Equação 24:
2
,,
td
ndKK niti
(24)
onde Ki,t é o valor de Ki obtido para uma espessura t, Ki,n é o valor de Ki obtido com o centro
sensível da câmara de ionização posicionado a distância n do suporte da mama, d é a distância
entre o ponto focal do tubo de raios X e o suporte da mama e t é a soma das respectivas
espessuras de placas e espaçadores de PMMA utilizados no teste de CNR (IAEA 2011). Os
valores de DG para cada projeção individual e para um procedimento completo foram
calculados a partir dos resultados obtidos de Ki,t, conforme as Equações 08 e 09
respectivamente. Para aprovar o equipamento neste teste, foram adotados os níveis aceitáveis
e desejáveis de DG da Tab. 04.
57
Figura 22. Posicionamento das câmaras de ionização para o teste de DG.
4.2.15. Qualidade de Imagem do CDMAM
Para avaliar a qualidade da imagem do equipamento com sistema DBT, o CDMAM foi
inserido entre quatro placas de PMMA posicionadas e comprimidas sobre o suporte da mama
(Fig. 23). A exposição foi realizada em modo automático, sendo obtida a respectiva imagem
processada. A análise da imagem referente à projeção de 0° foi feita visualmente no monitor
do equipamento através da função para visualizar o tamanho real dos pixels. Para aprovar o
equipamento neste teste, a Tab. 10 mostra os valores de referência anuais de espessura de
ouro visualizada para cada diâmetro.
Figura 23. Posicionamento do objeto simulador para o teste de qualidade de imagem do CDMAM.
58
Tabela 10. Valores de referência de espessura de ouro para cada diâmetro visualizado.
Diâmetro
(mm)
Valores de referência de
espessura de ouro (µm)
2,00 0,069
1,00 0,091
0,50 0,150
0,25 0,352
0,10 1,680
Fonte: SEFM 2012.
4.2.16. Qualidade de Imagem do PHANTOM Mama
Para avaliar a qualidade da imagem do equipamento com sistema DBT, o PHANTOM
Mama foi posicionado e comprimido sobre o suporte da mama (Fig. 24). A exposição foi
realizada em modo automático, sendo obtida a respectiva imagem processada. A análise da
imagem referente à projeção de 0° foi feita visualmente no monitor do equipamento através
da função para visualizar o tamanho real dos pixels. Para aprovar o equipamento neste teste, a
Tab. 11 mostra os valores de referência mensais dos objetos de testes visualizados.
Figura 24. Posicionamento do objeto simulador para o teste de qualidade de imagem do PHANTOM Mama.
59
Tabela 11. Valores de referência dos objetos de testes visualizados.
Estruturas
presentes (total)
Estruturas
visualizadas
Fibras (6) ≥ 4
Discos (8) ≥ 7
Massas Tumorais (5) ≥ 4
Microcalcificações (5) ≥ 4
Grades Metálicas (4) 3*
* A terceira grade metálica representa o valor de referência de 8 pl.mm
-1 como resolução espacial para sistemas
digitais em geral.
Fonte: BRASIL, 2007.
60
5. RESULTADOS E DISCUSSÕES
5.1. Levantamento dos Equipamentos e Amostragem
A quantidade de equipamentos com o sistema DBT da Hologic em funcionamento nas
cidades brasileiras até o ano de 2014 está apresentada na Tab. 12.
Tabela 12. Quantidade de equipamentos com sistema DBT nas respectivas cidades e estados.
Local Quantidade
Cidade Estado
Brasília (DF) 1 1
Belo Horizonte (MG) 1 1
Curitiba (PR) 1 1
Rio de Janeiro (RJ) 2 2
Porto Alegre (RS) 2 2
Florianópolis (SC) 1 1
Barretos (SP) 1
6 Campinas (SP) 1
São José do Rio Preto (SP) 1
São Paulo (SP) 3
Total 14 14
É possível perceber que a capital paulista possui a maior quantidade destes
equipamentos, sendo seu estado o único que possui o sistema DBT em cidades do interior.
Nos demais estados, estes equipamentos se localizam somente nas respectivas capitais. Os
equipamentos se encontram principalmente nas regiões Sul e Sudeste, além do Distrito
Federal, devido possivelmente aos maiores investimentos no setor da saúde nestas áreas.
Com base neste levantamento, foi utilizado 1 equipamento com o sistema DBT neste
trabalho, localizado na cidade de Belo Horizonte, perfazendo o total de aproximadamente 7%
dos equipamentos da Hologic em funcionamento no Brasil.
5.2. Controle de Qualidade das Câmaras de Ionização
5.2.1. Testes de Fuga
Os diversos valores da corrente de fuga em μGy.s-1
obtidos utilizando as câmaras de
ionização nos períodos em que elas estavam sendo utilizadas na realização de experimentos,
61
19/01/2012 a 18/10/2012 (conjunto 01) e 10/07/2013 a 03/09/2013 (conjunto 02), são
apresentados na Fig. 25.
0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20
0,00
0,04
0,08
0,12
0,16
0,20
0,24
Câmara de ionização - Conjunto 01
Câmara de ionização - Conjunto 02
Corr
ente
de
fuga
(G
y.s
-1)
Medições
Figura 25. Corrente de fuga da câmara de ionização dos conjuntos 01 e 02.
Neste teste, foram calculados os valores médios de 0,16 e 0,05 μGy.s-1
(retas
contínuas) e obtidos os valores máximos de 0,21 e 0,09 μGy.s-1
referente aos resultados da
corrente de fuga dos conjuntos 01 e 02 respectivamente. Todos os resultados foram
considerados desprezáveis por estarem abaixo de 1% dos valores obtidos em clínicas de
mamografia, não influenciando assim os demais resultados utilizando as câmaras de
ionização. Por isso, ao considerar somente estes resultados, não foi possível determinar qual o
equipamento ideal para os futuros testes de desempenho e dosimetria.
5.2.2. Testes de Repetibilidade e Reprodutibilidade
Os resultados, com os respectivos desvios padrões, de vários valores da taxa de kerma
de referência em μGy.s-1
obtidos utilizando as câmaras de ionização, nos mesmos períodos
dos testes de fuga, são apresentados na Fig. 26.
