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Comissão Nacional de Energia Nuclear CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações,

Minerais e Materiais

AVALIAÇÃO DA DOSE GLANDULAR E QUALIDADE DA IMAGEM DE PACIENTES SUBMETIDAS A MAMOGRAFIAS

COM PROCESSAMENTO DE IMAGEM DIGITAL

Marcio Alves de Oliveira

Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações

Orientador: Dra. Maria do Socorro Nogueira

Belo Horizonte 2011

Comissão Nacional de Energia Nuclear CENTRO DE DESENVOLVIMENTO DA TECNOLOGIA NUCLEAR Programa de Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações,

Minerais e Materiais

AVALIAÇÃO DA DOSE GLANDULAR E QUALIDADE DA IMAGEM DE PACIENTES SUBMETIDAS A MAMOGRAFIAS

COM PROCESSAMENTO DE IMAGEM DIGITAL


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

Área de concentração: Ciência e Tecnologia das Radiações

Orientador: Dra. Maria do Socorro Nogueira

Belo Horizonte 2011

III

DEDICO

Dedico este trabalho a minha esposa, meus pais, irmãos e parentes.

IV

AGRADECIMENTOS

A minha família pelo meu crescimento, formação e suporte. Por me incentivarem a encarar os

desafios e por vibrarem sempre com cada passo.

A minha esposa Bruna Fernanda e minha sogra Maria Angélica pelo apoio, ajuda, sugestões e

compreensão.

A Prof. Dra. Maria do Socorro Nogueira, pela orientação técnica cientifica e pelo constante

incentivo, paciência e amizade.

Ao prof. Dr. João Emílio Peixoto pela fundamental colaboração para a realização deste

trabalho.

A Dra. Margarita Chevalier Del Rio pela colaboração e gentileza em ceder o Protocolo de

Control de Calidad en Mamografia Digital.

A Dra. Lara Lemos e ao Dr. Marco Antônio por participarem efetivamente do trabalho através

da avaliação das imagens clínicas.

A minha parceira de laboratório Danielle Soares que ficou responsável pela coleta de dados

nas clínicas, sem ela esse trabalho não se realizaria.

A todos da Vigilância Sanitária de Minas Gerais, em especial aos seus colegas de trabalho:

Geórgia, Maurício, Maurício Oliveira, Sabrina, Rafael e Ayla pelo apoio e compreensão nos

momentos que tive de me ausentar.

Aos meus colegas e mestres Peterson, Marcelino e Fernando Leyton, por terem participado

efetivamente do meu desenvolvimento ao longo desse trabalho.

Aos meus grandes parceiros Priscila e Paulo Márcio pelos ensinamentos, apoio e,

principalmente, verdadeira amizade.

A Thessa pelo carinho e pelo apoio.

A todos colegas do laboratório de mamografia.

V

Aos colegas e amigos da turma do mestrado, em especial aos colegas: Bruno, Lucas, Mario

Filho e Jhonny.

Ao pessoal do laboratório de dosimetria: Paulo, Machado, Cláudio, Annibal, Carlinhos, Bittar

e Flavinho.

Ao pessoal da Secretaria da Pós Graduação.

A coordenação da Pós-Graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais do CDTN.

Aos professores, que tanto me ensinaram.

Ao CDTN por me acolher e fornecer meios de busca do conhecimento.

A todos que de alguma forma ou de outra, me ajudaram na finalização deste trabalho.

Finalmente, agradeço a Deus a oportunidade de estar vivendo este momento especial.

VI

“Sábio é aquele que conhece os limites da própria ignorância.”

Sócrates

VII

AVALIAÇÃO DA DOSE GLANDULAR E QUALIDADE DA IMAGEM DE PACIENTES SUBMETIDAS A MAMOGRAFIAS COM PROCESSAMENTO DE IMAGEM DIGITAL


RESUMO

O câncer de mama é, nos dias de hoje, uma das maiores causas de morte entre as mulheres em

todo o mundo, pois muitas vezes não são diagnosticados precocemente. Só no Brasil foram

estimados, em 2010/2011, mais de 49 mil novos casos de câncer de mama. Por este motivo, a

mamografia cresceu significativamente nos últimos anos. Porém, a mamografia é uma técnica

de diagnóstico por imagem que necessita de um cuidado especial, pois radiografias sem

qualidade adequada podem ocasionar um falso diagnóstico e, além disso, acarretar a

necessidade de repetição do exame, aumentado a dose de radiação na paciente e o risco à

indução de novos cânceres. Portanto, é necessário avaliar as doses em mamografia, pois estas

devem ser mantidas tão baixas quanto possível, sem reduzir a elevada qualidade de imagem

necessária para a detecção precoce do câncer de mama. Neste sentido, este estudo teve como

objetivo, avaliar a dose glandular média e qualidade da imagem de pacientes submetidos a

exames de rotina em mamografia com sistema de processamento digital na cidade de Belo

Horizonte-MG. Para isso, foram selecionados dois serviços com sistemas de processamento

digital distintos (FUJI e KODAK). Nestes foram avaliados qualidade de imagem clínica e

dose glandular média a que as pacientes são submetidas. Como resultado, foi obtido para o

serviço FUJI uma dose média de 1,82 mGy e 2,07 mGy ± 3,72% para os posicionamentos

craniocaudal (CC) e médio lateral oblíqua (MLO), respectivamente. Enquanto que para o

serviço KODAK as médias foram de 2,53 mGy e 2,85 mGy ± 3,72% para os posicionamentos

CC e MLO, respectivamente. Portanto, conclui-se que os valores obtidos nesta pesquisa se

apresentaram de 50 a 85% acima dos níveis de referência determinados por protocolos

internacionais calculados com 50 mm de polimetilmetacrilato (PMMA), que podem estar

superestimando a dose para baixas espessuras de mama e subestimando para altas espessuras.

Palavras chaves: Radiodiagnóstico; Mamografia; Radiografia Computadorizada; Controle de

Qualidade; Dose Glandular Média.

VIII

EVALUATION OF MEAN GLANDULAR DOSE AND IMAGE QUALITY OF PATIENTS UNDERGOING MAMMOGRAPHY WITH DIGITAL IMAGE PROCESSING

Marcio Alves de Oliveira ABSTRACT

Breast cancer is nowadays one of the biggest killers of women worldwide as they often are

not diagnosed early. In Brazil was estimated in 2010/2011, more than 49 000 new cases of

breast cancer. For this reason, the mammogram has increased significantly. However,

mammography is a technique that requires special care, because poor quality images can

cause a false diagnosis, and cause the need for repeat testing, increasing the radiation dose to

the patient and the risk to the induction of new cancers. Therefore, it is necessary to evaluate

the doses in mammography, as they should be kept as low as possible without reducing the

image quality required for the early detection of breast cancer. Thus, this study aimed to

evaluate the average glandular dose and image quality of patients undergoing routine

screening mammography to digital processing system in the city of Belo Horizonte-MG. To

this end, we selected two services with different digital processing systems (Fuji and Kodak).

In these image quality were evaluated clinically and average glandular dose that patients are

subjected. As a result, the FUJI service was obtained an average dose of 1.82 mGy and 2.07

mGy for the positions craniocaudal (CC) and oblique (MLO), respectively. While Kodak

service, the averages were 2.53 mGy and 2.85 mGy for the CC and MLO positions,

respectively. Therefore, we conclude that the values obtained in this research were presented

from 50 to 85% above the limits set by international protocols calculated with

polymethylmethacrylate (PMMA), which may be overestimating the dose to lower breast

thickness and underestimated for high thicknesses.

Keywords: Radiology; Mammography; Computed Radiography; Quality Control; Mean

Glandular Dose.

IX

LISTA DE FIGURAS

Figura 1 – Tipos de câncer mais incidentes, estimados para o ano de 2010 e 2011, na

população brasileira, sem pele não melanoma. ....................................................................... 22

Figura 2 - Espectro de feixes de raios X com alvo de ródio para diferentes faixas de energia

.................................................................................................................................................. 24

Figura 3 - Aparelho de Mamografia. ........................................................................................ 25

Figura 4 – Constituição de um filme radiológico. .................................................................... 26

Figura 5 – Curva de resposta para filme-écran e para detector digital. .................................... 27

Figura 6 – Método indireto de aquisição da imagem com CsI/a-Si. ........................................ 29

Figura 7 – Método de aquisição direta da imagem com a-Se. .................................................. 29

Figura 8 – Digitalizador de imagem para sistema CR. ............................................................. 30

Figura 9 – Aquisição da imagem para sistema CR (a) leitura simples; (b) leitura dupla. ........ 31

Figura 10 - Processo de aquisição, processamento e visualização de imagens de mamografia

CR. ............................................................................................................................................ 32

Figura 11 – Posicionamento da mama na projeção CC e imagem radiografia ......................... 34

Figura 12 – Posicionamento da mama na projeção MLO e imagem radiografia ..................... 35

Figura 13 – (a) Mamógrafo GE Senographe 800T (b) CR FUJI Profect CS (c) Cassete FUJI.

.................................................................................................................................................. 41

Figura 14 - Mamógrafo GE Senographe DMR (b) CR KODAK Directview Elite CR (c)

Cassete KODAK. ..................................................................................................................... 41

Figura 15 - VMP e DP calculado pelo “Image J” .................................................................... 42

Figura 16 - Placas de alumínio. ................................................................................................ 43

Figura 17 - Objeto de teste padrão da resolução espacial......................................................... 43

Figura 18 - Placas de acrílico (PMMA).................................................................................... 44

Figura 19 – Dispositivo para teste de compressão. .................................................................. 44

Figura 20 – Espuma para teste de alinhamento da bandeja. ..................................................... 45

Figura 21 – Detector de estado sólido. ..................................................................................... 45

Figura 22 – Arranjo do teste de alinhamento do teste de raios X. ............................................ 46

Figura 23 – Execução do teste de compressão. ........................................................................ 47

Figura 24 – Arranjo do teste de alinhamento da bandeja de compressaão. .............................. 47

Figura 25 - Posicionamento das placas de PMMA para o teste da linearidade. ....................... 48

Figura 26 - Posicionamento do detector para o teste da linearidade. ....................................... 49

X

Figura 27 - Exemplo de gráfico da relação do logaritmo natural do kerma em função dos

VMP ......................................................................................................................................... 49

Figura 28 - Exemplo de gráfico da relação do kerma em função do pixel linearizado. ........... 50

Figura 29 - de gráfico da relação do kerma em função do desvio padrão linearizado. ............ 51

Figura 30 – determinação dos coeficientes a b e c da equação de ruído relativo. .................... 52

Figura 31 – Exemplo de espectro de ruído. .............................................................................. 52

Figura 32: Posicionamento do objeto de teste da resolução espacial. ...................................... 53

Figura 33 – imagem radiográfica do objeto de teste de resolução espacial. ............................ 53

Figura 34: Avaliação da uniformidade do detector .................................................................. 54

Figura 35: Posição da placa de alumínio na medida da CNR. ................................................. 55

Figura 36 – Imagens Radiográficas de projeção MLO............................................................. 59

Figura 37 – Detector de Estado Sólido posicionado sobre o “bucky” do mamógrafo. ............ 61

Figura 38 – Ruído total gerado no serviço M133. .................................................................... 64

Figura 39 – Influência dos ruídos eletrônico, quântico e estrutural para formação da imagem

no serviço MG133. ................................................................................................................... 64

Figura 40 – CSR para Mo/Mo e Mo/Rh para MG133. ............................................................. 68

Figura 41 – CSR para Mo/Mo, Mo/Rh e Rh/Rh para MG186. ................................................ 68

Figura 42 – Índice de conformidade para posicionamento CC. ............................................... 69

Figura 43 – Índice de conformidade para posicionamento MLO. ............................................ 70

Figura 44 – Distribuição de freqüência para o posicionamento CC do serviço MG133. ......... 72

Figura 45 – Box Plot para o posicionamento CC do serviço MG133. ..................................... 72

Figura 46 - Distribuição de freqüência para o posicionamento MLO do serviço MG133. ...... 76

Figura 47 - Box Plot para o posicionamento MLO do serviço MG133. .................................. 76

Figura 48 - Distribuição de freqüência para o posicionamento CC do serviço MG186. ......... 78

Figura 49 - Box Plot para o posicionamento CC do serviço MG186. ...................................... 78

Figura 50 - Distribuição de freqüência para o posicionamento MLO do serviço MG186. ...... 80

Figura 51 - Box Plot para o posicionamento MLO do serviço MG186. .................................. 81

XI

LISTA DE TABELAS

Tabela 1 – Estimativa dos novos casos de neoplasia, entre mulheres, no estado de Minas

Gerais e capital no ano de 2010. ............................................................................................... 23

Tabela 2 - Valores de Fator s para diferentes combinações anodo/filtro. ................................ 37

Tabela 3 - Valores do coeficiente g (mGy/mGy) para espessuras de mama comprimida entre 2

e 11 cm e valores da Camada Semi Redutora (CSR) entre 0,30 e 0,60 mmAl. ....................... 37

Tabela 4 - Valores do coeficiente c (mGy/mGy) para mulheres na faixa etária de 40 a 49 anos

.................................................................................................................................................. 37


.................................................................................................................................................. 38

Tabela 6 - Produto dos coeficientes g e c em função da espessura e CSR para PMMA. ......... 39

Tabela 7 - Valores limites referentes a cada espessura de PMMA. ......................................... 56

Tabela 8 – Critérios de Qualidade de Imagem para projeção CC. ........................................... 58

Tabela 9 – Critérios de Qualidade de Imagem para projeção MLO. ........................................ 58

Tabela 10 – Testes de desempenho do sistema mamográfico/CR............................................ 63

Tabela 11 – Razão Contraste-Ruído (CNR) para o serviço MG133. ....................................... 65

Tabela 12 - Razão Contraste-Ruído (CNR) para o serviço MG186. ........................................ 65

Tabela 13 – Rendimento para as combinações de alvo/filtro de Mo/Mo e Mo/Rh para a clínica

MG133. ..................................................................................................................................... 66