62
0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20
0,00
0,05
0,10
0,15
0,20
365
370
375
380
385
390
Câmara de ionização - Conjunto 01
Câmara de ionização - Conjunto 02T
axa
de
ker
ma
de
refe
rênci
a (
Gy.s
-1)
Medições
Figura 26. Taxa de kerma de referência da câmara de ionização dos conjuntos 01 e 02.
Neste teste, foram calculados os valores médios de 372,23 e 0,10 μGy.s-1
(retas
contínuas) referente aos resultados da taxa de kerma de referência dos conjuntos 01 e 02
respectivamente. A média dos desvios padrões para o conjunto 01 foi de 1,17 μGy.s-1
, sendo o
maior valor igual a 2,16 μGy.s-1
. Para o conjunto 02, a média obtida dos desvios padrões foi
de 0,07 μGy.s-1
, sendo o maior valor igual a 0,11 μGy.s-1
.
Foram estipulados valores de referência como controle, correspondente ao limite
superior e inferior das medidas realizadas para garantir resultados confiáveis nos
experimentos envolvendo as câmaras de ionização. Ou seja, os testes utilizando as câmaras de
ionização nas clínicas de mamografia só foram realizados devido ao valor da taxa de kerma de
referência estar de acordo com os valores de referência estipulados para cada conjunto.
Os elevados desvios padrões do conjunto 02 se justificam, pois houve uma maior
variação dos registros devido aos baixos valores das taxas de kerma de referência. Ao
considerar estes resultados, a câmara de ionização do conjunto 01 foi escolhida como sendo
ideal a ser utilizada nos testes de desempenho e dosimetria no equipamento com sistema DBT
devido a menor variação dos valores das taxas de kerma de referência.
63
5.3. Dependência Angular das Câmaras de Ionização
Os resultados, com os respectivos desvios padrões, de Ki em mGy, obtidos
rotacionando o tubo de raios X e utilizando as câmaras de ionização de mamografia são
apresentados na Fig. 27. A incerteza expandida calculada (k = 2) para as medições de Ki
utilizando a câmara de ionização dos conjuntos 01 e 02 é 6,5% (Tab. A01). As principais
contribuições para a incerteza na medição são: as calibrações e as dependências energéticas
das câmaras.
-30 -20 -10 0 10 20 30
4,45
4,50
4,55
4,60
4,75
4,80
4,85
4,90
4,95
5,00
5,05
Câmara de ionização - Conjunto 01 (1,5 %)
Câmara de ionização - Conjunto 02 (1,0 %)
Ki (
mG
y)
Ângulo (º)
Figura 27. Dependência angular da câmara de ionização dos conjuntos 01 e 02.
Neste teste, foram calculados valores médios de 4,85 e 4,55 mGy (retas contínuas)
referentes aos valores de Ki utilizando a câmara dos conjuntos 01 e 02 respectivamente. Foi
obtido um valor correspondente ao limite superior e inferior das medidas (retas tracejadas) de
1,5% e 1,0%, visando englobar todos os valores de Ki medidos. Estes limites foram utilizados
como os valores de dependência angular das câmaras, principalmente no cálculo das
incertezas.
Os valores obtidos com o conjunto 01 estão ligeiramente acima dos obtidos com o
conjunto 02, sendo a diferença percentual média entre os dois detectores de aproximadamente
6,18%. Porém, ao considerar o intervalo de rotação do tubo de raios X dos equipamentos da
64
Hologic (de -7,5° a +7,5°), os dois conjuntos possuem valores de dependência angular
próximos e menores que 1,0%.
5.4. Força de Compressão
A Tab. 13 mostra o valor médio da força de compressão em N obtido a partir das
medições realizadas no equipamento com sistema DBT. A incerteza expandida calculada
(k = 2) para as medições da força de compressão é 0,5% (Tab. A02). As principais
contribuições para a incerteza nas medições são: a resolução e o posicionamento da balança
durante a compressão.
Tabela 13. Valor médio da força de compressão registrado.
Força de Compressão Intervalo de
referência Situação
180 ± 1 N 150 a 200 N Conforme
O equipamento com sistema DBT avaliado neste teste está conforme o intervalo de
referência estabelecido (IAEA 2011, SEFM 2012). A conformidade neste teste é devido à
necessidade de garantir uma correta imobilização sem causar um desconforto anormal à
paciente, proporcionar uma mama homogênea para evitar sobreposições de tecidos, evitando
assim falsos negativos, e aproximar a mama ao detector para melhorar o contraste,
proporcionando uma imagem satisfatória para um diagnóstico preciso.
5.5. Alinhamento da Bandeja de Compressão
A Tab. 14 mostra o valor da deformação máxima em milímetros obtido a partir das
medições realizadas em cada canto da bandeja de compressão no equipamento com sistema
DBT. A incerteza expandida calculada (k = 2) para as medições do alinhamento da bandeja de
compressão é 1,2% (Tab. A03). A principal contribuição para a incerteza nas medições é a
precisão das leituras.
65
Tabela 14. Valor da deformação máxima da bandeja de compressão.
Deformação máxima Valor de
referência Situação
2,00 ± 0,02 mm Até 5 mm Conforme
O equipamento com sistema DBT avaliado neste teste está conforme o valor de
referência estabelecido (SEFM 2012). A conformidade neste teste é necessária para evitar
uma compressão desigual da mama que poderia prejudicar o diagnóstico, além do desconforto
à paciente.
5.6. Coincidência do Campo Luminoso e o Feixe de Raios X
A Tab. 15 mostra o valor do desvio máximo obtido a partir das medições realizadas
em cada borda da imagem no equipamento com sistema DBT. A incerteza expandida
calculada (k = 2) para as medições da coincidência do campo luminoso e o feixe de raios X é
0,4% (Tab. A04). A principal contribuição para a incerteza nas medições é o posicionamento
dos marcadores radiopacos.
Tabela 15. Valor de desvio máximo obtido.
Desvio máximo Valor de
referência Situação
1,86 ± 0,01 % < 2% Conforme
O equipamento com sistema DBT avaliado neste teste está conforme o valor de
referência estabelecido (IAEA 2011). A conformidade neste teste é necessária para garantir a
coincidência do campo luminoso e o feixe de raios X a fim de ajudar na visualização do
correto posicionamento da mama em relação à área que deve ser irradiada. Além disso, é de
grande importância que o equipamento tenha esta conformidade para evitar que outras áreas,
como o tórax da paciente, recebam uma irradiação indesejada.
66
5.7. Linearidade da Resposta do Detector
A Tab. 16 e a Fig. 28 mostram o valor de R2 obtido a partir do ajuste linear realizado
nos resultados de Ki do equipamento com sistema DBT. A incerteza expandida calculada
(k = 2) para as medições da linearidade da resposta do detector é 9,7% (Tab. A05). As
principais contribuições para a incerteza nas medições são: a precisão das leituras, a
calibração e a dependência energética da câmara.
Tabela 16. Valor de R2 obtido.
R2
Valor de
referência Situação
1,00 > 0,99 Conforme
Figura 28. Ajuste linear realizado nos resultados de Ki do equipamento com sistema DBT.
O equipamento com sistema DBT avaliado neste teste está conforme o valor de
referência estabelecido (SEFM 2012). A conformidade neste teste é necessária para garantir
que o sistema tenha uma resposta linear. O aumento no valor de carga do equipamento deve
acarretar um aumento proporcional nos valores de Ki e dos VMP a fim de garantir o correto
nível de radiação recebida pela paciente, além de uma adequada imagem da mama.
67
5.8. Ruído da Imagem
A Tab. 17 e a Fig. 29 mostram o valor do índice b obtido a partir do ajuste do tipo
potência realizado nos resultados de Ki do equipamento com sistema DBT. A incerteza
expandida calculada (k = 2) para as medições do ruído da imagem é 9,7% (Tab. A05). As
principais contribuições para a incerteza nas medições são: a precisão das leituras, a
calibração e a dependência energética da câmara.
Tabela 17. Valor do índice b obtido.
Índice b Intervalo de
referência Situação
0,33 ± 0,03 0,45 a 0,55 Não conforme
0 100 200 300 400 500
0
1
2
3
4
5
6
7
y = a.xb
a = + 0,74
b = + 0,33
R2 = 0,98
Des
vio
pad
rão,
Kerma no ar incidente, Ki (Gy)
Figura 29. Ajuste do tipo potência realizado nos resultados de Ki do equipamento com sistema DBT.
O equipamento com sistema DBT avaliado neste teste não está conforme o intervalo
de referência estabelecido (SEFM 2012). Por isso, foram avaliadas as contribuições dos
diferentes tipos de ruídos relativos (Fig. 30).
68
0 50 100 150 200 250 300 350
0,00
0,04
0,08
0,12
0,16
0,20
0,24
0,28
0,32
Ruíd
o r
elat
ivo
VMP
Total
Eletrônico
Quântico
Estrutural
Figura 30. Influência dos diferentes tipos de ruídos.
As principais influências do ruído total do sistema são os ruídos eletrônicos originados
nos circuitos de leitura e amplificação do sinal, e, principalmente, os ruídos quânticos
associados às flutuações na fluência dos fótons. É importante destacar que somente com o
conhecimento das técnicas radiográficas utilizadas pelos serviços é possível determinar
precisamente a influência dos ruídos.
5.9. Resolução Espacial da Imagem
Não foi possível avaliar o equipamento com sistema DBT utilizando objeto avaliador
de resolução espacial. O equipamento avaliado possui um tamanho de pixel de
aproximadamente 100 µm nas imagens reconstruídas, ou seja, 1/10 mm. Este resultado
equivale a 10 pixels por milímetro, que resulta em uma resolução espacial de
aproximadamente 5 pl.mm-1
. Deveria ser visualizada no mínimo 4 pl.mm-1
nas imagens, valor
referente a 80% da frequência de Nyquist. O objeto avaliador de resolução espacial é
composto por 5 a 20 pl.mm-1
, por isso não é indicado nestas avaliações.
Assim, uma maneira mais adequada e precisa para avaliar a resolução espacial das
imagens neste tipo de equipamento seria utilizar um objeto de teste para obter as curvas de
MTF. Essa tentativa de avaliação foi realizada, porém não foi possível obter um resultado
69
devido a uma falha no programa escolhido para analisar as imagens e construir as curvas de
MTF.
Portanto, não foi possível realizar a avaliação da resolução espacial da imagem deste
equipamento com sistema DBT. A conformidade neste teste seria necessária para ter um
controle a mais da qualidade da imagem avaliada, visto que a resolução espacial deve ser
monitorada.
5.10. Uniformidade da Resposta do Detector
A Tab. 18 mostra o valor da variação máxima obtida a partir das medições realizadas
na área central e nos quatro cantos da imagem no equipamento com sistema DBT. A incerteza
expandida calculada (k = 2) para as medições da uniformidade da resposta do detector é 0,3%
(Tab. A06). A principal contribuição para a incerteza nas medições é o posicionamento dos
materiais durante a medição. A Fig. 31 mostra os valores dos pixels obtidos por toda a
superfície do detector.
Tabela 18. Valores da variação máxima obtida.
Variação máxima Valor de
referência Situação
4,85 ± 0,01 % ≤ ± 15% Conforme
70
Figura 31. Valores dos pixels por toda a superfície do detector.
O equipamento com sistema DBT avaliado neste teste está conforme o valor de
referência estabelecido (SEFM 2012). A conformidade neste teste é necessária para garantir
que o detector possua uma resposta uniforme em toda a sua superfície proporcionando assim
uma imagem adequada. Com este teste também é possível identificar a existência de alguma
informação residual que possa interferir na imagem real (“gost”) e a existência de pixels em
mal funcionamento (“bad pixel” ou “dead pixel”).
5.11. Razão Contraste Ruído
A Tab. 19 mostra a tensão e a carga utilizada no equipamento com sistema DBT, além
dos valores de CNRrel obtidos a partir das imagens referentes às diferentes espessuras de
PMMA. A incerteza expandida calculada (k = 2) para as medições da razão contraste ruído é
0,3% (Tab. A07). A principal contribuição para a incerteza nas medições é o posicionamento
dos materiais durante a medição.
71
Tabela 19. Valores de tensão, carga e os resultados de CNRrel obtidos para as espessuras de PMMA utilizadas.
Espessura de
PMMA (mm)
Tensão
(kV)
Carga
(mA.s) CNRrel (%)
Valores de
referência (%) Situação
20 26 41 168,84 ± 0,51 ≥ 115
Conforme
30 29 42 129,36 ± 0,39 ≥ 110
40 30 57 112,14 ± 0,34 ≥ 105
50 33 77 100,00 ± 0,30 ≥ 100
60 36 86 96,61 ± 0,29 ≥ 95
70 33 69 100,00 ± 0,30 ≥ 90
O equipamento com sistema DBT avaliado neste teste está conforme os valores de
referência estabelecidos (SEFM 2012). Nos procedimentos de DBT, nenhum dos
equipamentos disponíveis atualmente incorpora a grade antidifusora, o que pode resultar em
uma perda de contraste. A conformidade neste teste é necessária para garantir que o ruído não
interfira no adequado contraste das estruturas nas imagens.