Tabela 14 – Rendimento para as combinações de alvo/filtro de Mo/Mo, Mo/Rh e Rh/Rh para

a clínica MG186. ...................................................................................................................... 66

Tabela 15 – CSR para as combinações Mo/Mo e Mo/Rh do serviço MG133. ........................ 67

Tabela 16 – CSR para as combinações Mo/Mo, Mo/Rh e Rh/Rh do serviço MG186. ............ 67

Tabela 17 – DGM para o posicionamento CC no serviço FUJI. .............................................. 71

Tabela 18 – DGM em função da espessura e glandularidade para o posicionamento CC do

serviço MG133. ........................................................................................................................ 73

Tabela 19 - DGM para o posicionamento MLO no serviço FUJI. ........................................... 74

Tabela 20 – DGM em função da espessura e glandularidade para o posicionamento MLO do

serviço MG133. ........................................................................................................................ 75

Tabela 21 - DGM para o posicionamento CC no serviço KODAK. ........................................ 77

Tabela 22 - DGM em função da espessura e glandularidade para o posicionamento CC do

serviço MG186. ........................................................................................................................ 79

Tabela 23 - DGM para o posicionamento MLO no serviço KODAK...................................... 80

XII

Tabela 24 - DGM em função da espessura e glandularidade para o posicionamento MLO do

serviço MG186. ........................................................................................................................ 82

Tabela 25 – Comparação de DGM do serviço FUJI com a literatura. ..................................... 83

Tabela 26 - Comparação de DGM do serviço KODAK com a literatura................................. 84

XIII

LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES

INCA Instituto Nacional do Câncer

CR Radiografia Computadorizada

DR Radiografia Digital Direta

IP Placa de fósforo / Image Plate

DGM Dose Glandular Média

NHSBSP Programa de Rastreamento do Câncer de Mama NHS

PSP Fósforo Foto-Estimulável

PSL Luminescência Foto-Estimulada

PMT Tubo Fotomultiplicadora

Raw Data Imagem sem processamento

SNR Razão Sinal-Ruído

Pixel Picture Element

DICOM Imagem e Comunicação Digital em Medicina

ESAK Kerma no Ar na Superfície de Entrada

X Exposição

K Kerma

D Dose Absorvida

Gy Gray

Ki Kerma no ar Incidente

IAEA Agência Internacional de Energia Atômica

VMP Valor Médio de Pixel

DP Desvio Padrão

ROI Região de Interesse

PMMA Polimetilmetacrilato (acrílico)

CSR Camada Semi-Redutora

lp/mm Pares de linha por milímetro

CNR

Razão Contraste-Ruído

XIV

SUMÁRIO

RESUMO ............................................................................................................................... VII

ABSTRACT .......................................................................................................................... VIII

LISTA DE FIGURAS .............................................................................................................. IX

LISTA DE TABELAS ............................................................................................................. XI

LISTA DE SIGLAS E ABREVIAÇÕES .............................................................................. XIII

1 INTRODUÇÃO ................................................................................................................ 17

2 OBJETIVOS...................................................................................................................... 20

2.1 Objetivo Geral .......................................................................................................... 20

2.2 Objetivo Específico .................................................................................................. 20

3 JUSTIFICATIVA .............................................................................................................. 21

4 REFERENCIAL TEÓRICO ............................................................................................. 22

4.1 Incidência do Câncer de Mama no Brasil ................................................................. 22

4.2 Mamógrafo ............................................................................................................... 24

4.3 Mamografia .............................................................................................................. 25

4.3.1 Mamografia Convencional ................................................................................. 26

4.3.2 Mamografia Digital ............................................................................................ 27

4.3.2.1 Imagem digital............................................................................................. 27

4.3.2.2 Sistema de radiografia digital - DR ............................................................. 28

4.3.2.2.1 Captura indireta da imagem .................................................................... 28

4.3.2.2.2 Captura direta da imagem ....................................................................... 29

4.3.2.3 Sistema de radiografia computadorizada – CR ........................................... 30

4.3.2.4 Ruído da imagem digital ............................................................................. 32

4.4 Posicionamento da Mama ......................................................................................... 34

4.4.1 Projeção Craniocaudal ........................................................................................ 34

4.4.2 Projeção Médio Lateral Oblíqua......................................................................... 34

4.5 Grandezas Dosimétricas ........................................................................................... 35

XV

4.5.1 Dose Absorvida, D ............................................................................................. 35

4.5.2 Kerma, K ............................................................................................................ 35

4.5.3 Kerma no Ar Incidente, Ka,i ................................................................................ 36

4.5.4 Kerma no Ar na Superfície de Entrada, Ka,e ....................................................... 36

4.5.5 Dose Glandular Média, DGM ............................................................................ 36

5 MATERIAL E MÉTODOS .............................................................................................. 40

5.1 Amostra .................................................................................................................... 40

5.1.1 Serviço com sistema CR FUJI ............................................................................ 40

5.1.2 Serviço com sistema CR KODAK ..................................................................... 41

5.2 Materiais ................................................................................................................... 42

5.2.1 “Image J” ............................................................................................................ 42

5.2.2 Placas de alumínio .............................................................................................. 42

5.2.3 Objeto avaliador de resolução espacial .............................................................. 43

5.2.4 Placas de polimetilmetacrilato (PMMA) ............................................................ 43

5.2.5 Balança ............................................................................................................... 44

5.2.6 Espuma ............................................................................................................... 44

5.2.7 Detector de estado sólido .................................................................................... 45

5.3 Métodos de realização do teste ................................................................................. 45

5.3.1 Alinhamento entre o campo de raios x e o receptor de imagem (colimação) .... 46

5.3.2 Força de compressão .......................................................................................... 46

5.3.3 Alinhamento da bandeja de compressão ............................................................ 47

5.3.4 Linearidade da resposta do detector ................................................................... 48

5.3.5 Ruído da imagem ................................................................................................ 50

5.3.6 Resolução Espacial ............................................................................................. 53

5.3.7 Uniformidade do detector ................................................................................... 54

5.3.8 Razão Contraste-Ruído (CNR) ........................................................................... 55

5.3.9 Razão Sinal-Ruído (SNR) .................................................................................. 57

5.3.10 Avaliação da Qualidade de Imagem Clínica ...................................................... 57

5.4 Procedimentos para Calculo de Dose Glandular Média ........................................... 60

5.4.1 Determinação do Rendimento ............................................................................ 60

5.4.2 Determinação da Camada Semi Redutora .......................................................... 60

XVI

5.4.3 Determinação da Dose Glandular Média............................................................ 62

6 RESULTADOS E DISCUSSÃO ...................................................................................... 63

6.1 Testes de qualidade do sistema digital (Mamógrafo/CR) ........................................ 63

6.2 Testes de rendimento e camada semi-redutora ......................................................... 66

6.3 Qualidade das imagens clínicas ................................................................................ 69

6.4 Análise da Dose Glandular Média ............................................................................ 70

6.4.1 Dose Glandular Média para o serviço MG133-FUJI.......................................... 71

6.4.1.1 DGM para o Posicionamento CC ................................................................ 71

6.4.1.2 DGM para o Posicionamento MLO ............................................................ 74

6.4.2 Dose Glandular Média para o serviço MG186-KODAK ................................... 77

6.4.2.1 DGM para o Posicionamento CC ................................................................ 77

6.4.2.2 DGM para o Posicionamento MLO ............................................................ 80

6.4.3 Comparação com a literatura .............................................................................. 83

6.4.3.1 Serviço MG133 (FUJI)................................................................................ 83

6.4.3.2 Serviço MG186 (KODAK) ......................................................................... 84

7 CONCLUSÃO .................................................................................................................. 86

8 REFERÊNCIAS ................................................................................................................ 88

ANEXO 1 ................................................................................................................................. 92

17

1 INTRODUÇÃO

Hoje, entre as mulheres, o câncer de mama é uma das doenças que mais matam em todo

mundo. Fato este que está relacionado à dificuldade de se obter um diagnóstico precoce, pois

se trata, muitas vezes, de lesões que são facilmente confundidas com o tecido mamário e que

possuem rápido desenvolvimento. O câncer de mama é provavelmente o mais temido pelas

mulheres, devido ao seu alto índice e, especialmente pelos seus efeitos psicológicos, que afeta

a sexualidade e a própria imagem da mulher. Porém, ele é relativamente raro antes dos 35

anos de idade, mas acima desta faixa etária sua incidência cresce rápida e progressivamente.

O processo de detecção vem sendo aprimorado desde 1913, quando os raios X foram

empregados por Albert Salomon, que utilizou a radiografia convencional para o diagnóstico

do câncer de mama. Entretanto, observou-se que seriam necessários diferentes métodos para

este tipo de estudo. Iniciou-se então um minucioso estudo de diferentes mamas e diversos

métodos e equipamentos foram criados visando-se aproximar de um diagnóstico preciso.

A partir daí, a mamografia surge então como uma importante ferramenta no controle do

câncer de mama, sendo capaz, com exames periódicos, de detectar precocemente possíveis

lesões. No entanto, o exame exige alguns cuidados, pois a qualidade de imagem insatisfatória

pode levar a diagnósticos errados (falso positivo ou falso negativo), gerando biópsias

desnecessárias, cânceres não detectados ou atraso na detecção.

Na mamografia, a radiação ionizante é utilizada para se obter a imagem da mama. As

conseqüências adversas, devido ao uso da radiação ionizante, são bem estabelecidas, como

também o uso de programas de rastreamento para a detecção precoce do câncer de mama.

Qualquer programa de rastreamento deve ser justificado em termos de proteção radiológica,

bem como ter um beneficio em termos de saúde publica, principalmente com relação ao

número de cânceres detectados e induzidos pela mamografia. É necessário que sejam

avaliados indicações de benefício e o número de vidas salvas por um programa de

rastreamento, a fim de se avaliar o risco através do número de cânceres fatais induzidos [1].

No Brasil o Ministério da Saúde recomenda como principais estratégias de rastreamento

populacional um exame mamográfico, pelo menos a cada dois anos, para mulheres de 50 a 69

anos e o exame clínico anual das mamas, para mulheres de 40 a 49 anos, e como tais exames

utilizam radiações ionizantes, estes devem ser otimizados [2,3]. No caso, esta otimização tem

18

por objetivo a produção de uma imagem que apresente nitidez de detalhes e visibilidade das

estruturas anatômicas de interesse, associada à menor exposição do paciente [4].

Quando comparada a outros métodos de radiodiagnóstico convencionais, a mamografia pode

ser considera um exame de realização difícil, pois é exigida alta qualidade de imagem para

possibilitar a visualização, em todo o tecido mamário, de estruturas muito pequenas e com

diferentes densidades, utilizando uma dose tão baixa quanto possível [4].

Os processos de otimização em mamografia são críticos para assegurar que uma dose mínima

seja compatível com uma boa imagem para o diagnostico. A introdução das tecnologias

digitais em mamografia, tanto através dos sistemas de radiografia computadorizada (CR)

como na mamografia digital direta (DR), têm aberto novas expectativas para estes

procedimentos, baseados em seus potenciais benefícios [5,6].

A determinação de parâmetros técnicos para a realização de um programa de garantia de

qualidade utilizando mamógrafos convencionais tem sido abordada por diversos estudos e

normas. No âmbito nacional, a Portaria 453/98 [2] e as recomendações do Ministério da

Saúde [7] divulgam os critérios para realização de ações que contribuem efetivamente para

garantia da qualidade em mamografia. Entretanto, tais órgãos determinam as ações apenas

para mamografias que utilizam sistemas convencionais, enquanto que, atualmente é crescente

o número de estabelecimentos que tem adotado o sistema digital CR, devido ao baixo custo

comparado ao sistema digital DR.

Nos últimos anos, a mamografia digital tem sido introduzida em muitos países, inclusive no

Brasil. A nova tecnologia exige novos métodos de otimização, considerando a possibilidade

de aumento da dose e o efeito que ela tem no processamento da imagem, com relação ao nível

de ruído. Não há ainda um consenso no nível de ruído que poderia ser aceito e a dose

absorvida necessária [8].

Um dos maiores riscos impostos as mulheres que realizam o exame de mamografia é a

possibilidade de um pequeno câncer de mama não poder ser identificado e curado devido à

baixa qualidade do exame.

O sistema de mamografia tela/filme mostra-se um método bastante efetivo para detecção do

câncer de mama. Entretanto, essa técnica tem suas limitações, incluindo o espectro estreito de

19

exposição entre contraste1 e latitude2. Apresenta também limitação no processamento do

filme, pois fatores com luminosidade na câmara escura; concentração, reposição e

temperatura dos químicos; presença de resíduos na processadora; forma como se armazenam

os filmes; umidade do ambiente de processamento e vários outros fatores, influenciam

diretamente na qualidade da imagem.

Nos últimos anos, varias técnicas de processamentos digitais são utilizadas para produção de

imagens de alta qualidade [9,10]. Detectores digitais mostram resposta sobre um alcance de

intensidade da radiação muito maior e têm ruídos bem menores. Medidas realizadas em

sistemas digitais CR, utilizando simuladores “phantoms”, revelaram que a dose pode

aumentar significativamente comparada a mamografia convencional [11]. Portanto, um ponto

a ser considerado, quando se utiliza sistemas digitais de imagem, é a otimização de técnicas

para aquisição da imagem relacionada com a dose na mama.

A otimização significa manter doses tão baixas quanto razoavelmente possível, levando-se em

conta fatores econômicos e sociais. Entretanto, no âmbito da otimização do processo de

proteção radiológica do paciente, a avaliação da dose não é suficiente. A qualidade da

imagem deve ser levada em consideração, pois o principal objetivo é a obtenção de

informações necessárias para um diagnóstico preciso.

A mamografia corresponde ao método prioritário no diagnóstico de patologias mamárias. Esta

técnica apresenta benefícios aos pacientes que, normalmente, são muito mais elevados do que

os seus aspectos negativos, isto é, os riscos associados à radiação. Mas este fato não implica

que esse risco seja negligenciado – o paciente tem o direito a que esse risco seja minimizado

ao máximo. Assim, a estimativa da dose absorvida pelo tecido humano mamário não é apenas

um interesse de regulamentação da saúde pública como também um ponto importante no

programa de controle de qualidade.