5.12. Razão Sinal Ruído
A Tab. 20 mostra as variações percentuais da SNR obtida no equipamento com sistema
DBT a partir das imagens referentes às diferentes espessuras de PMMA. A incerteza
expandida calculada (k = 2) para as medições da razão sinal é 0,3% (Tab. A08). A principal
contribuição para a incerteza nas medições é o posicionamento dos materiais durante a
medição.
Tabela 20. Valor da variação máxima obtida.
Espessura de
PMMA (mm)
SNR
medida
Variação percentual
da SNR (%)
Valor de
referência (%) Situação
20 61,53 -7,84 ± 0,02
≤ ± 10% Conforme
30 63,08 -5,52 ± 0,02
40 62,68 -6,12 ± 0,02
50 70,35 5,38 ± 0,02
60 72,58 8,71 ± 0,03
70 70,35 5,38 ± 0,02
O equipamento com sistema DBT avaliado neste teste está conforme o valor de
referência estabelecido (SEFM 2012). A conformidade neste teste é necessária para garantir
que o ruído não interfira no sinal enviado para a formação das imagens.
72
5.13. Camada Semirredutora
A Tab. 21 mostra os valores de CSR calculados e os valores de tensão, carga e CSR
exibidos pelo mamógrafo a partir das imagens obtidas no teste de CNR. A incerteza expandida
calculada (k = 2) para as medições de CSR utilizando a câmara de ionização do conjunto 01 é
6,7% (Tab. A09). As principais contribuições para a incerteza nas medições são: a calibração
e a dependência angular e energética da câmara de ionização.
Tabela 21. Valores de tensão, carga e CSR obtidos, além dos resultados de CSR calculados.
Espessura de
PMMA (mm)
Tensão
(kV)
Carga
(mA.s)
CSR exibida
(mm Al)
CSR calculada
(mm Al)
Intervalo de
referência (mm Al) Situação
20 26 41 0,45 0,46 ± 0,03 0,29 - 0,51
Conforme
30 29 42 0,51 0,53 ± 0,04 0,32 - 0,54
40 30 57 0,53 0,55 ± 0,04 0,33 - 0,55
50 33 77 0,59 0,60 ± 0,04 0,36 - 0,58
60 36 86 0,64 0,64 ± 0,04 0,39 - 0,61
70 42 69 0,74 0,70 ± 0,05 0,45 - 0,67
Considerando a incerteza na medição, o equipamento com sistema DBT avaliado neste
teste está conforme os resultados fornecidos e os intervalos de referência estabelecidos
(SEFM 2012). A conformidade neste teste é necessária para garantir o adequado valor de CSR
para o cálculo da DG.
5.14. Dosimetria
A Tab. 22 mostra os valores de tensão e carga utilizados, os coeficientes e fatores de
conversão obtidos, além dos valores de Ki,t fornecidos pela câmara de ionização. A incerteza
expandida calculada (k = 2) para as medições de Ki utilizando a câmara de ionização do
conjunto 01 é 6,7% (Tab. A09). As principais contribuições para a incerteza nas medições
são: a calibração e a dependência energética da câmara de ionização.
73
Tabela 22. Valores de tensão, carga, coeficientes e fatores de conversão obtidos, além dos valores de Ki,t.
Espessura de
PMMA (mm)
Tensão
(kV)
Carga
(mA.s)
Produto
gt.ct Fator s Ki,t (mGy)
20 26 41 0,451 1,052 1,868 ± 0,125
30 29 42 0,386 1,060 2,877 ± 0,193
40 30 57 0,323 1,076 4,264 ± 0,286
50 33 77 0,294 1,087 7,255 ± 0,486
60 36 86 0,264 1,105 10,196 ± 0,683
70 42 69 0,245 1,121 12,072 ± 0,809
A Fig. 32 mostra os valores de DG obtidos no equipamento com sistema DBT a partir
das projeções individuais do tubo de raios X. A incerteza expandida calculada (k = 2) para as
medições de DG utilizando a câmara de ionização do conjunto 01 é 10% (Tab. A010). As
principais contribuições para a incerteza nas medições são as incertezas do Ki e da CSR.
-7,5 -5,0 -2,5 0,0 2,5 5,0 7,5
0,5
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
3,5
4,0
4,5
DG (
mG
y)
Ângulo (º)
70 mm
60 mm
50 mm
40 mm
30 mm
20 mm
Figura 32. Valores de DG obtidos a partir das projeções individuais do tubo de raios X.
Considerando a incerteza na medição, não foi encontrada diferença nos valores de DG
obtidos para a mesma espessura de PMMA e diferentes projeções do tubo de raios X. Estes
valores aumentaram conforme a espessura de PMMA, sendo o maior valor obtido ao utilizar
uma placa de PMMA de 70 mm de espessura que possui a maior atenuação dos raios X.
CHEN et al. (2012) e CHEVALIER et al. (2004) constataram que os valores de DG é uma
74
função da espessura da mama comprimida. Por isso, o resultado obtido neste trabalho já era
esperado, visto que maiores espessuras exigem feixes mais energéticos, além de um maior
número de fótons, o que provoca um aumento nos valores de dose. A diferença relativa entre
o valor mínimo e o máximo foi de 76% aproximadamente.
A Fig. 33 mostra os valores de DG obtidos nos procedimentos completos do
equipamento com sistema DBT.
20 30 40 50 60 70
0
1
2
3
4
5
6
7
Nível aceitável
Nível desejável
Valor exibido
Valor calculado
DG (
mG
y)
Espessura de PMMA (mm)
Figura 33. Valores de DG obtidos em um procedimento completo.
O equipamento com sistema DBT avaliado neste teste está conforme os níveis de
referência estabelecidos (CEC 2006, IAEA 2011). A conformidade neste teste é necessária
para garantir que as pacientes não recebam um nível de radiação maior do que o
recomendado.
O uso de placas e espaçadores de PMMA é de fácil manuseio e possibilita obter as
corretas espessuras de mama equivalente, além das respectivas proporções de tecido
fibroglandular. Esses parâmetros são necessários para poder determinar os valores de DG e
verificar se o mamógrafo utilizado está exibindo estes valores corretamente. Porém, é preciso
cautela ao analisar os resultados obtidos por estes materiais, pois eles podem ser diferentes
dos obtidos na dosimetria em uma mama real. CASSOLA et al. (2010) concluíram em seus
trabalhos que os materiais homogêneos devem ser utilizados para realizar testes de constância
e não são indicados para estimar a dosimetria em pacientes reais. Ainda concluíram que, para
75
avaliar os valores de dose, foi recomendado utilizar o modelo de DANCE (1990) e DANCE et
al. (2000), o mesmo utilizado neste trabalho, com base nos valores de DG ao invés do
utilizado por WU et al. (1991) e WU et al. (1994) com base na dose glandular normalizada.
Levando em consideração as questões ligadas à proteção radiológica, também foi
recomendado o modelo proposto DANCE (1990) e DANCE et al. (2000), mesmo que este
modelo subestime todos os valores calculados para dose glandular normalizada.
Os valores de DG calculados neste trabalho para um procedimento completo variaram
entre 0,90 ± 0,09 e 3,75 ± 0,37 mGy. Os resultados de DG deste trabalho mostraram que os
valores obtidos com a câmara de ionização concordaram com os valores exibidos pelo
mamógrafo e que os mesmos estão abaixo do nível aceitável para todas as diferentes
espessuras e glandularidades de mama estudadas. Em particular, ao utilizar placas de PMMA
de 60 e 70 mm de espessura, obteve-se resultados de DG abaixo do nível desejável.
OLIVEIRA et al. (2011) publicaram os valores de DG obtidos utilizando a mesma
metodologia utilizada neste trabalho, porém em um equipamento com sistema CR instalado
no LARAM, nas dependências do CDTN. Todos os seus resultados estavam entre os níveis de
referência aceitáveis e desejáveis, porém acima dos resultados obtidos neste trabalho para
maiores espessuras de PMMA (Fig. 34).
20 30 40 50 60 70
0
1
2
3
4
5
6
7
DG (
mG
y)
Espessura de PMMA (mm)
Nível aceitável
Nível desejável
Sistema CR
Sistema DBT
Figura 34. Valores de DG obtidos nos sistemas DBT e CR.
76
Em geral, apesar dos resultados elevados apresentados pelos sistemas CR, ainda existe
espaço para a redução da dose. A superexposição é mais difícil de ser identificada nestes
sistemas devido ao ajuste automático do brilho e contraste da imagem. Por isso, a otimização
dos procedimentos é importante a fim de reduzir as exposições para níveis aceitáveis com
uma adequada qualidade das imagens.
A Fig. 35 mostra os valores de DG publicados por OLIVEIRA et al. (2014) utilizando
a mesma metodologia no mesmo equipamento deste trabalho, porém utilizando o sistema DR.
Todos os seus resultados estavam abaixo dos níveis de referência desejáveis e dos resultados
obtidos utilizando os demais sistemas já analisados.
20 30 40 50 60 70
0
1
2
3
4
5
6
7
DG (
mG
y)
Espessura de PMMA (mm)
Nível aceitável
Nível desejável
Sistema DBT
Sistema DR
Figura 35. Valores de DG obtidos nos sistemas DBT e DR.
CHEN et al. (2012) concluiu que os sistemas DR podem fornecer imagens com
qualidade similar a partir de uma ampla variedade de valores de dose. Medições realizadas em
sistemas digitais utilizando objetos simuladores mostraram que a qualidade da imagem é
similar quando a dose é reduzida até 50% ou 30%, dependendo do simulador.
A Fig. 35 mostra que, ao considerar a preocupação com a detecção dos grupos de
microcalcificações, a combinação do sistema DBT com o sistema DR (“combo”), prática esta
aprovada pelo Food and Drug Administration, apresentou valores de DG acima dos níveis de
referência aceitáveis.
77
20 30 40 50 60 70
0
1
2
3
4
5
6
7
8
DG (
mG
y)
Espessura de PMMA (mm)
Nível aceitável
Nível desejável
Sistema "combo"
Sistema DBT
Figura 36. Valores de DG obtidos nos sistemas DBT e “combo”.
5.15. Qualidade de Imagem do CDMAM
A Tab. 23 mostra a espessura de ouro visualizada, e os respectivos valores de
referência, para cada diâmetro no equipamento com sistema DBT a partir da imagem referente
ao CDMAM.
Tabela 23. Espessura de ouro visualizada para cada diâmetro.
Diâmetro
(mm)
Espessura de ouro
visualizada (µm)
Valor de
referência (µm) Situação
2,00 0,06 0,069
Conforme
1,00 0,10 0,091
0,50 0,16 0,150
0,25 0,36 0,352
0,10 2,00 1,680
As espessuras de ouro visualizadas são valores aproximados, pois não há como obter
os resultados exatos dos valores de referência sem uma análise através de um programa
apropriado. Esta análise só poderia ser realizada dessa forma se as imagens fossem obtidas
sem processamento (“raw data”). Portanto, o equipamento com sistema DBT avaliado
visualmente neste teste está conforme os valores de referência estabelecidos (SEFM 2012). A
78
conformidade neste teste é necessária para garantir um adequado limiar de contraste da
imagem.
5.16. Qualidade de Imagem do PHANTOM Mama
A Tab. 24 mostra a quantidade de cada estrutura visualizada utilizando a imagem
obtida do PHANTOM Mama, além dos respectivos valores de referência.
Tabela 24. Valores de referência dos objetos de teste visualizados.
Estruturas
presentes (total)
Estruturas
visualizadas
Valor de
referência Situação
Fibras (6) 4 ≥ 4
Conforme Discos (8) 7 ≥ 7
Massas Tumorais (5) 4 ≥ 4
Microcalcificações (5) 4 ≥ 4
Grades Metálicas (4) 1 3 Não conforme
O equipamento com sistema DBT avaliado neste teste está conforme os valores de
referência estabelecidos (BRASIL 2007), com exceção das grades metálicas visualizadas. Os
objetos de teste visualizados simulam estruturas anatômicas, tais como: massas tumorais,
microcalcificações, áreas ou lesões de baixo contraste e calcificações fibrosas. Assim, a
conformidade neste teste é necessária para garantir uma adequada qualidade da imagem
visualizada.