1 O contraste de uma imagem pode ser definido como a capacidade de se distinguir cada estrutura das demais

estruturas adjacentes, ou da região circunvizinha. 2 A latitude está relacionada com a faixa de dose necessária para produzir a imagem radiográfica.

20

2 OBJETIVOS

2.1 Objetivo Geral

Avaliar o comportamento da dose glandular média (DGM) em função da espessura e a

composição da mama e a qualidade de imagem clínica para serviços de mamografia com

sistemas de processamento digital (CR) na cidade de Belo Horizonte – MG.

2.2 Objetivo Específico

• Aplicar testes de desempenho do sistema mamógrafo/CR para dois serviços com

processamentos digitais distintos de acordo com protocolos internacionais;

• Determinar o rendimento e camada semi-redutora (CSR) para os serviços

participantes;

• Analisar a qualidade das imagens clínicas de uma amostra de pacientes para as

incidências craniocaudais (CC) e médio laterais oblíquas (MLO) de acordo com

protocolos internacionais;

• Calcular a DGM para as incidências CC e MLO de todas as pacientes participantes;

• Determinar uma faixa de DGM para cada um dos serviços em função de espessura e

glandularidade da mama.

21

3 JUSTIFICATIVA

A mamografia não pode ser considerado um exame de boa qualidade se ela é incapaz de

assegurar o registro normal e anormal de estruturas adequadas para o contraste e também para

a definição de detalhes. Por isso, a monitoração sistemática da qualidade da imagem e da dose

de radiação é uma solução para assegurar continuamente a alta qualidade do exame de

mamografia [12]. Seguindo protocolos rígidos para controle de qualidade (CQ), a imagem

produzida tende a ter melhor qualidade e resolução propiciando melhores diagnósticos.

A mamografia convencional filme/écran com processamento químicos na revelação do filme

tem sido gradativamente substituído pela tecnologia digital. Conseqüentemente é preciso

meios eficientes para avaliação de parâmetros de qualidade, já que até o momento existem em

torno de 100 sistemas de Radiografia Computadorizada (CR) instalados em Minas Gerais,

num total de aproximadamente 440 equipamentos [13].

Outro fator que garante a necessidade da qualidade de imagem e avaliação das doses

envolvidas nessa técnica é a publicação da Resolução Normativa nº 167 no Diário Oficial da

União feita em 10 de janeiro de 2008 pela Agência Nacional de Saúde Suplementar (ANS),

que obriga a cobertura da mamografia digital pelos planos de saúde.

22

4 REFERENCIAL TEÓRICO

De acordo com levantamento feito pelo Instituto Nacional do Câncer (INCA) do Ministério da

Saúde [14], o câncer de mama é o segundo tipo de câncer mais freqüente no mundo e o mais

comum entre as mulheres. A cada ano, cerca de 20% dos casos novos de câncer em mulheres

são de mama.

4.1 Incidência do Câncer de Mama no Brasil

No Brasil, em 2010 foram estimados mais de 49 mil novos casos de câncer de mama. O que

gera em média 49 casos a cada 100 mil mulheres. A figura 1 mostra os tipos de cânceres mais

incidentes entre homens e mulheres em 2010 e 2011.

Figura 1 – Tipos de câncer mais incidentes, estimados para o ano de 2010 e 2011, na população brasileira, sem pele

não melanoma. [14]

É válido lembrar que, melanoma maligno é o tipo de câncer de pele com pior prognóstico. É

um tumor altamente maligno nos seus estágios avançados, devido à sua elevada probabilidade

de sofrer metástases e se disseminar para outros órgãos.

Apesar de ser considerado um câncer de relativamente bom prognóstico, se diagnosticado e

tratado oportunamente, as taxas de mortalidade por câncer de mama continuam elevadas no

Brasil, muito provavelmente porque a doença ainda é diagnosticada em estádios avançados.

Na população mundial, a sobrevida média após cinco anos é de 61% [14].

23

Em Minas Gerais, foi estimado mais de 4 mil novos casos de câncer de mama, ficando atrás

apenas dos estados de São Paulo, Rio de Janeiro e Rio Grande do Sul. A tabela 1 mostra a

estimativa do número de novos casos de cânceres para o Estado de Minas Gerais e capital em

2010.

Tabela 1 – Estimativa dos novos casos de neoplasia, entre mulheres, no estado de Minas Gerais e capital no ano de 2010.

Localização Primária Neoplasia Maligna

Estimativa dos Casos Novos Casos no Estado Casos na Capital

Mama Feminina 4.250 950 Colo do Útero 1.330 210 Cólon e Reto 1.210 300 Traquéia, Brônquio e Pulmão 850 140 Estômago 710 140 Leucemias 410 70 Cavidade Oral 310 50 Pele Melanoma 240 50 Pele não Melanoma 4.750 610 Esôfago 380 40 Outras Localizações 9.350 1.770 Todas as Neoplasias 23.790 4.330

De acordo com dados da tabela 1 o câncer de mama feminino representa mais de 17% de todo

os casos. Sendo que, desses 17%, praticamente 22% foram diagnosticados na cidade de Belo

Horizonte.

A prevenção primária dessa neoplasia3 ainda não é totalmente possível devido à variação dos

fatores de risco e às características genéticas que estão envolvidas na sua etiologia. Novas

estratégias de rastreamento factíveis para países com dificuldades orçamentárias têm sido

estudadas, uma vez que até o momento é indicada a mamografia para mulheres com idade

entre 50 e 69 anos como método efetivo para detecção precoce [14].

O exame clínico da mama deve ser realizado em todas as mulheres que procuram o serviço de

saúde, independentemente da faixa etária, como parte do atendimento à saúde da mulher. Para

3 Alterações celulares que acarretam um crescimento exagerado destas células, ou seja, proliferação celular

anormal, sem controle e autônoma, na qual reduzem ou perdem a capacidade de se diferenciar, em consequência

de mudanças nos genes que regulam o crescimento e a diferenciação celulares.

24

mulheres de grupos populacionais considerados de risco elevado para o câncer de mama (com

história familiar de câncer de mama em parentes de primeiro grau), recomenda-se o exame

clinico da mama e a mamografia, anualmente, a partir de 35 anos de idade.

4.2 Mamógrafo

São equipamentos utilizados para realizar exames mamográficos. Nestes aparelhos, os tubos

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

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

anodo/filtro do tubo de raios X.

O raio X é uma radiação eletromagnética ionizante com comprimento de onda entre 10-8 e

10-12 metros, aproximadamente, que foi descoberta pelo físico alemão Wihelm Conrad

Röentgen em 1895, enquanto realizava experiências sobre a condução de eletricidade em

gases com um tubo de raios catódicos.

Estudos computacionais indicam que a ótima energia do feixe de raios X para uso em

mamografia seria em campo monoenergético entre 15 keV e 25 keV, dependendo da

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

apenas uma dose significativa na mama, e altas energias (maiores que 35 keV) diminuem o

contraste na imagem [15].

Com a finalidade de remover fótons de baixa e alta energia, são utilizados filtros para que o

espectro se desloque para faixas de maior energia, tornando-se o mais mono energético

possível. Com a utilização desses filtros, a dose que a paciente irá receber será menor, já que

estes diminuem a intensidade dos fótons de baixa e alta energia que contribuem para o

aumento da dose e redução do contraste da imagem, respectivamente, como mostra a figura 2.

Figura 2 - Espectro de feixes de raios X com alvo de ródio para diferentes faixas de energia [16]

25

Alguns dos principais componentes de um mamógrafo estão indicados na figura 3: o gerador

elétrico; o tubo de raios X; a bandeja de suporte da mama (bucky) – mesa onde é apoiada a

mama e onde fica o receptor de imagem com a grade e o dispositivo de controle automático

de exposição (AEC – automatic exposure control); a placa de compressão; e o painel de

controle.

Figura 3 - Aparelho de Mamografia. [15]

São usados sempre anodos rotatórios, e o material mais comumente utilizado é o Molibdênio

(Mo), embora sejam também utilizados alvos de Ródio (Rh) e de Tungstênio (W). A produção

dos raios X característicos é o motivo da preferência pelo Molibdênio e pelo Ródio. A

radiação característica ocorre em 17,5 keV e 19,6 keV para o Molibdênio, e em 20,2 keV e

22,7 keV para o Ródio. Estes são os valores de energia considerados ideais para se produzir

imagens de boa qualidade com dose razoavelmente baixa na mama. As energias do Ródio,

maiores em relação à do Molibdênio, são muito úteis em estudos de mamas mais espessas de

maior densidade, já que o feixe formado por energias mais altas se torna mais penetrante [15].

4.3 Mamografia

A mamografia é uma técnica de diagnóstico por imagem que tem por finalidade o estudo de

doenças mamárias utilizando para isso a interação dos raios X que são atenuados pelos

diferentes tecidos da mama para formar a imagem.

26

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

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

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

outros procedimentos médicos. Hoje são empregadas técnicas e aparelhos específicos para se

obter o melhor resultado possível, levando-se em conta a qualidade da imagem e dose.

4.3.1 Mamografia Convencional

Na mamografia convencional as imagens são gravadas em filmes formados por uma base de

acetato ou poliéster, que serve para dar sustentação ao filme, uma camada de haletos (brometo

e iodeto) de prata que interage com os raios X e uma camada protetora, como mostra a figura

4.

Figura 4 – Constituição de um filme radiológico.

Após o filme ser exposto à radiação, ele passa por um processamento onde será revelado e

fixado por agentes químicos.

Atualmente o método usado para a obtenção de imagens em radiografia convencional é

fazendo uso do sistema filme-écran. O écran (tela intensificadora de imagem) possui uma

camada fluorescente, que consiste de oxisulfitos de terras raras. Este material fluorescente tem

a propriedade de emitir luz quando irradiado por um feixe de raios X. É a luz que irá

impressionar o filme radiográfico. Apenas cerca de 5 % da imagem será formada pela ação

direta dos raios X, 95 % será formada pela ação da luz proveniente das telas intensificadoras,

resultando em um alto rendimento [17].

O filme radiográfico é muito mais sensível à luz do que aos raios X, conseqüentemente o uso

da tela possibilita uma substancial redução do tempo de exposição o que acarreta uma

diminuição da dose ministrada ao paciente.

27

4.3.2 Mamografia Digital

A mamografia digital é uma técnica radiográfica que substitui o sistema receptor de imagem

da mamografia convencional (filme-écran) por um detector eletrônico ou por uma placa de

fósforo fotoestimulável, gerando uma imagem digital.

4.3.2.1 Imagem digital

A imagem digital consiste em uma matriz bi-dimensional de elementos de imagem, pixels

(picture element), de tamanho da ordem de 40 a 100µm. Para cada pixel é atribuído um valor

numérico que corresponde a uma determinada tonalidade de cinza que é obtida a partir da

interação dos raios X com esse pixel [18].

A escala de cinza é determinada em função do número máximo de bits que podem ser

armazenadas em um único pixel, ou seja, a intensidade dos raios X em cada pixel é

transformada em um número finito (2n) de níveis, onde n é o número de bits que a imagem é

digitalizada. Tipicamente, é usada a digitalização de 12 a 14 bits que produz de 4.096 a

16.384 níveis de intensidade ou de tons de cinza [18].

Dessa forma, a imagem digital supera a limitação da mamografia convencional obtida com o

sistema filme-écran que é a escala fixa de tons de cinza, definida pela curva característica da

resposta do filme, como mostra a figura 5.

Figura 5 – Curva de resposta para filme-écran e para detector digital [18].

28

O alcance dinâmico do detector digital é maior que a combinação filme-écran, ou seja, o

número de tons de cinza para uma mesma faixa de exposição é maior com a mamografia

digital.

Outro fator importante é o tamanho de cada pixel, pois as estruturas dentro da área coberta por

um pixel são representadas por um único valor. Assim, quanto menor a área de cada pixel

melhor a resolução espacial da imagem.

Na área médica as imagens digitais possuem o formato DICOM (Digital Imaging and

Communication in Medicine), que utiliza um conjunto de regras para comunicação,

transmissão, armazenamento e tratamento das imagens. O formato DICOM tem por objetivo

padronizar as imagens utilizadas para o diagnóstico como tomografias, ressonâncias

magnéticas, radiografias computadorizadas, ultrassonografias e demais modalidades médicas.

Esse padrão permite que imagens médicas e informações associadas sejam trocadas entre

computadores e diferentes equipamentos de diagnostico que adquirem, transmitem,

armazenam, imprimem e visualizam imagens [19].

4.3.2.2 Sistema de radiografia digital - DR

O sistema de radiografia digital (DR) possui uma matriz de detectores eletrônicos onde cada

elemento absorve a radiação transmitida através do tecido mamário, produzindo um sinal

elétrico proporcional à intensidade dos raios X. Então o sinal é convertido em formato digital

através de captura direta ou indireta da imagem.

4.3.2.2.1 Captura indireta da imagem

No modo de captura indireta utiliza-se um cintilador de tela plana e matriz de diodos para

obter a imagem. Como cintiladores são usados cristais de iodeto césio (CsI) depositados em

colunas lineares sobre cada elemento do detector como objetivo de absorver os raios X e

produzir cintilação luminosa. Então a luz é captada por elementos da matriz de fotodiodos

(silício amorfo), que convertem a luz em corrente elétrica. Esses sensores de silício amorfo

(a-Si) são conectados à transistores de películas de filme (TFT) que armazenam a informação

de cada pixel até o momento dela ser lida pelo circuito de varredura do detector [18], como

mostra figura 6.

29

Figura 6 – Método indireto de aquisição da imagem com CsI/a-Si [18].

Os cintiladores de CsI possuem estruturas tubulares e funcionam como canais que direcionam

a luz perpendicularmente à superfície dos sensores. Porém, essas estruturas tubulares devem

possuir baixa espessura para não degradar a resolução espacial, pois as imperfeições geram

dispersão de luz.

4.3.2.2.2 Captura direta da imagem

No modo de captura direta da imagem utiliza-se uma placa de selênio amorfo (a-Se) que é um

material fotocondutor, ou seja, quando atingido por fótons de raio X produz elétrons livres

que geram sinais elétricos nos elementos da matriz de detectores (figura 7).