O PHANTOM Mama é constituído por quatro grades metálicas com 4, 6, 8 e 12 pares
de linha por milímetro. Ao diferenciar somente as estruturas da primeira grade metálica, foi
possível estimar a resolução espacial da imagem como, no mínimo, 4 pl.mm-1
.
Atualmente, alguns objetos simuladores com estruturas 3D têm sido desenvolvidos
para uma melhor avaliação das imagens. PARK et al. (2010) projetaram um simulador
consistindo de esferas de diferentes tamanhos e densidades para otimizar e avaliar a detecção
dos sistemas de imagens 3D. CARTON et al. (2011) desenvolveram uma técnica para montar
um simulador de mama antropomórfica com base no simulador de voxels de BAKIC et al.
(2002a) e BAKIC et al. (2002b). KIARASHI et al. (2013) projetaram um novo conjunto de
simuladores de mama baseados em dados reais utilizando uma tecnologia de impressão 3D de
alta resolução. Há ainda o simulador BR3D, disponível comercialmente e desenvolvido pela
CIRS Inc., que consiste em placas semicirculares contendo estruturas que simulam materiais
glandulares e gordurosos (COCKMARTIN et al. 2013). Porém, todos estes simuladores ainda
79
não foram amplamente testados e nem estabelecidos como padrão para uma melhor e mais
precisa avaliação da qualidade das imagens.
5.16. Resumo dos Testes de Desempenho
A Tab. 25 mostra os resultados de todos os testes de desempenho realizados no
equipamento com sistema DBT. As periodicidades descritas devem ser apresentadas para a
Vigilância Sanitária como requisitos mínimos para comprovar o adequado funcionamento do
equipamento avaliado.
Tabela 25. Resumo dos testes de desempenho realizados.
Testes Periodicidade mínima DBT
1. Força de Compressão Anual C
2. Alinhamento da bandeja de compressão Anual C
3. Coincidência do campo luminoso e o feixe de raios X Anual C
4. Linearidade da resposta do detector Anual C
5. Ruído na imagem Anual NC
6. Resolução espacial da imagem Anual NA
7. Uniformidade da resposta do detector Anual C
8. Razão contraste ruído (CNR) Anual C
9. Razão sinal ruído (SNR) Anual C
10. Camada semirredutora (CSR) Anual C
11. Dosimetria Anual C
12. Qualidade da imagem do CDMAM Anual C
13. Qualidade da imagem do PHANTOM Mama Mensal C
* C - conforme; NC - não conforme; NA - não avaliado.
80
6. CONCLUSÕES
Os resultados obtidos neste trabalho permitiram observar que os equipamentos com
sistema DBT da Hologic estão encontrados nos grandes centros urbanos. Com base no
levantamento, há muito trabalho a ser realizado, pois é necessário realizar os testes de
desempenho em todos os equipamentos do levantamento, além dos sistemas de outros
fabricantes que, no futuro, possuirão licença de funcionamento e estarão disponíveis
comercialmente. Atualmente, estes testes não estão sendo realizados devido à ausência de um
protocolo publicado contendo as respectivas metodologias e a inexistência de uma legislação
específica que imponha a obrigatoriedade da realização dos testes no país.
Nos testes de controle de qualidade das câmaras de ionização, foi observado que os
valores da corrente de fuga são desprezáveis por serem menores que 1% das medições e não
interferirem nos resultados obtidos nas clínicas de mamografia. Entretanto, os valores da taxa
de kerma de referência são importantes para garantir a confiabilidade dos experimentos
realizados.
Os valores de incerteza associados à dependência angular e, principalmente, à
calibração e à dependência energética das câmaras de ionização possuem uma elevada
contribuição nas incertezas das medições deste trabalho. Por isso, é importante escolher um
determinado tipo de dosímetro a fim de minimizar estas contribuições, além de realizar testes
para verificar o desempenho do equipamento escolhido.
Atualmente, há uma grande dificuldade em determinados equipamentos, incluindo o
sistema DBT utilizado, de extrair imagens não processadas (“raw data”). Para solucionar este
problema, neste trabalho, imagens processadas foram adotadas e recomendadas. Estas
imagens proporcionaram uma avaliação no próprio monitor do equipamento sem a
necessidade de retirar nenhuma imagem do serviço e não precisar de programas específicos
para as respectivas análises. Os equipamentos com sistema DBT já possuem estes programas
integrados possibilitando resultados confiáveis. Entretanto, a maioria das avaliações em
equipamentos digitais deve ser realizada utilizando as imagens não processadas exportadas.
No teste da qualidade da imagem do CDMAM, por exemplo, a exportação de algumas
imagens não processadas é recomendada pelo fabricante do material para realizar uma
avaliação automática através de um programa específico.
O equipamento com sistema DBT avaliado neste trabalho possui resultados em
conformidade com os valores de referência estabelecidos, com exceção do teste de ruído e da
resolução espacial das imagens. No teste de ruído das imagens, o equipamento não estava
81
conforme devido às contribuições dos ruídos eletrônicos e quânticos. Porém, estes ruídos não
interferiram no sinal enviado para a formação das imagens, visto a conformidade do
equipamento no teste de SNR. No teste da resolução espacial das imagens, não foi possível
avaliar o equipamento devido ao objeto avaliador utilizado não possuir padrões de barras
menores que 5 pl.mm-1
. Porém, ao avaliar a qualidade da imagem através do PHANTOM
Mama foi possível estimar a resolução espacial da imagem como, no mínimo 4 pl.mm-1
.
Os valores de DG calculados foram comparados com níveis de referência, além dos
valores exibidos pelo sistema DBT adotado. Estes valores aumentaram conforme a crescente
atenuação dos raios X causada pelo aumento da espessura da mama comprimida ou, neste
caso, pelo acréscimo das placas e espaçadores de PMMA.
Considerando as incertezas na medição, todos os valores de DG estão de acordo com
os níveis de referência estabelecidos (CEC 2006, IAEA 2011) e com os valores exibidos pelo
sistema DBT para as respectivas espessuras. Adicionalmente, através da comparação com
valores de DG publicados em outros trabalhos utilizando a mesma metodologia e diferentes
sistemas digitais (OLIVEIRA et al. 2011, OLIVEIRA et al. 2014), este trabalho permite
concluir que, a escolha deste mamógrafo com sistema DBT não acarretou em um aumento dos
valores de DG.
Porém, a combinação do sistema DBT com o sistema DR (“combo”), prática aprovada
pelo Food and Drug Administration, apresentou valores de DG acima dos níveis de referência
aceitáveis. Esta prática foi indicada para uma melhor detecção dos grupos de
microcalcificações. Entretanto, visto que as imagens obtidas com o sistema DBT deste
mamógrafo apresentou uma adequada visualização das microcalcificações, esta prática é
questionável, devendo ser revista.
Visto que a dose em mamografia deve ser mantida tão baixa quanto possível sem
redução da qualidade da imagem, além do cálculo dos valores de DG, foram realizados testes
para avaliar a qualidade das imagens do equipamento estudado a fim de garantir uma
qualidade mínima para o diagnóstico. Nas avaliações das imagens obtidas através dos dois
objetos simuladores, todos os resultados estavam em conformidade com os valores de
referência (SEFM 2012).
Portanto, este trabalho contribui para verificar a conformidade deste equipamento,
principalmente, em relação à dose e qualidade da imagem. Entretanto, como neste trabalho
somente um mamógrafo foi avaliado, faz-se necessário, em trabalhos futuros, realizar a
dosimetria, além dos demais testes de desempenho de uma maior amostragem, de diferentes
82
características e fabricantes, a fim de concluir, principalmente, sobre a dose e a qualidade da
imagem nos sistemas DBT.
De qualquer maneira, os testes apresentados com os respectivos valores de referência
adotados e as periodicidades mínimas são partes indispensáveis de um protocolo para a
avaliação dos equipamentos com sistemas DBT.
83
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90
ANEXO - INCERTEZAS
A Tab. A01 mostra o cálculo da incerteza da medição do Ki nos testes da dependência
angular dos conjuntos 01 e 02.
Tabela A01. Cálculo da incerteza da medição do Ki nos testes de dependência angular dos conjuntos 01 e 02.
Fontes de incerteza Valor (%) Distribuição de
Probabilidade Divisor
Incerteza
Padrão (ui)
Graus de
Liberdade (νi)
Contribuição
(%)
Calibração 4,0 Normal (k) 2,00 2,00 Infinito 37,94
Resolução 0,5 Retangular 1,73 0,29 Infinito 0,79
Dep. Energética 5,0 Normal (k) 2,00 2,50 Infinito 59,28
Pressão 0,5 Retangular 1,73 0,29 Infinito 0,79
Temp. e umidade 0,5 Retangular 1,73 0,29 Infinito 0,79
Leiturasa 0,2 Retangular 1,73 0,12 Infinito 0,13
Posição de Mediçãob 0,3 Retangular 1,73 0,17 Infinito 0,28
Incerteza Padrão
Combinada (uc) = 3,25 Normal Graus de Liberdade (νeff) = Infinito
Incerteza
Expandida (U) = 6,5 (Probabilidade ≈ 95%) Fator de Abrangência (k) = 2,00
a Desvio padrão da média das três medições;
b Correspondente a ±2 mm para 650 mm de distância foco-superfície.
A Tab. A02 mostra o cálculo da incerteza da medição no teste da força de compressão.
Tabela A02. Cálculo da incerteza da medição no teste da força de compressão.
Fontes de incerteza Valor (%) Distribuição de
Probabilidade Divisor
Incerteza
Padrão (ui)
Graus de
Liberdade (νi)
Contribuição
(%)
Resolução 0,3 Retangular 1,73 0,14 Infinito 35,65
Leiturasa 0,2 Retangular 1,73 0,09 Infinito 13,15
Posição de Mediçãob 0,3 Retangular 1,73 0,17 Infinito 51,21
Incerteza Padrão
Combinada (uc) = 0,24 Normal Graus de Liberdade (νeff) = Infinito
Incerteza
Expandida (U) = 0,5 (Probabilidade ≈ 95%) Fator de Abrangência (k) = 2,00
a Desvio padrão da média das três medições;
b Correspondente a ±2 mm para 650 mm de distância foco-superfície.
91
A Tab. A03 mostra o cálculo da incerteza da medição no teste do alinhamento da
bandeja de compressão.
Tabela A03. Cálculo da incerteza da medição no teste do alinhamento da bandeja de compressão.
Fontes de incerteza Valor (%) Distribuição de
Probabilidade Divisor
Incerteza
Padrão (ui)
Graus de
Liberdade (νi)
Contribuição
(%)
Resolução 0,1 Retangular 1,73 0,06 Infinito 0,98
Leiturasa 1,0 Retangular 1,73 0,55 Infinito 90,21
Posição de Mediçãob 0,3 Retangular 1,73 0,17 Infinito 8,81
Incerteza Padrão
Combinada (uc) = 0,58 Normal Graus de Liberdade (νeff) = Infinito
Incerteza
Expandida (U) = 1,2 (Probabilidade ≈ 95%) Fator de Abrangência (k) = 2,00
a Desvio padrão da média das três medições;
b Correspondente a ±2 mm para 650 mm de distância foco-superfície.
A Tab. A04 mostra o cálculo da incerteza da medição no teste da coincidência do
campo luminoso com o feixe de raios X.
Tabela A04. Cálculo da incerteza da medição no teste da coincidência do campo luminoso com o feixe de raios
X.
Fontes de incerteza Valor (%) Distribuição de
Probabilidade Divisor
Incerteza
Padrão (ui)
Graus de
Liberdade (νi)
Contribuição
(%)
Resolução 0,1 Retangular 1,73 0,06 Infinito 8,38
Leiturasa 0,1 Retangular 1,73 0,08 Infinito 16,38
Posição de Mediçãob 0,3 Retangular 1,73 0,17 Infinito 75,24
Incerteza Padrão
Combinada (uc) = 0,20 Normal Graus de Liberdade (νeff) = Infinito
Incerteza
Expandida (U) = 0,4 (Probabilidade ≈ 95%) Fator de Abrangência (k) = 2,00
a Desvio padrão da média das três medições;
b Correspondente a ±2 mm para 650 mm de distância foco-superfície.
92
A Tab. A05 mostra o cálculo da incerteza da medição no teste da linearidade da
resposta do detector e do ruído.
Tabela A05. Cálculo da incerteza da medição no teste da linearidade da resposta do detector e do ruído.