Figura 7 – Método de aquisição direta da imagem com a-Se [18].

30

Cada carga do par elétron-buraco criado no processo de interação dos raios X com o meio

interior do detector é atraída pelo eletrodo e armazenada pelos capacitores dos pixels.

4.3.2.3 Sistema de radiografia computadorizada – CR

A radiografia computadorizada (CR) é um processo aparentemente semelhante ao sistema

convencional, pois o equipamento emissor de radiação é o mesmo e em ambos os casos existe

a utilização de um cassete para realização do exame. Porém, a diferença está na substituição

do cassete com filme/écran por um com uma placa de imagem (IP- image plate) de material

fósforo fotoestimulável.

Dentro de um cassete a placa de fósforo fotoestimulável é usada para absorver e armazenar a

energia dos raios X transmitidos através da mama, produzindo assim uma “imagem latente”.

Essa energia depositada na placa de fósforo faz com que os elétrons sejam elevados do seu

nível de equilíbrio (estado fundamental) de energia para uma armadilha estável conhecida

como “F-centro”. Esta é a imagem latente eletrônica não observável, onde o número de

elétrons armadilhados é proporcional ao número de fótons de raios X incidentes na IP [15].

Em seguida, o cassete é introduzido na unidade digitalizadora, como mostra a figura 8.

Figura 8 – Digitalizador de imagem para sistema CR [20].

31

Dentro do digitalizador a placa com o material fósforo é extraída e escaneada com uma

intensa luz laser de baixa energia (~ 2 eV) e altamente focalizada. Os elétrons armadilhados

na matriz do fósforo foto-estimulável (PSP) são estimulados pela energia do laser, e uma

fração significante retorna ao nível de energia mais baixo do fósforo com uma liberação

simultânea de uma luminescência foto-estimulada de maior energia (~ 3 eV). A intensidade

da PSL, proporcional ao número de elétrons liberados, é capturada por um sistema de guia de

luz próximo ao IP (figura 9). Um tubo fotomultiplicador (PMT) na saída do guia de luz

converte e amplifica a PSL em uma correspondente voltagem de saída [15].

Figura 9 – Aquisição da imagem para sistema CR (a) leitura simples; (b) leitura dupla [18].

A informação da imagem latente residual é apagada através de uma luz intensa com

comprimentos de onda que removem os elétrons que não foram desarmadilhados pela

estimulação do laser, e a IP retorna ao cassete, “zerado”, e pronto para ser reutilizado.

A figura 10 apresenta o diagrama de todo o processo do sistema CR: composto pela aquisição

da imagem através do mamógrafo, captura e processamento (CR), visualização (estação de

trabalho), impressão (digital) e visualização em filme [20].

32

Figura 10 - Processo de aquisição, processamento e visualização de imagens de mamografia CR [20].

4.3.2.4 Ruído da imagem digital

O principal componente de ruído em imagens radiográficas é o ruído quântico que está

associado a flutuações estatísticas no fluxo de fótons incidentes no detector e as variações

aleatórias na absorção do mesmo. A maneira mais simples para caracterizar o ruído é uma

medida do desvio padrão (DP) do número de fótons absorvidos (N) em uma região do

detector. Este número segue a estatística de Poisson e, portanto, DP = N0.5, ou seja, o DP tem

relação com a raiz quadrada do kerma [21].

Ruído estrutural nos detectores digitais tem sua origem principalmente na falta de

homogeneidade na sensibilidade dos detectores elementares, ou seja, a partir da variação

espacial fixa da estrutura de detecção da imagem, o que significa que também é proporcional

à dose. Além disso, este ruído provoca o aparecimento de um fundo estruturado na imagem

que geralmente é removido através de técnicas de planificação do campo (flat field). Estas

técnicas incluem a criação de uma mascara corretiva apartir de uma imagem direta e uniforme

do feixe de raios X. [21]

33

A estes dois tipos de ruído deve-se adicionar o eletrônico que surge a partir da leitura

eletrônica fora dos pixels e na própria amplificação de sinal que são independentes da dose.

Quando o comportamento do ruído não segue a lei DP = N0.5 é necessário analisar as

contribuições de cada um desses tipos de ruído para eliminar possíveis falhas de

funcionamento dos detectados. Porém, o valor de desvio padrão é limitado, pois não fornece

informações sobre as características espaciais de ruído. Então, pode-se determinar os três

tipos de ruído da imagem em função do valor médio de pixels (VMP) e do DP2 [22] através da

equação 1.

2222222

2222

VMPkDPVMPkDPkDP

DPDPDPDP

ssqqelel

sqel

⋅=⋅==

++=

(1)

Onde, Kel, Kq e Ks são, respectivamente, os coeficientes eletrônico, quântico e estrututal e

VMP é o valor médio de pixels obtido no histograma da imagem digital.

Fazendo a substituição dos coeficientes eletrônico, quântico e estrututal na equação 1, tem- se

(equação 2):

22222VMPkVMPkkDP sqel ⋅+⋅+= (2)

Dividindondo ambos os termos da equação2 por VMP2 se obtem a equação 3.

22

2

22

s

qel kVMP

k

VMP

k

VMP

DP++=

(3)

Onde, relativoruídoVMP

DP→

34

4.4 Posicionamento da Mama

Um dos critérios básicos para avaliar a qualidade da imagem é o posicionamento da mama

sobre a bandeja de suporte da mama. Para isso, são consideradas base de qualquer exame

mamográfico as projeções craniocaudal (CC) e médio lateral oblíqua (MLO).

4.4.1 Projeção Craniocaudal

A projeção CC deve mostrar o máximo possível das partes medial e lateral da mama. Uma

projeção CC, corretamente realizada, mostra o músculo peitoral na borda posterior da mama,

indicando que foi posicionada o mais para frente possível. Isso pode ser realizado em

aproximadamente 30% das imagens CC [23].

A figura 11 mostra o posicionamento da mama na projeção CC e uma imagem radiográfica

CC indicando o músculo peitoral na borda posterior da mama.

Figura 11 – Posicionamento da mama na projeção CC e imagem radiografia. [23]

4.4.2 Projeção Médio Lateral Oblíqua

A projeção MLO é a melhor visualização para se obter a imagem de todo o tecido mamário e

do músculo peitoral. O tubo de raios X deve ser girado em um ângulo de 45 graus para a

maioria das mulheres, podendo sofrer ajustes individuais, de forma que o cassete esteja

paralelo ao músculo peitoral.

A figura 12 mostra o posicionamento da mama na projeção MLO e uma imagem radiográfica

MLO indicando o músculo peitoral na borda posterior da mama.

35

Figura 12 – Posicionamento da mama na projeção MLO e imagem radiografia. [23]

4.5 Grandezas Dosimétricas

Com o desenvolvimento de técnicas que utilizam radiação ionizante, o homem percebeu a

necessidade de quantificar a radiação que interagia com a matéria. Portanto, para este presente

trabalho definiremos as grandezas dosimétricas utilizadas na mamografia.

4.5.1 Dose Absorvida, D

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

matéria de massa dm , em um ponto de interesse [24], e pode ser dada pela equação 4:

dm

dD

ε= (4)

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

4.5.2 Kerma, K

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

energia cinética inicial de todas as partículas carregadas liberadas por partículas neutras ou

fótons em um volume de massa dm [24] ou seja:

36

dm

dEK tr

= (5)

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

4.5.3 Kerma no Ar Incidente, Ka,i

É o kerma no ar no eixo central do feixe incidente à distância foco-superfície da pele, isto é,

no plano de entrada da pele. Inclui apenas o feixe primário incidente no paciente ou simulador

e nenhuma radiação retroespalhada [24].

4.5.4 Kerma no Ar na Superfície de Entrada, Ka,e

É o kerma no ar no eixo do feixe de raios X no ponto onde ele entra no paciente ou no

simulador. A contribuição da radiação retroespalhada é incluída.

BKK iaea ⋅= ,, (6)

Onde B é o fator de retroespalhamento. É tipicamente 1,09 para exames de mama [25].

Nos documentos da Comissão Européia [16, 25, 26] os níveis de referência em diagnóstico

(DRL) atualmente disponíveis para mamografia são expressos em Ka,e por imagem. O valor

de DRL para as projeções CC e MLO da mama é de 10 mGy para um paciente de tamanho

médio, com 5 centímetros de mama comprimida.

4.5.5 Dose Glandular Média, DGM

A dose glandular média (DGM) é determinada a partir do Kerma no Ar Incidente, (Ka,i) e dos

coeficientes de conversão calculado por Dance [27,28] de acordo com a seguinte expressão:

iaKsgcDGM ,⋅⋅⋅= (7)

Onde “s” é um fator de correção, que depende da combinação do anodo/filtro [28, 29]

(tabela 2), “g” é o coeficiente de conversão de Ka,i para DGM que depende da espessura da

mama e camada semi-redutora (tabela 3) e “c” é o coeficiente de conversão de Ka,i para DGM

37

que depende da espessura da mama e glandularidade, onde Dance[27,28] associa com uma

faixa etária (tabelas 4 e 5).

Tabela 2 - Valores de Fator s para diferentes combinações anodo/filtro.

Combinação

anodo/filtro Fator s

Mo/Mo 1,000

Mo/Rh 1,017

Rh/Rh 1,061

Rh/Al 1,044

W/Rh 1,042

Tabela 3 - Valores do coeficiente g (mGy/mGy) para espessuras de mama comprimida entre 2 e 11 cm e valores da Camada Semi Redutora (CSR) entre 0,30 e 0,60 mmAl.

Espessura mama (mm)

CSR (mm Al)

0.30 0.35 0.40 0.45 0.50 0.55 0.60

20 0.390 0.433 0.473 0.509 0.543 0.573 0.587

30 0.274 0.309 0.342 0.374 0.406 0.437 0.466

40 0.207 0.235 0.261 0.289 0.318 0.346 0.374

45 0.183 0.208 0.232 0.258 0.285 0.311 0.339

50 0.164 0.187 0.209 0.232 0.258 0.287 0.310

60 0.135 0.154 0.172 0.192 0.214 0.236 0.261

70 0.114 0.130 0.145 0.163 0.177 0.202 0.195

80 0.098 0.112 0.126 0.140 0.154 0.175 0.195

90 0.0859 0.0981 0.1106 0.1233 0.1357 0.1543 0.1723

100 0.0763 0.0873 0.0986 0.1096 0.1207 0.1375 0.1540

110 0.0687 0.0786 0.0887 0.0988 0.1088 0.1240 0.1385


38

Espessura mama (mm)

CSR (mm Al)

0.30 0.35 0.40 0.45 0.50 0.55 0.60

20 0.885 0.891 0.900 0.905 0.910 0.914 0.919

30 0.894 0.898 0.903 0.906 0.911 0.915 0.918

40 0.940 0.943 0.945 0.947 0.948 0.952 0.955

50 1.005 1.005 1.005 1.004 1.004 1.004 1.004

60 1.080 1.078 1.074 1.074 1.071 1.068 1.066

70 1.152 1.147 1.141 1.138 1.135 1.130 1.127

80 1.220 1.213 1.206 1.205 1.199 1.190 1.183

90 1.270 1.264 1.254 1.248 1.244 1.235 1.225

100 1.295 1.287 1.279 1.275 1.272 1.262 1.251

110 1.294 1.290 1.283 1.281 1.273 1.264 1.256


Espessura mama (mm)

CSR (mm Al)

0.30 0.35 0.40 0.45 0.50 0.55 0.60

20 0.885 0.891 0.919 0.900 0.905 0.910 0.914

30 0.925 0.929 0.931 0.933 0.937 0.940 0.941

40 1.000 1.000 1.000 1.000 1.000 1.000 1.000

50 1.086 1.082 1.081 1.078 1.075 1.071 1.069

60 1.164 1.160 1.151 1.150 1.144 1.139 1.134

70 1.232 1.225 1.214 1.208 1.204 1.196 1.188

80 1.275 1.265 1.257 1.254 1.247 1.237 1.227

90 1.299 1.292 1.282 1.275 1.270 1.260 1.249

100 1.307 1.298 1.290 1.286 1.283 1.272 1.261

110 1.306 1.301 1.294 1.291 1.283 1.274 1.266

Porém, quando se determina a DGM para simuladores de mama de pometilmetacrilato

(PMMA) utiliza-se a tabela 6, onde já é apresentado o valor do produto g x c.

39

Tabela 6 - Produto dos coeficientes g e c em função da espessura e CSR para PMMA.

Espessura PMMA (mm)

Espessura de mama

equivalente

Glandularidade (%)

CSR (mm Al)

0,30 0,35 0,40 0,45 0,50 0,55 0,60

20 21 97 0,336 0,377 0,415 0,450 0,482 0,513 0,539

30 32 67 0,245 0,277 0,308 0,338 0,368 0,399 0,427

40 45 41 0,191 0,217 0,241 0,268 0,296 0,322 0,351

50 60 20 0,157 0,179 0,198 0,221 0,245 0,269 0,296

60 75 9 0,133 0,151 0,168 0,187 0,203 0,230 0,253

70 90 4 0,112 0,127 0,142 0,157 0,173 0,194 0,215

Na prática, para se determinar DGM utiliza-se a equação 8, pois no exame clínico não se

coloca nenhum detector que possa atrapalhar a formação da imagem radiográfica da mama.

2

⋅⋅⋅⋅⋅=

d

dPYsgcDGM

ref

It

(8)

Onde “Y” é o rendimento do tubo de raios X e é calculado através do quociente do Ka,i pela

carga do tubo “PIt”, a uma distância de referência de 1 metro “dref” [30]. A unidade para

rendimento é Gy.C-1, porém, normalmente se utiliza mGy/mAs ou seu submúltiplo µGy/mAs.

Já a variável “d” representa a distância foco-mama dada em metros.

40

5 MATERIAL E MÉTODOS

5.1 Amostra

Para realização do estudo foram coletados dados de 36 pacientes em uma clínica com sistema

KODAK e 40 pacientes em uma clínica com sistema FUJI que foram submetidas a exames de

mamografia com processamento digital de imagem (CR).

Um dos critérios para a seleção das pacientes participantes deste estudo foi de que a espessura

da mama comprimida variasse entre 40-60 mm, já que esta faixa corresponde aos casos mais

comuns de exames clínicos.

Outro critério foi a idade da paciente, pois é necessário conhecer a glandularidade de cada

mama, que é uma tarefa prática complexa. Para superar esta desvantagem, foram utilizados

fatores tabelados para valores típicos de densidade glandular que representam mamas de

mulheres na faixa etária de 40 a 65 anos [27, 28]. As estimativas da composição da mama

média em ambas as faixas etárias seguem os resultados experimentais obtidos por Beckett e

Kottre [31] e Young [32].

Diante desses critérios, foram selecionados dois serviços da cidade de Belo Horizonte – MG.

Nestes serviços os radiologistas se comprometeram em avaliar a imagem clínica e fornecer

parâmetros necessários ao cálculo de DGM.

Os serviços participantes operam com sistemas CR distintos e são caracterizados nos itens a

seguir.

5.1.1 Serviço com sistema CR FUJI

O serviço FUJI participante foi identificado como MG133 e opera com um mamógrafo de

fabricação da General Eletric Company (GE) modelo “Senographe 800T” (figura 13a). O

digitalizador é um CR de fabricação da FUJI, modelo “Profect CS” (figura 13b) e o cassete

“IP Cassette D” (figura 13c).

41

(a)

(b)

(c)

Figura 13 – (a) Mamógrafo GE Senographe 800T (b) CR FUJI Profect CS (c) Cassete FUJI.

5.1.2 Serviço com sistema CR KODAK

O serviço KODAK participante foi identificado como MG186 e opera com um mamógrafo de

fabricação da General Eletric Company (GE) modelo “Senographe DMR” (figura 14a). O

digitalizador é um CR de fabricação da KODAK, modelo “Directview Elite CR” (figura 14b)

e o cassete “Directview EHR-M2” (figura 14c).

(a)

(b)

(c)

Figura 14 - Mamógrafo GE Senographe DMR (b) CR KODAK Directview Elite CR (c) Cassete KODAK.

42

5.2 Materiais

Neste item são descritos os materiais utilizados para execução dos testes de desempenho do

sistema mamógrafo/CR e DGM a que as pacientes foram submetidas.

5.2.1 “Image J”

O software livre “Image J” foi utilizado para se determinar, através do histograma, o valor

médio de pixel (VMP) e o desvio padrão (DP) de uma determinada região de interesse (ROI –

region of interest) selecionada em uma imagem radiográfica (figura 15).

Figura 15 - VMP e DP calculado pelo “Image J” [15].

5.2.2 Placas de alumínio

Duas placas de alumínio da marca Gammex, modelo RMI 115H (figura 16), com grau de

pureza de 99,9%, espessura de 0,1mm ± 5% e tamanho 20 x 20 mm foram utilizadas para

criar uma região de contraste na imagem a fim de se verificar a razão contraste-ruído.

43

Figura 16 - Placas de alumínio.

5.2.3 Objeto avaliador de resolução espacial

Para avaliar a resolução espacial foi utilizado o objeto de teste padrão da marca Victoreen,

modelo 07-555FL, como mostrado na figura 17. Sua espessura é composta de 0,0152 mm de

ouro e 0,0025 mm de níquel, dimensão de 25 x 10 mm e um alcance de 5 a 20 pares de linha

por milímetro.

Figura 17 - Objeto de teste padrão da resolução espacial.

5.2.4 Placas de polimetilmetacrilato (PMMA)

Placas de polimetilmetacrilato (PMMA) (figura 18), também conhecido como acrílico, foram

usadas com o intuito de simular a mama e suas diferentes espessuras. Cada uma das sete

placas utilizadas possui 10 mm de espessura e dimensões de 18 x 24 cm

44

Figura 18 - Placas de acrílico (PMMA) [15].

5.2.5 Balança

Para realizar a medida de força de compressão, que deve estar entre 11 e 18 kgf [2], foi

utilizada uma balança específica para mamografia fabricada pelo Gammex/RMI Modelo 163

(figura 19).

Figura 19 – Dispositivo para teste de compressão.

5.2.6 Espuma

O teste de alinhamento da bandeja foi realizado utilizando uma espuma de densidade 28 e dimensões de 20 X 15 cm (figura 20).

45

Figura 20 – Espuma para teste de alinhamento da bandeja.

5.2.7 Detector de estado sólido

Para realizar as medidas de dose, rendimento, camada semi-redutora e tensão foi utilizado um

detector de estado sólido da Fluke Biomedical, modelo TNT 12000WD com um eletrômetro

da mesma marca e modelo TNT 12000. O sistema TNT 12000WD é formado por um detector

sem fio e um computador laptop como visor (figura 21).

Figura 21 – Detector de estado sólido.

5.3 Métodos de realização do teste

Neste item são descritos os métodos utilizados para execução dos testes de desempenho do

sistema mamógrafo/CR, avaliação da qualidade da imagem clínica e DGM a que as pacientes

foram submetidas.

46

5.3.1 Alinhamento entre o campo de raios X e o receptor de imagem (colimação)

Para execução do teste de alinhamento do campo de raios X e do receptor de imagens foi

necessário o uso de três cassetes, três moedas e uma chave. Colocou-se o um dos cassetes

dentro do bucky e os outros dois sobre o suporte da mama projetado cerca de 3 cm na direção

da parede torácica e suas laterais. Em seguida, foi colocada uma moeda no centro do campo

de radiação (a 1/3 da borda do suporte da mama na direção da parede torácica) a fim de

marcar um ponto central. As demais moedas foram coladas de modo a ficarem alinhadas com

a bandeja de compressão do lado da parede torácica. E com o intuito de identificar o lado

direito foi utilizada uma chave sobre o cassete posicionado acima do bucky como mostrado na

figura 22.

Figura 22 – Arranjo do teste de alinhamento do teste de raios X.

Utilizou-se uma técnica manual de 28 kV e 20 mAs, e após a digitalização e impressão, as

imagens foram analisadas em um negatoscópio tomando como referencia a posição da moeda

central. Dessa forma foi possível medir o desalinhamento do campo de raios X.

5.3.2 Força de compressão

A força de compressão foi medida com uma balança específica para este fim, onde esta foi

posicionada sobre o bucky e em seguida efetuou-se a compressão máxima observando o valor

medido em kg (figura 23).

47

Figura 23 – Execução do teste de compressão.

5.3.3 Alinhamento da bandeja de compressão

Com o intuito de medir a deformação da bandeja ao comprimir a mama foi utilizada uma

espuma de borracha de 50 mm de espessura. A distância entre a superfície do bucky e a

bandeja foram medidas nos quatro cantos, e a maior diferença das alturas quando a espuma é

comprimida é a deformação da bandeja de compressão. A figura 24 ilustra o arranjo para

execução deste teste.

Figura 24 – Arranjo do teste de alinhamento da bandeja de compressaão.

48

5.3.4 Linearidade da resposta do detector

O objetivo desse teste foi avaliar a resposta do detector ao se variar a dose, pois para o sistema

CR essa resposta deve ser linear em função do logaritmo da dose.

Para a realização do teste posicionou-se quatro placas de PMMA (40 mm) próximo a saída do

feixe de raios X como mostra a figura 25.

Figura 25 - Posicionamento das placas de PMMA para o teste da linearidade [15].

Em seguida foram obtidas imagens no formato for processing ou raw data (bruta, sem

processamento) onde a técnica foi fixada em 28 kV e combinação alvo/filtro de

molibdênio/molibdênio (Mo/Mo), e a carga foi variada de 1/10 a cinco vezes o valor do mAs

(4, 8, 16, 25, 32, 45, 63, 100 e 140 mAs), pois, nestas condições, ao variar a carga tem-se

como conseqüência a variação da dose.

Com objetivo de se determinar o valor médio dos pixels (VMP) e o desvio padrão dos pixels

(DP), utilizando o software Image J, foi selecionada uma região de interesse (ROI) de

aproximadamente 4 cm2 à uma distância de 6 cm da parede torácica e centrada lateralmente

em cada imagem.

Na etapa seguinte, o detector de estado sólido foi posicionado sobre a bandeja de suporte da

mama com o sensor para mamografia centrado lateralmente e a 4 cm da parede torácica

49

(figura 26), com o objetivo de se determinar o valor do kerma para cada uma das técnicas

onde foram obtidas as imagens.

Figura 26 - Posicionamento do detector para o teste da linearidade [15].

Depois, foi construído um gráfico dos valores médio dos pixels pelos respectivos valores dos

logaritmos das doses na superfície de entrada do detector (kerma). Por fim, foi determinada a

equação linear que melhor se ajustava aos pontos das medidas, como mostra o exemplo da

figura 27.

Figura 27 - Exemplo de gráfico da relação do logaritmo natural do kerma em função dos VMP

50

Com os coeficientes, a e b, da equação da reta (y = a·ln(Ki) + b) os valores médio dos pixels

foram linearizados através da seguinte equação 9:

−

=a

bVMP

eVMP' (9)

Onde, VMP` � valor médio do pixel linearizado.

Diante desse resultado um novo gráfico foi construído, utilizando VMP’ em função apenas do

kerma (figura 28). Da mesma forma, foi determinada a equação linear que melhor se ajustou

aos novos pontos das medidas e calculado o quadrado do coeficiente de correlação (R2).

Portanto, para que o sistema tenha uma resposta linear o R2 deve ser maior que 0,99 [33].

Figura 28 - Exemplo de gráfico da relação do kerma em função do pixel linearizado.

5.3.5 Ruído da imagem

Os detectores podem apresentar limitação através do ruído quântico em baixas faixas de dose,

através do ruído estrutural que também depende da dose e até mesmo através do ruído

eletrônico que depende apenas da leitura e amplificação do sinal. Portando, isso pode ser

identificado por meio de um desvio na relação linear da resposta do sistema.

Com os resultados do teste da linearidade da resposta do detector, foi feita a linearização dos

valores de desvio padrão (DP) e dos valores médio des pixels (VMP), através da equação 10:

51

−

=a

bVMP

ea

DPDP'

(10)

Onde DP’ é o desvio padrão linearizado e a e b são os coeficientes da equação da reta obtida

no teste de linearidade da resposta do detector. Então construiu-se um gráfico dos valores de

dose (kerma) pelos desvios padrão linearizados (figura 29), em seguida foi determinada a

linha de tendência do tipo potência que melhor se ajustou aos pontos e a equação da curva de

potência ). O índice da curva de potência, b, deve estar entre 0,500 e 0,550.

Figura 29 - de gráfico da relação do kerma em função do desvio padrão linearizado.

Porém, quando o comportamento do ruído não segue a lei DP = N0.5 é necessário analisar as

contribuições de cada um dos tipos de ruído para eliminar possíveis falhas de funcionamento

dos detectados. Esta informação pode ser obtida a partir do espectro de potência de ruído que

mostra como se distribui a variação do sinal na imagem [21] através da comparação entre a

equação 3 e a equação da linha de tendência do gráfico (DP’/VMP’)2 vs. 1/VMP’ obtido com

os dados do teste de linearidade da resposta do detector (figura 30).

52

Figura 30 – determinação dos coeficientes a b e c da equação de ruído relativo.

De posse dos valores a b e c da equação 3, foi gerado o gráfico de ruído relativo (figura 31)

onde pode-se diferenciar qual a influência de cada tipo de ruído para uma faixa de VMP’, ou

seja, para uma faixa de dose.

Figura 31 – Exemplo de espectro de ruído.

53

5.3.6 Resolução Espacial

O teste foi realizado posicionando 4 placas de PMMA (40 mm) sobre o suporte da mama e o

objeto de teste sobre as placas, formando um ângulo de aproximadamente 45º com o lado da

parede torácica para se evitar interferências com os detector ou com a linhas do monitor de

análise, como mostra a figura 32.

Figura 32: Posicionamento do objeto de teste da resolução espacial [15].

A exposição foi feita no modo semi automático com 28 kV, porém, antes a bandeja foi

comprimida para garantir o total contado do objeto de teste com a placa de PMMA.

Ao se radiografar o objeto de teste, a imagem obtida é formada de pares de linhas brancas,

devido à atenuação do objeto, e linhas negras, devido à passagem dos raios X pelas ranhuras

do objeto [15] (figura 33).

Figura 33 – imagem radiográfica do objeto de teste de resolução espacial.

54

O teste do limite da resolução espacial é baseado na capacidade de detecção do componente

de mais alta freqüência que pode ser registrado. Essa freqüência é nomeada de Nyquist e é

igual ao inverso do dobro do tamanho do pixel, ou seja, (2.∆x)-1. Portanto, um detector com

tamanho de pixel de 50 µm possui um limite de resolução espacial de 10 pl/mm (pares de

linha por milímetro) [15].

5.3.7 Uniformidade do detector

A mesma imagem gerada no teste de resolução espacial foi utilizada para o teste de

uniformidade do detector. Para isso, a imagem foi salva sem processamento (raw data) e

analisada no software Image J, onde, para cada ROI mostrada na figura 34, foi utilizado o

histograma para se determinar o VMP.

Figura 34: Avaliação da uniformidade do detector

A variação de cada VMP em relação à média foi determinada de acordo com a equação 11.

100(%) ⋅

−=

VMPdoMédia

VMPdoMédiaROIcadaemVMPVariação (11)

O valor da variação deve ser menor do que ±10 % em todas as áreas analisadas [33, 34, 35].

55

5.3.8 Razão Contraste-Ruído (CNR)

Para realizar o teste de CNR, inicialmente foram posicionadas duas placas de PMMA

(20 mm) sobre o suporte da mama e sobre as placas uma folha da alumínio (dimensões 20 x

20 mm) a 6 cm da parede torácica a fim de gerar uma área de contraste na imagem

radiográfica do simulador (figura 35), em seguida foi feita a exposição no modo automático.

Figura 35: Posição da placa de alumínio na medida da CNR.

Este procedimento se repetiu para espessuras de 20 a 70 mm, com incrementos de 10 mm de

PMMA.