Fontes de incerteza Valor (%) Distribuição de
Probabilidade Divisor
Incerteza
Padrão (ui)
Graus de
Liberdade (νi)
Contribuição
(%)
Calibração 4,0 Normal (k) 2,00 2,00 Infinito 16,89
Resolução 0,5 Retangular 1,73 0,29 Infinito 0,35
Dep. Angular 1,5 Retangular 1,73 0,87 Infinito 3,17
Dep. Energética 5,0 Normal (k) 2,00 2,50 Infinito 29,39
Pressão 0,5 Retangular 1,73 0,29 Infinito 0,35
Temp. e umidade 0,5 Retangular 1,73 0,29 Infinito 0,35
Leiturasa 6,1 Retangular 1,73 3,52 Infinito 52,37
Posição de Mediçãob 0,3 Retangular 1,73 0,17 Infinito 0,13
Incerteza Padrão
Combinada (uc) = 4,87 Normal Graus de Liberdade (νeff) = Infinito
Incerteza
Expandida (U) = 9,7 (Probabilidade ≈ 95%) Fator de Abrangência (k) = 2,00
a Maior desvio padrão das medições;
b Correspondente a ±2 mm para 650 mm de distância foco-superfície.
A Tab. A06 mostra o cálculo da incerteza da medição no teste da uniformidade da
resposta do detector.
Tabela A06. Cálculo da incerteza da medição no teste da uniformidade da resposta do detector.
Fontes de incerteza Valor (%) Distribuição de
Probabilidade Divisor
Incerteza
Padrão (ui)
Graus de
Liberdade (νi)
Contribuição
(%)
Posição de Mediçãoa 0,3 Retangular 1,73 0,17 Infinito 100,00
Incerteza Padrão
Combinada (uc) = 0,17 Normal Graus de Liberdade (νeff) = Infinito
Incerteza
Expandida (U) = 0,3 (Probabilidade ≈ 95%) Fator de Abrangência (k) = 2,00
a Correspondente a ±2 mm para 650 mm de distância foco-superfície.
93
A Tab. A07 mostra o cálculo da incerteza da medição no teste da CNR.
Tabela A07. Cálculo da incerteza da medição no teste da CNR.
Fontes de incerteza Valor (%) Distribuição de
Probabilidade Divisor
Incerteza
Padrão (ui)
Graus de
Liberdade (νi)
Contribuição
(%)
Posição de Mediçãoa 0,3 Retangular 1,73 0,17 Infinito 100,00
Incerteza Padrão
Combinada (uc) = 0,17 Normal Graus de Liberdade (νeff) = Infinito
Incerteza
Expandida (U) = 0,3 (Probabilidade ≈ 95%) Fator de Abrangência (k) = 2,00
a Correspondente a ±2 mm para 650 mm de distância foco-superfície.
A Tab. A08 mostra o cálculo da incerteza da medição no teste da SNR.
Tabela A08. Cálculo da incerteza da medição no teste da SNR.
Fontes de incerteza Valor (%) Distribuição de
Probabilidade Divisor
Incerteza
Padrão (ui)
Graus de
Liberdade (νi)
Contribuição
(%)
Posição de Mediçãoa 0,3 Retangular 1,73 0,17 Infinito 100,00
Incerteza Padrão
Combinada (uc) = 0,17 Normal Graus de Liberdade (νeff) = Infinito
Incerteza
Expandida (U) = 0,3 (Probabilidade ≈ 95%) Fator de Abrangência (k) = 2,00
a Desvio padrão da média das três medições;
b Correspondente a ±2 mm para 650 mm de distância foco-superfície.
94
A Tab. A09 mostra o cálculo da incerteza da medição do Ki e da CSR para obter os
valores de DG utilizando o conjunto 01.
Tabela A09. Cálculo da incerteza da medição do Ki e da CSR utilizando o conjunto 01.
Fontes de incerteza Valor (%) Distribuição de
Probabilidade Divisor
Incerteza
Padrão (ui)
Graus de
Liberdade (νi)
Contribuição
(%)
Calibração 4,0 Normal (k) 2,00 2,00 Infinito 35,42
Resolução 0,5 Retangular 1,73 0,29 Infinito 0,74
Dep. Angular 1,5 Retangular 1,73 0,87 Infinito 6,64
Dep. Energética 5,0 Normal (k) 2,00 2,50 Infinito 55,34
Pressão 0,5 Retangular 1,73 0,29 Infinito 0,74
Temp. e umidade 0,5 Retangular 1,73 0,29 Infinito 0,74
Leiturasa 0,2 Retangular 1,73 0,12 Infinito 0,12
Posição de Mediçãob 0,3 Retangular 1,73 0,17 Infinito 0,27
Incerteza Padrão
Combinada (uc) = 3,36 Normal Graus de Liberdade (νeff) = Infinito
Incerteza
Expandida (U) = 6,7 (Probabilidade ≈ 95%) Fator de Abrangência (k) = 2,00
a Desvio padrão da média das três medições;
b Correspondente a ±2 mm para 700 mm de distância foco-superfície.
A Tab. A10 mostra os cálculos das incertezas da DG utilizando o conjunto 01.
Tabela A10. Cálculo da incerteza da DG utilizando o conjunto 01.
Fontes de incerteza Valor (%) Distribuição de
Probabilidade Divisor
Incerteza
Padrão (ui)
Graus de
Liberdade (νi)
Contribuição
(%)
Incerteza Ki 6,7 Normal (k) 2,00 3,35 Infinito 49,27
Incerteza CSR 6,7 Normal (k) 2,00 3,35 Infinito 49,27
Precisão do indicador
do valor de carga 1,0 Retangular 1,73 0,58 Infinito 1,46
Incerteza Padrão
Combinada (uc) = 4,77 Normal Graus de Liberdade (νeff) = Infinito
Incerteza
Expandida (U) = 10 (Probabilidade ≈ 95%) Fator de Abrangência (k) = 2,00
95
APÊNDICE - PROTOCOLO
Junto com este trabalho está a sugestão de uma primeira versão do um protocolo
contendo os testes de desempenho, as periodicidades mínimas e os respectivos níveis de
referência, baseados em protocolos internacionais, para que os serviços de mamografia
possam comprovar o adequado funcionamento dos mamógrafos com sistemas DBT utilizados.
![Metaluta 453 [dezembro 2012]](https://static.fdocumentos.com/doc/165x107/568c35cd1a28ab023595a586/metaluta-453-dezembro-2012.jpg)