O valor de carga (mAs) foi registrado e a imagem foi gravada como raw data. Com o auxílio

do software Image J, foram selecionadas duas regiões de interesse na imagem. A ROI 1 na

região fora da placa de 0,2 mm de Al e a ROI 2 dentro da região da placa de Alumínio.

Determinou-se para cada ROI o VMP e o DP. Então, o valor da CNR para aquela espessura

de PMMA foi calculada através da equação 12:

(12)

2

22

2

21

21

21

2

−

−

=

a

VMP

a

VMP

ee

a

VMP

a

VMP

eDPeDP

eea

CNR

56

Onde:

VMP1 = valor médio de pixel fora da placa de Al

VMP2 = valor médio de pixel dentro da placa de Al

DP1 = desvio padrão fora da placa de Al

DP2= desvio padrão dentro da placa de Al

a = coeficiente angular da reta obtida no teste da linearidade de resposta do detector

A avaliação dos resultados foi feita através da CNR relativa (equação 13) que relaciona os

valores de CNR de diferentes espessuras com os valores de CNR da espessura padrão de

50 mm.

(13)

onde:

CNRrel = valor da CNR relativa

CNRn = valor da CNR da espessura n de PMMA

CNR50 = valor da CNR da espessura de 50 mm de PMMA

A tabela 7 mostra os valores limites aceitável das CNRs relativa que foram utilizados para

cada espessura de PMMA.

Tabela 7 - Valores limites referentes a cada espessura de PMMA [29].

Espessura de PMMA Valor limite para CNR relativa (%)

20 >115 30 >110 40 >103 50 >100 60 >95 70 >90

57

5.3.9 Razão Sinal-Ruído (SNR)

O teste da Razão Sinal-Ruído foi feito a partir das imagens obtidas na avaliação da CNR.

Porém, foram utilizados apenas os valores de VMP e DP da ROI 1, ou seja, região fora da

placa de alumínio), onde se calculou a SNR de acordo com a equação 14.

DP

VMPSNR = (14)

Obtido os valores de SNR para todas as espessuras, calculou-se a média desses valores

(SNRm). A SNR foi avaliada, medindo a variação (em %) de cada valor para a média geral,

utilizando a equação 15.

100(%) ⋅

−=

m

mn

SNR

SNRSNRVariação (15)

Onde:

SNRn � valor da razão sinal-ruído medida para a espessura n de PMMA.

O limite máximo permitido para variação percentual da SNR de cada espessura de PMMA é

de ± 10% [33, 34].

5.3.10 Avaliação da Qualidade de Imagem Clínica

A avaliação da qualidade da imagem é um componente essencial na determinação dos níveis

de referência de diagnóstico. Dessa forma, recomenda-se que a avaliação seja feita com base

nas Diretrizes Européias sobre Critérios de Qualidade de Imagens para Diagnóstico

Radiográfico [25, 34, 36]. Estes critérios, na maioria dos casos, especificam estruturas

anatômicas importantes que devem ser visíveis em uma radiografia para auxiliar em um

diagnóstico preciso. Alguns desses critérios dependem fundamentalmente do posicionamento

correto e da cooperação do paciente, enquanto outros refletem o desempenho técnico do

sistema de imagem.

Nas tabelas 8 e 9 estão especificados os critérios de qualidade de imagem para as projeções

CC e MLO respectivamente.

58

Tabela 8 – Critérios de Qualidade de Imagem para projeção CC.

Critério Relacionado à posição 1 Reprodução nítida do músculo peitoral na margem da imagem 2 Reprodução nítida do tecido adiposo retroglandular 3 Reprodução nítida do tecido mamário medial 4 Reprodução nítida de tecido glandular lateral 5 Sem presença de dobras 6 Simetria das Imagens da mama esquerda e direita

Relacionado aos parâmetros de exposição 7 Visualização do contorno da pele (quase sem)

8 Reprodução das estruturas vasculares vistas através do parênquima mais denso

9 Reprodução nítida de todos os vasos e tecidos fibrosos e da margem do músculo peitoral

10 Reprodução nítida da estrutura da pele ao longo do músculo peitoral

Tabela 9 – Critérios de Qualidade de Imagem para projeção MLO.

Critério Relacionado à posição

1 Músculo peitoral no ângulo correto

2 Ângulo inframamário visualizado

3 Reprodução nítida do tecido glandular cranio-lateral

4 Reprodução nítida do tecido adiposo retroglandular

5 Perfil completo do mamilo, mais claro sobreposto ao tecido mamário

e/ou indicados pelo marcador

6 Sem presença de dobras

7 Simetria das Imagens da mama esquerda e direita

Relacionado aos parâmetros de exposição

8 Visualização do contorno da pele (quase sem)

9 Reprodução das estruturas vasculares vistas através do parênquima

mais denso

10 Reprodução nítida de todos os vasos e tecidos fibrosos e da margem

do músculo peitoral

11 Reprodução nítida da estrutura da pele ao longo do músculo peitoral

A figura 36 mostra duas imagens radiográficas de projeções Médio Lateral Oblíquas (MLO),

indicando os locais onde os critérios de qualidade de imagem da tabela 9 podem ser avaliados

59

com relação ao posicionamento e parâmetros de exposição. A figura 36, também exemplifica

os itens 2 (para imagem à direita) e 6 (para imagem à esquerda) da tabela 9 que não foram

cumpridos.[8]

Figura 36 – Imagens Radiográficas de projeção MLO. [8]

A fim de avaliar a qualidade da imagem, o próprio médico radiologista do serviço julgou cada

critério em termos absolutos (sim/não), minimizando sua própria subjetividade [37].

60

5.4 Procedimentos para Calculo de Dose Glandular Média

O Kerma no Ar Incidente (Ka,i) e a Dose Glandular Média (DG) foram obtidos a partir do

rendimento do tubo de raios X do mamógrafo, que avalia a repetitividade4 e dependência

linear do Kerma no Ar com a carga (PIt).

5.4.1 Determinação do Rendimento

O rendimento do tubo de raios X (Y) se expressa em Ka,i dividido pela carga do tubo (PIt),

dada pelo produto da corrente (I) pelo tempo de exposição (t) a uma distância de referência

foco-detector. A unidade para rendimento é Gy.C-1, porém, normalmente se utiliza mGy/mAs

ou seu submúltiplo µGy/mAs. A distância de referência foco-detector é representada por dref

[30].

Utilizando um detector de estado sólido (Fluke Biomedical TNT12000WD X-Ray Test

Device), como mostra a figura 21, se determina o rendimento para uma faixa de 25 a 30 kVp,

com incrementos de 1 kVp a uma distância de referência foco-detector (dref) de acordo com a

equação 16.

It

ia

P

KY

,= (16)

Onde Ka,i é o Kerma no Ar Incidente dado em µGy e PIt é a carga dada em mAs.

5.4.2 Determinação da Camada Semi Redutora

A Camada Semi-Redutora (CSR) é a espessura de um determinado material que, quando

colocado diante do feixe de radiação, é capaz de reduzir sua intensidade à metade.

4 Grau de concordância entre os resultados de medições sucessivas de um mesmo mensurando efetuadas sob as

mesmas condições de medição.

61

Então para calcular a CSR foi realizada três exposições, onde a placa de compressão deve

estar, aproximadamente, à meia distância entre o foco e o detector de estado sólido, localizado

sobre o “bucky”, conforme mostra a figura 37.

Figura 37 – Detector de Estado Sólido posicionado sobre o “bucky” do mamógrafo.

Em seguida, com 0,3 mm de Al sobre a placa de compressão, cobrindo totalmente o volume

ativo do detector, realizou-se mais três exposições, onde foi repetido o mesmo procedimento

para uma espessura de 0,4 mm de Al.

A partir das leituras feitas, o calculo da CSR foi feito de acordo com a equação 17:

−

=

1

2

0

12

0

21

ln

2ln

2ln

L

L

L

LF

L

LF

CSR (17)

Onde, F1 e F2 são as espessuras dos filtros utilizados, L1 e L2 são, respectivamente, os valores

médios das leituras obtidas para 0,3 e 0,4 mm de Al e L0 é o valor médio das leituras feitas

sem os filtros [30].

62

5.4.3 Determinação da Dose Glandular Média

Com os valores de rendimento e CSR determinados para cada tensão e combinação alvo/filtro

dos mamógrafos que fizeram parte do estudo, a DGM foi obtida para cada posicionamento de

todos os pacientes utilizando a equação 8, combinada com os valores apresentados nas tabelas

2, 3, 4 e 5.

Já para determinação da DGM em simuladores de PMMA foram utilizados os valores

estabelecidos nas tabelas 2 e 6.

A fim de se identificar as técnicas utilizadas e dados necessários para avaliação da imagem

clínica e determinação da DGM, foi elaborada uma planilha para coleta de informações junto

aos exames realizados nas clínicas que está disponibilizada no anexo 1.

63

6 RESULTADOS E DISCUSSÃO

Visando garantir a qualidade do sistema de radiografia computadorizada e obtenção dos

parâmetros técnicos utilizados para se determinar DGM, são apresentados, primeiramente, os

resultados dos testes de qualidade do sistema mamógrafo/CR e o rendimento dos tubos de

raios X. Além disso, são apresentadas as avaliações das imagens clínicas e as respectivas

doses glandulares médias a que as pacientes participantes do presente estudo foram

submetidas.

6.1 Testes de qualidade do sistema digital (Mamógrafo/CR)

A tabela 10 apresenta os parâmetros avaliados no sistema mamógrafo/CR da clínica MG133 e

MG186.

Tabela 10 – Testes de desempenho do sistema mamográfico/CR.

MG133

CR-FUJI MG186

CR-KODAK

TESTES CONFORME NÃO

CONFORME CONFORME

NÃO CONFORME

1) ALINHAMENTO – CAMPO DE RAIOS X E RECEPTOR DE IMAGEM (COLIMAÇÃO)

X X

2) FORÇA DE COMPRESSÃO X X

3) ALINHAMENTO DA BANDEJA DE COMPRESSÃO

X X

4) LINEARIDADE DA RESPOSTA DO DETECTOR (Placa de Imagem)

X X

5) RUÍDO DA IMAGEM

X X

6) UNIFORMIDADE DA RESPOSTA DO DETETOR

X X

7) RESOLUÇÃO ESPACIAL DA IMAGEM X X

8) RAZÃO SINAL-RUÍDO (SNR) X X

9) RAZÃO CONTRASTE-RUÍDO (CNR)

X

X

10) DOSE GLANDULAR MÉDIA – SIMULADOR

X

X

No item 5 (ruído da imagem) da tabela 10 o serviço MG133 apresentou não conformidade,

pois o índice da equação de linha de tendência, figura 38, apresenta valor fora dos limites

especificados pelos protocolos europeus (0,50 a 0,55), que indicam a presença majoritária de

64

ruído quântico, ou seja, que surge devido às variações no fluxo de raios X, que normalmente é

a maior fonte de ruído presente na imagem [21].

Figura 38 – Ruído total gerado no serviço M133.

Porém, é importante salientar que não é uma forma definitiva de se avaliar o ruído, pois é

necessário avaliar quais são as técnica utilizadas na prática pelo serviço, para que se possa

determinar a influencia de cada um dos ruídos (quântico, eletrônico e estrutural) presentes nas

imagens, como mostra a figura 39.

Figura 39 – Influência dos ruídos eletrônico, quântico e estrutural para formação da imagem no serviço MG133.

65

Como o presente trabalho utilizou apenas imagens de mamas comprimidas de 40 a

60 mm para se determinar DGM, observa-se na figura 39 que a maior influência é do ruído

quântico, considerado relativamente normal.

Já no item 9 (razão contraste-ruído) da tabela 10, ambos os serviços apresentaram

não-conformidade, porém, as tabelas 11 e 12 mostram que os problemas encontrados foram

para baixas espessuras (abaixo de 30 mm de mama comprimida) e altas (acima de 60 mm de

mama comprimida).

Tabela 11 – Razão Contraste-Ruído (CNR) para o serviço MG133.

Espessura de PMMA [mm]

CNR medida

CNR relativa

Valor Limite para CNR

Relativa (%) [29]

20 7,95 99,5 >115

30 8,09 101,2 >110

40 8,44 105,7 >105

50 7,99 100,0 >100

60 7,74 96,9 >95

70 7,17 89,8 >90

Tabela 12 - Razão Contraste-Ruído (CNR) para o serviço MG186.

Espessura de PMMA [mm]

CNR medida

CNR relativa

Valor Limite para CNR

Relativa (%) [29]

20 8,60 154,9 >115

30 7,25 130,5 >110

40 6,33 114,1 >105

50 5,55 100,0 >100

60 4,38 78,8 >95

70 4,24 76,4 >90

66

Portanto, como os resultados dos testes do sistema digital não influenciaram diretamente nos

objetivos do trabalho, optou-se por dar andamento ao projeto.

6.2 Testes de rendimento e camada semi-redutora

Com o intuito de calcular a DGM foram determinados os rendimentos a 1 (um) metro de

distância do ponto focal e camadas semi-redutoras (CSR) para todas as técnicas utilizadas nos

exames clínicos dos serviços, como mostrado nas tabelas 13, 14, 15 e 16.

Tabela 13 – Rendimento para as combinações de alvo/filtro de Mo/Mo e Mo/Rh para a clínica MG133.

Rendimento [mGy/mAs]

Tensão [kVp] Mo/Mo Mo/Rh

25 0,022 0,020

26 0,026 0,024

27 0,030 0,028

28 0,034 0,032

29 0,039 0,037

30 0,044 0,041

Tabela 14 – Rendimento para as combinações de alvo/filtro de Mo/Mo, Mo/Rh e Rh/Rh para a clínica MG186.

Rendimento [mGy/mAs]

Tensão [kVp]

Mo/Mo Mo/Rh Rh/Rh

27 0,032 0,028 -

28 0,036 0,032 -

29 0,040 0,036 -

30 0,045 0,039 0,041

31 - 0,043 0,045

32 - - 0,049

33 - - 0,053

67

Comparando os valores de rendimento das duas clínicas, observa-se que ambas possuem

valores aproximados, pois de acordo com informações obtidas nos serviços os tubos de

raios X foram recentemente substituídos.

Tabela 15 – CSR para as combinações Mo/Mo e Mo/Rh do serviço MG133.

CSR [mmAl]

Tensão [kVp] Mo/Mo Mo/Rh

25 0,33 0,37

26 0,35 0,39

27 0,36 0,40

28 0,37 0,41

29 0,39 0,43

30 0,41 0,44

31 - 0,45

Tabela 16 – CSR para as combinações Mo/Mo, Mo/Rh e Rh/Rh do serviço MG186.

CSR [mmAl]

Tensão [kVp] Mo/Mo Mo/Rh Rh/Rh

25 0,36 0,40 0,35

26 0,37 0,41 0,36

27 0,38 0,41 0,37

28 0,38 0,42 0,39

29 0,39 0,43 0,40

30 0,40 0,44 0,41

31 0,41 0,45 0,43

32 - - 0,44

33 - - 0,45

68

De acordo com a combinação alvo/filtro do mamógrafo a CSR se altera, como pode ser visto

nas figuras 40 e 41.

Figura 40 – CSR para Mo/Mo e Mo/Rh para MG133.

Figura 41 – CSR para Mo/Mo, Mo/Rh e Rh/Rh para MG186.

69

Em ambos os testes de rendimento e CSR foi utilizada uma carga de 50 mAs para preservar o

tubo de raio X e a incerteza para todas medidas foi de 3,72%.

6.3 Qualidade das imagens clínicas

O presente trabalho avaliou imagens de 40 a 60 mm de mamas comprimidas, e visando

garantir o mínimo de qualidade destas imagens em relação ao posicionamento e aos

parâmetros de exposição, foram analisadas imagens com uma avaliação mínima de 70% de

conformidade (anexo 1), como mostrado nas figuras 42 e 43.

Figura 42 – Índice de conformidade para posicionamento CC.

Para o posicionamento CC 73% das imagens apresentaram 90% de conformidade para o

serviço MG133, enquanto que para MG186, 67% das imagens apresentaram 100% de

conformidade.

70

Figura 43 – Índice de conformidade para posicionamento MLO.

Para o posicionamento MLO 60% das imagens apresentaram 100% de conformidade para a

clínica MG133, enquanto que para MG186, 44% das imagens apresentaram 91% de

conformidade.

A clínica MG133 apresentou, para o posicionamento CC, 25% de aprovação em relação à

reprodução nítida do músculo peitoral na margem da imagem. A clínica MG186 apresentou,

para o mesmo posicionamento, aproximadamente 65% de aprovação, sendo que na literatura é

referenciado de 30 a 40% de visualização do músculo peitoral. [38]

Já para o posicionamento MLO, A clínica MG133 apresentou 70% de aprovação no item que

avalia a visualização do ângulo inframamário e a clínica MG186 teve 55% de aprovação no

mesmo item.

6.4 Análise da Dose Glandular Média

Para se calcular a DGM utilizou-se a equação 8 combinada com valores previamente obtidos

do rendimento e os valores apresentados nas tabelas 2, 3, 4 e 5 que dependem da combinação

alvo/filtro, camada semi-redutora e idade da paciente.

71

Para todos os valores de rendimento, CSR e DGM obtidos com detector de estado sólido

(fluke), tem-se uma incerteza de ±3,72%.

6.4.1 Dose Glandular Média para o serviço MG133-FUJI

A DGM foi determinada para os dois posicionamentos mais comuns em um exame de

rastreamento em mamografia, craniocaudal (CC) e médio lateral oblíqua (MLO).

6.4.1.1 DGM para o Posicionamento CC

A tabela 17 apresenta 40 valores de DGM obtidos no serviço FUJI para o posicionamento

craniocaudal (CC) com espessuras de mama comprimida entre 40 e 60 mm.

Tabela 17 – DGM para o posicionamento CC no serviço FUJI.

MG133 - Posicionamento CC

DGM [mGy] Média Desvio Padrão

1,30 1,62 1,47 1,72 1,36 2,47 2,55 1,74

1,82 0,41

1,92 1,73 1,52 2,25 1,76 1,78 1,87 1,76

3,40 1,46 1,78 2,50 1,95 1,65 2,31 1,84

1,76 1,83 1,94 1,58 1,58 1,82 2,34 1,58

1,49 1,86 1,73 1,54 1,85 1,57 1,14 1,55

A média geral do serviço foi de 1,82 mGy e sua distribuição de freqüências está representada

na figura 44.

72

Figura 44 – Distribuição de freqüência para o posicionamento CC do serviço MG133.

O número de intervalos apresentado na figura 44 foi calculado a partir do número da amostra

(36). Observa-se, portanto, que a distribuição de doses segue uma tendência normal, onde a

média está entre 1.52 e 1.89 mGy, intervalo que possui maior freqüência. Porém, esta

distribuição não apresenta simetria, como se observa na figura 45.

Figura 45 – Box Plot para o posicionamento CC do serviço MG133.

DGM para CC [mGy]

1.1 1.5 1.9 2.3 2.7 3.1 3.5

MG133 - FUJI

73

A assimetria é observada pela não coincidência entre a mediana (linha central vertical) e a

média (“+” em vermelho dentro do intervalo interquartil), e a presença de valores fora do

intervalo entre o quartil 1 e 4 (linhas verticais do extremo direito e esquerdo).

Este comportamento assimétrico pode ser explicado devido à glandularidade da mama das

pacientes, visto que este fator influencia diretamente no valor final da DGM, ou seja, mamas

com alta glandularidade implicam em altas doses. Outro fator que influencia na dose é a

espessura de mama comprimida, como apresentado na tabela 18.

Tabela 18 – DGM em função da espessura e glandularidade para o posicionamento CC do serviço MG133.

Faixa de Espessura

[mm] Glandularidade

nº de Pacientes

Média DGM por Glandularidade

Média DGM por Faixa de Espessura

43 - 45

0 - 25% 4 1,42

1,55 25 - 50% 3 1,57

50 - 75% 1 1,95

75 - 100% 0 -

46 - 48

0 - 25% 3 1,53

1,82 25 - 50% 4 1,70

50 - 75% 3 1,74

75 - 100% 1 3,40

49 - 51

0 - 25% 3 1,50

1,89 25 - 50% 7 1,94

50 - 75% 6 2,04

75 - 100% 0 -

52 - 54

0 - 25% 0 -

2,04 25 - 50% 3 2,03

50 - 75% 2 2,05

75 - 100% 0 -

Para uma única faixa de espessura a DGM varia significativamente em função da

glandularidade, como observado na faixa de 46 a 48 mm da mama comprimida, onde a dose

varia mais de 100% ao se passar de 0 – 25% para 75 – 100% de tecido glandular. Outro fator

que deve ser considerado é a espessura, que ao se passar da faixa de 43 – 45 mm para

52 – 54 mm a DGM aumentou cerca de 30% para uma variação de aproximadamente 10 mm,

que pode parecer insignificante no momento do posicionamento da paciente.

74

6.4.1.2 DGM para o Posicionamento MLO

A tabela 19 apresenta 40 valores de DGM obtidas no serviço FUJI para o posicionamento

médio lateral oblíqua (MLO) com espessuras de mama comprimida entre 40 e

60 mm. Essas doses foram obtidas das mesmas pacientes do posicionamento CC.

Tabela 19 - DGM para o posicionamento MLO no serviço FUJI.

MG133 - Posicionamento MLO


1,55 2,07 1,86 1,98 1,88 1,73 2,92 2,26

2,07 0,42

2,11 1,90 1,36 1,63 2,02 2,00 1,48 1,70

3,24 1,74 2,13 2,84 1,68 1,88 2,17 2,48

2,04 1,89 2,65 1,99 2,43 2,46 2,22 1,68

1,86 2,49 2,18 1,76 2,00 1,63 2,75 1,96

O valor mínimo de DGM para esse posicionamento foi de 1,36 mGy, a média geral de

2,07 mGy e o máximo de 3,24 mGy. É valido destacar que a glandularidade foi o fator

preponderante na obtenção do valor máximo de dose, já que esta paciente apresentou um

valor intermediário de mama comprimida, como observado na tabela 20.

75

Tabela 20 – DGM em função da espessura e glandularidade para o posicionamento MLO do serviço MG133.

Faixa de Espessura

[mm] Glandularidade

nº de Pacientes

Média DGM por Glandularidade

Média DGM por Faixa de

Espessura

40 - 42

0 - 25% 0 -

1,36 25 - 50% 0 -

50 - 75% 1 1,36

75 - 100% 0 -

43 - 45

0 - 25% 0 -

1,89 25 - 50% 1 1,89

50 - 75% 0 -

75 - 100% 0 -

46 - 48

0 - 25% 4 2,00

2,00 25 - 50% 3 1,81

50 - 75% 3 1,78

75 - 100% 1 3,24

49 - 51

0 - 25% 3 1,84

1,85 25 - 50% 4 1,76

50 - 75% 3 1,97

75 - 100% 0 -

52 - 54

0 - 25% 2 2,00

2,20 25 - 50% 4 2,15

50 - 75% 2 2,51

75 - 100% 0 -

55 - 57

0 - 25% 0 -

2,02 25 - 50% 2 2,02

50 - 75% 1 2,02

75 - 100% 0 -

58 - 60

0 - 25% 1 2,43

2,53 25 - 50% 3 2,61

50 - 75% 2 2,47

75 - 100% 0 -

De acordo com os dados apresentados na tabela 20, percebeu-se que tanto o valor de

espessura quanto a glandularidade influenciaram na DGM. Isso pode ser visto na faixa de

espessura de 46 – 48 mm onde a dose variou mais de 50% da baixa para alta glandularidade.

E, a DGM aumentou 90% ao se passar da faixa 40 – 42 mm para 58 – 60 mm de mama

comprimida.

76

A distribuição de freqüências está representada na figura 46.

Figura 46 - Distribuição de freqüência para o posicionamento MLO do serviço MG133.

A média geral está localizada na faixa com maior freqüência, pois esta distribuição apresenta

comportamento normal, porém, não é totalmente simétrica devido à grande variação na

glandularidade como discutido anteriormente. Este fato pode ser observado na figura 47

aonde a mediana não coincide com a média.

Figura 47 - Box Plot para o posicionamento MLO do serviço MG133.

De acordo com o terceiro quartil, 75% dos valores de DGM estão abaixo de 2,24 mGy.

MG133 - FUJI

1.3 1.7 2.1 2.5 2.9 3.3

DGM para MLO [mGy]

77

6.4.2 Dose Glandular Média para o serviço MG186-KODAK

A DGM foi determinada para os dois posicionamentos mais comuns em um exame de

rastreamento em mamografia, craniocaudal (CC) e médio lateral oblíqua (MLO).

6.4.2.1 DGM para o Posicionamento CC

A tabela 21 apresenta 36 valores de DGM obtidos no serviço KODAK para o posicionamento

craniocaudal (CC) com espessuras de mama comprimida entre 40 e 60 mm.

Tabela 21 - DGM para o posicionamento CC no serviço KODAK.

MG186 - Posicionamento CC


2,48 2,15 3,00 2,39 2,92 1,96

2,53 0,48

2,66 2,16 2,33 2,21 2,38 2,24

3,11 2,59 2,63 2,14 2,74 1,83

2,51 2,55 2,18 1,65 2,68 3,68

2,33 3,31 2,17 3,71 2,15 2,46

3,37 2,36 2,75 2,13 3,05 2,26

O valor da média geral da DGM para o posicionamento CC do serviço KODAK foi de

2,53 mGy e a distribuição de freqüências está representada na figura 48.

78

Figura 48 - Distribuição de freqüência para o posicionamento CC do serviço MG186.

Neste caso a média não está no intervalo de maior freqüência, o que também sugere uma

assimetria, como se observa na figura 49.

Figura 49 - Box Plot para o posicionamento CC do serviço MG186.

O intervalo interquartil possui 50% das amostras, que neste caso está compreendido entre

2,18 a 2,75 mGy.

MG186 - KODAK

1.6 2 2.4 2.8 3.2 3.6 4

DGM para CC [mGy]

79

Novamente um fator que favorece a assimetria da distribuição de freqüências é a variação da

glandularidade apresentada pelas pacientes do presente trabalho, como mostrado na tabela 22.

Tabela 22 - DGM em função da espessura e glandularidade para o posicionamento CC do serviço MG186.

Faixa de Espessura

[mm] Glandularidade

nº de Pacientes

Média DGM por

glandularidade

Média DGM por faixa de espessura

40 - 42

0 - 25% 3 1,98

2,02 25 - 50% 1 2,16 50 - 75% 0 -

75 - 100% 0 -

43 - 45

0 - 25% 0 -

2,30 25 - 50% 8 2,30 50 - 75% 0 -

75 - 100% 0 -

46 - 48

0 - 25% 1 1,83

2,52 25 - 50% 6 2,39 50 - 75% 2 2,74

75 - 100% 2 3,02

49 - 51

0 - 25% 2 2,34

2,70 25 - 50% 1 2,63 50 - 75% 0 -

75 - 100% 2 3,08

52 - 54

0 - 25% 1 2,66

2,98 25 - 50% 0 - 50 - 75% 1 3,31

75 - 100% 0 -

55 - 57

0 - 25% 4 2,64

2,79 25 - 50% 1 3,37 50 - 75% 0 -

75 - 100% 0 -

58 - 60

0 - 25% 1 3,68

3,68 25 - 50% 0 - 50 - 75% 0 -

75 - 100% 0 -

Para a faixa de espessura de 46 – 48 mm a dose aumentou 65% da baixa para a alta

glandularidade. Com relação à espessura houve um aumento da DGM de aproximadamente

80% da faixa de 40 – 42 mm para a faixa de 58 – 60 mm.

80

6.4.2.2 DGM para o Posicionamento MLO

A tabela 23 apresenta 36 valores de DGM obtidas no serviço KODAK para o posicionamento

médio lateral oblíqua (MLO) com espessuras de mama comprimida entre 40 e

60 mm. Essas doses foram obtidas das mesmas pacientes do posicionamento CC.

Tabela 23 - DGM para o posicionamento MLO no serviço KODAK.

MG186 - Posicionamento MLO


3,15 2,36 3,25 2,36 3,77 2,34

2,85 0,63

4,15 3,04 2,09 2,96 3,01 2,00

2,34 3,08 3,43 2,77 2,81 2,46

2,13 3,68 1,98 1,93 2,99 4,00

2,75 2,58 2,61 3,17 2,33 2,61

4,47 3,25 2,86 2,03 2,81 3,06

A média geral de DGM para o posicionamento MLO do serviço KODAK foi de 2,85 mGy e a

distribuição de freqüência está representada na figura 50.

Figura 50 - Distribuição de freqüência para o posicionamento MLO do serviço MG186.

81

O valor da média se encontra no intervalo com maior freqüência, porém, entre todas as

distribuições apresentadas anteriormente, essa é a que apresenta uma distribuição atípica

quando comparada a um comportamento normal. Reitera-se que a glandularidade pode ser um

fator que influenciou no presente resultado, porém, não se deve descartar que dependendo do

posicionamento da fotocélula do controle automático de exposição do mamógrafo o valor da

DGM pode sofrer uma variação significativa já que neste posicionamento existe a presença do

músculo peitoral em uma grande porção da imagem.

A figura 51 mostra que a média não coincide com a mediana.

MG186 - KODAK

1.9 2.4 2.9 3.4 3.9 4.4 4.9

DGM para MLO [mGy]

Figura 51 - Box Plot para o posicionamento MLO do serviço MG186.

O intervalo interquartil possui 50% das amostras, que neste caso está compreendido entre

2,35 a 3,16 mGy. Outro fator a ser considerado é que, como a distribuição é atípica o intervalo

entre o terceiro e quarto quartil é maior que os demais.

A tabela 24 apresenta o valor de DGM em função da glandularidade e espessura de mama

comprimida.

82

Tabela 24 - DGM em função da espessura e glandularidade para o posicionamento MLO do serviço MG186.

Faixa de Espessura

[mm] Glandularidade

nº de Pacientes

Média DGM por

glandularidade

Média DGM por faixa de espessura

40 - 42

0 - 25% 2 1,98

2,10 25 - 50% 2 2,22 50 - 75% 0 -

75 - 100% 0 -

43 - 45

0 - 25% 2 2,23

2,47 25 - 50% 2 2,31 50 - 75% 1 3,15

75 - 100% 2 2,55

46 - 48

0 - 25% 1 1,98

2,75 25 - 50% 3 3,06 50 - 75% 1 2,58

75 - 100% 0 -

49 - 51

0 - 25% 0 -

2,80 25 - 50% 3 2,67 50 - 75% 0 -

75 - 100% 1 3,17

52 - 54

0 - 25% 1 2,86

3,03 25 - 50% 2 3,12 50 - 75% 1 3,25

75 - 100% 1 2,81

55 - 57

0 - 25% 2 2,73

2,91 25 - 50% 4 3,00 50 - 75% 0 -

75 - 100% 0 -

58 - 60

0 - 25% 4 3,73

3,87 25 - 50% 1 4,47 50 - 75% 0 -

75 - 100% 0 -

Neste caso em algumas faixas de espessura a dose não aumentou com a variação da menor

para a maior glandularidade, fato este que pode ser explicado pelo posicionamento da

fotocélula que é responsável pelo controle automático de exposição. Ou seja, caso a fotocélula

esteja posicionada sob o músculo peitoral a dose, em média, será maior, pois o aparelho

produz mais fótons de raios X para compensar os que foram atenuados por este tecido.

Portanto, para cada paciente faz-se necessária a verificação da posição da fotocélula a fim de

se obter um melhor resultado.

83

Ainda na tabela 24 observou se que em média a dose aumentou em torno de 80% ao se passar

da faixa de espessura de 40 – 42 mm para 58 – 60 mm. O mesmo comportamento foi

observado para os dois serviços que fizeram parte desta pesquisa e também para os valores

apresentados na literatura [39,41].

6.4.3 Comparação com a literatura

A partir dos dados de DGM obtidos nos serviços MG133 (FUJI) e MG186 (KODAK) foi feita

uma comparação com valores apresentados na literatura.

6.4.3.1 Serviço MG133 (FUJI)

A tabela 25 apresenta os valores de DGM obtidos no serviço FUJI para o posicionamento CC

e os calculados com PMMA. Apresenta ainda, os valores determinados por protocolos

internacionais e pelo Reino Unido.

Tabela 25 – Comparação de DGM do serviço FUJI com a literatura.

Faixa de Espessura [mm]

Paciente CC DGM [mGy]

PMMA1 DGM [mGy]

limite Aceitável2

DGM [mGy]

NHSBSP3 para espessura

média de 50 mm

40 – 42 - 1,25 1,76

1,60

43 – 45 1,55 1,36 1,92 46 – 48 1,82 1,50 2,10 49 - 51 1,89 1,65 2,29 52 - 54 2,04 1,84 2,51 55 - 57 - 2,04 2,73 58 - 60 - 2,27 2,98

Média geral 1,82 1,70 2,33

1 - DGM determinada no próprio serviço com PMMA de 20 a 70 mm. 2 - DGM calculada com base nos valores de limite aceitável apresentados no protocolo espanhol [39] utilizando PMMA. 3 - Média de DGM determinada para o posicionamento CC de pacientes que foram submetidas a mamografia com sistema CR da FUJI [40]

A média geral para o posicionamento CC do serviço FUJI, onde a espessura variou de 40 a

60 mm, foi de 1,82 ± 0,07 mGy, ficando abaixo do limite aceitável para a mesma variação de

espessura que é de 2,33 mGy. Se comparado à média obtida no próprio serviço com PMMA

84

que foi de 1,70 mGy, os valores ficaram muito próximos, com uma diferença mínima de 3% e

máxima de 11% ao se considerar a incerteza da medição. Já para o NHSBSP [40], o serviço

MG133 apresentou uma variação de 10 a 20% em relação à sua média que foi de 1,60 mGy.

Tais variações podem ser decorrentes da glandularidade média das pacientes avaliadas.

A determinação de DGM para o posicionamento MLO também foi realizada pelo NHSBSP

[40] que apresentou um valor médio de 2,24 mGy para uma espessura média de 55 mm.

Quando comparado com o obtido no serviço M133 (2,07 ± 0,07 mGy) a redução ficou entre 4

e 10% quando levado em conta a incerteza da medição.

6.4.3.2 Serviço MG186 (KODAK)

A tabela 26 apresenta os valores de DGM obtidos no serviço KODAK para os

posicionamentos CC e MLO e também os calculados com PMMA. Além disso, apresenta os

valores determinados por protocolos internacionais e pelo Reino Unido.

Tabela 26 - Comparação de DGM do serviço KODAK com a literatura.

Faixa de Espessura

[mm]

Paciente CC DGM [mGy]

Paciente MLO DGM

[mGy]

PMMA1 DGM [mGy]

NHSBSP2 DGM [mGy]

Limite Aceitável3 DGM

[mGy]

40 - 42 2,02 2,10 1,37 1,18 1,76 43 - 45 2,30 2,47 1,46 1,29 1,92 46 - 48 2,52 2,75 1,56 1,41 2,10 49 - 51 2,70 2,80 1,66 1,53 2,29 52 - 54 2,98 3,03 1,76 1,66 2,51 55 - 57 2,79 2,91 1,88 1,80 2,73 58 - 60 3,68 3,87 1,99 1,94 2,98

Média geral 2,53 2,85 1,67 1,54 2,33 1 - DGM determinada no próprio serviço com PMMA de 20 a 70 mm. 2 - Média de DGM determinada com PMMA de 20 a 70 mm para o sistema CR da KODAK pelo Reino Unido [41] 3 - DGM calculada com base nos valores de limite aceitável apresentados no protocolo espanhol [39] utilizando PMMA.

Para os posicionamentos CC e MLO, já considerando as incertezas, os valores de dose

aumentaram de 50 a 85% em relação à média da DGM obtida no próprio serviço com

simuladores de PMMA que foi de 1,67 mGy.

85

Ao se comparar com o valor médio obtido pelo NHSBSP (1,54 mGy) [41] o posicionamento

CC apresentou um aumento de aproximadamente 80% e o MLO 90%. E ao se comparar com

a média do limite aceitável nos protocolos internacionais (2,33 mGy) [39] para espessura de

40 a 60 mm, os posicionamentos CC e MLO apresentaram aumento de 20 a 30%.

Dessa forma, todos os limites determinados com PMMA ficaram abaixo para os dois

posicionamentos, subestimando a dose entregue às pacientes.

86

7 CONCLUSÃO

Esse trabalho possibilitou a determinação da qualidade da imagem clínica e dose glandular

média (DGM) para pacientes submetidas à mamografia com sistema de processamento digital

(CR) de fabricantes distintos, levando-se em conta fatores clínicos como posicionamento,

espessura da mama comprimida e glandularidade.

A fim de garantir as mínimas condições de qualidade do sistema, previamente foram

realizados testes de desempenho dos mamógrafos/CR, onde foram avaliados alguns

parâmetros como resposta do detector, ruído da imagem, uniformidade da resposta do

detector, resolução espacial, razão sinal-ruído (SNR) e razão contraste-ruído (CNR). Neste

caso, tanto para o sistema CR FUJI quanto KODAK os resultados encontrados foram

satisfatórios ao se comparar com padrões estabelecidos em protocolos internacionais de

controle de qualidade para mamografia digital.

Antes de se determinar a DGM foi necessário avaliar a qualidade de imagem clínica de acordo

com critérios de posicionamento e exposição, como reprodução nítida do músculo peitoral e

tecido glandular, ausência de dobras, visualização do contorno da pele, entre outros. Os

resultados indicaram que ambos os serviços apresentaram em média, para o posicionamento

craniocaudal (CC), 90% de conformidade, e para o posicionamento médio lateral oblíqua

(MLO), 94% de conformidade.

A média das DGM obtidas para o serviço MG133 (FUJI) foi de 1,82 mGy e 2,07 mGy para os

posicionamentos CC e MLO, respectivamente. Enquanto que para o serviço MG186

(KODAK) as médias foram de 2,53 mGy e 2,85 mGy para os posicionamentos CC e MLO,

respectivamente. A incerteza da medição para todos os valores foi de ± 3,72% e esses valores

foram obtidos para um grupo de pacientes de 40 a 65 anos com mamas comprimidas de 20 a

60 mm. O fato da dose média para o posicionamento MLO ser aproximadamente 15%

superior ao posicionamento CC para ambos os serviços pode ser explicado pela presença do

músculo peitoral em uma grande porção da imagem.

Comparado à literatura o serviço FUJI apresentou uma DGM 14% maior e para o serviço

KODAK o aumento foi de 50 a 85%. Essas diferenças podem ser explicadas pelo fato de que

a glandularidade interfere significativamente no valor da dose, pois em alguns casos

87

apresentados para a mesma espessura, a dose aumentou mais de 100% em função da alta

glandularidade.

Portanto, considerando os fatores espessura e glandularidade, o serviço FUJI apresentou uma

faixa de dose para o posicionamento CC de 1,33 a 3,40 mGy e para o posicionamento MLO

de 1,36 a 3,24 mGy. Já para o serviço KODAK foi de 1,65 a 3,71 mGy e 1,93 a 4,47 mGy

para os posicionamentos CC e MLO respectivamente. Para todos os casos houve uma

variação de mais de 100% no valor de DGM.

Comparando os resultados obtidos nesta pesquisa com os valores de DGM dos protocolos

internacionais de controle de qualidade que utilizam PMMA como mama equivalente,

pode-se concluir que para baixa espessura a dose é superestimada, já que 20 mm de PMMA

equivalem a uma mama de 21 mm com uma glandularidade de 97%. E para mamas de alta

espessura a dose pode estar sendo subestimada, pois 70 mm de PMMA equivalem a mama de

90 mm de espessura com apenas 4% de glandularidade.

88

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NHSBSP Equipment Report 0706, May 2007.

92

ANEXO 1

Data do Exame:

mAs:

mAs:

mAs:

mAs:

2- Ângulo inframamário visualizado

3- Reprodução nítida do tecido glandular cranio-lateral (Prolongamento axilar)

Glandularidade: Glandularidade:

MLO:

5- Perfil completo do mamilo, mais claro sobreposto ao tecido mamário e/ou indicados pelo marcador

Idade:

kV:

kV:

kV:

3- Reprodução nítida do tecido mamário medial

4- Reprodução nítida de tecido glandular lateral

CC:

11- Reprodução nítida da estrutura da pele ao longo do músculo peitoral (Roseta dos poros)

Relacionado à posição


Relacionado à posição


1- Músculo peitoral no ângulo correto

6- Sem presença de dobras

7- Simetria das Imagens da mama esquerda e direita

8- Visualização do contorno da pele (quase sem)

9- Reprodução das estruturas vasculares vistas através do parênquima mais denso

5- Sem presença de dobras

6- Simetria das Imagens da mama esquerda e direita

7- Visualização do contorno da pele (quase sem)

1- Reprodução nítida do músculo peitoral na margem da imagem2- Reprodução nítida do tecido adiposo retroglandular

10- Reprodução nítida de todos os vasos e tecidos fibrosos e da margem do músculo peitoral

8- Reprodução das estruturas vasculares vistas através do parênquima mais denso

9- Reprodução nítida de todos os vasos e tecidos fibrosos e da margem do músculo peitoral

10- Reprodução nítida da estrutura da pele ao longo do músculo peitoral (Roseta dos poros)

4- Reprodução nítida do tecido adiposo retroglandular

Força de Compressão:

Anodo/Filtro:

Anodo/Filtro:

Anodo/Filtro:

Anodo/Filtro:

kV:

Posicionamento: Espessura da mama comprimida:

Modo Exposição:


Modo Exposição:



Modo Exposição:


Espessura da mama comprimida:

Modo Exposição:

Dados da Paciente

Nº Paciente:


Obs:

Posicionamento:

comissão nacional de energia nuclear centro de ... · figura 25 - posicionamento das placas de...

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