mini curso - dose em pacientes em radiografia digital

8/14/2019 Mini Curso - Dose em Pacientes em Radiografia Digital

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Dose em pacientes em radiografia digital

Alessandro Martins da Costa

Universidade de So PauloFaculdade de Filosofia, Cincias e Letras de Ribeiro Preto

Departamento de Fsica e Matemtica

1 de maro de 2010


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Produo de raios X

Raios X so produzidos quando eltrons altamenteenergticos interagem com a matria e h converso deenergia cintica em radiao eletromagntica

Um dispositivo que realiza esta tarefa consiste em: uma fonte de eltrons um caminho (vcuo) para a acelerao dos eltrons uma fonte de energia externa para acelerar os eltrons


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Espectro de bremsstrahlung

Os eltrons do catodo movem-se para o anodo aceleradospela diferena de potencial eltrico entre estes eletrodos

A energia cintica adquirida por um eltron proporcional diferena de potencial entre o anodo e o catodo

as energias dos eltrons acelerados por diferenas depotencial de 20 e 100 kVp so 20 e 100 keV,respectivamente


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Espectro de bremsstrahlung(continuao)

No impacto com o alvo, a energia cintica dos eltrons convertida em outras formas de energia

A maioria das interaes produzem calor O aquecimento limita o nmero de raios X que podem ser

produzidos em um determinado tempo sem destruir o alvo Ocasionalmente um eltron chega perto de um ncleo no

eletrodo alvo Foras coulombianas atraem e desaceleram o eltron Um fton de raios X com energia igual energia cintica

perdida pelo eltron produzido


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Eficincia de produo de raios X

Os principais fatores que afetam a eficincia de produode raios X incluem o nmero atmico do material do alvo ea energia cintica dos eltrons

Perdas radiativasPerdas colisionais

= ECZ820.000


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Eficincia de produo de raios X (continuao)

Para eltrons de 100 keV colidindo com tungstnio(Z = 74), a razo aproximada entre perdas radiativas ecolisionais 0,9%

Mais de 99% da energia incidente gera calor Para eltrons de 6 MeV, a razo aproximada entre perdas

radiativas e colisionais 54% O excesso de calor menos problemtico em energias

maiores


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Espectro de raios X caractersticos

Energias de ligao so nicas para um dado elemento, eassim so as suas diferenas

Os raios X emitidos tm energias discretas que so

caractersticas desse elemento Os raios X caractersticos predominantes na faixa de

energia de radiodiagnstico resultam de vacncias nacamadas K, que so preenchidas por eltrons vindos dascamadas L, M e N


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Espectro de raios X caractersticos (continuao)

A camada da captura do eltron designa a transio doraio X caracterstico

Um subscrito ou indica se a transio a partir de

uma camada adjacente () ou no adjacente () Dentro de cada camada (com exceo da camada K), h

sub camadas discretas de energia, o que resulta nadiviso fina da energia dos raios X caractersticos


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Espectro de raios X caractersticos (continuao)

Raios X caractersticos que no os gerados por transiespara a camada K so irrelevantes no radiodiagnstico,porque eles so quase inteiramente atenuados pela janelado tubo de raios X ou pela filtrao adicional

Raios X caractersticos da camada K so emitidos apenasquando os eltrons que colidem com o alvo tm umaenergia cintica que excede a energia de ligao de umeltron da camada K

Interaes entre raios X de bremsstrahlunge eltrons por

meio do efeito fotoeltrico tambm contribuem para aproduo de raios X caractersticos


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Tubos de raios X

Componentes principais: Catodo

Anodo Rotor/Estator Invlucro de vidro (ou metal) Alojamento do tubo


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C di d t i


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Condies de operao tpicas

Para radiodiagnstico, a tenso de pico varia de 20 a150 kVp

As correntes no tubo (a taxa de fluxo de eltrons docatodo para o anodo) esto na faixa de:

1-5 mA para fluoroscopia contnua 100-1000 mA para radiografia de projeo (com tempo de

exposio curto, muitas vezes inferior a 100 ms)

A kVp, mA e o tempo de exposio so os trs principaisparmetros selecionveis no painel de controle do geradorde raios X

C t d


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Catodo

O catodo constitudo por um filamento helicoidal detungstnio rodeado por um focalizador

O circuito do filamento fornece uma tenso de at cercade 10 V para o filamento, produzindo uma corrente de atcerca de 7 A

A resistncia eltrica aquece o filamento e libera eltrons Eltrons liberados a partir do filamento fluem atravs do

tubo (vcuo) para o anodo positivo quando uma voltagem

aplicada ao anodo em relao ao catodo


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Focalizador


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Focalizador

Rodeia o filamento e determina a largura do feixe deeltrons

Um focalizador isolado pode ser polarizado com uma

tenso mais negativa (cerca de 100 V menos) que ofilamento Cria um campo eltrico mais estreito ao redor do filamento Reduz a divergncia do feixe de eltrons Resulta em uma largura pequena do ponto focal


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Corrente no filamento


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Corrente no filamento

A corrente no filamento determina a temperatura dofilamento e, assim, a taxa de emisso termoinica deeltrons

Quando nenhuma voltagem aplicada entre o catodo e oanodo, uma nuvem eletrnica (carga espacial) criada em

torno do filamento A aplicao de alta tenso no anodo com relao ao

catodo acelera os eltrons em direo ao anodo e produzum corrente no tubo

Pequenas mudanas na corrente no filamento podemproduzir relativamente grandes mudanas na corrente notubo


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Anodo


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Anodo

O anodo um eletrodo alvo metlico que mantido a umadiferena de potencial positiva em relao ao catodo

O tungstnio o material mais usado para o anodo devido

ao seu alto ponto de fuso (3422

C) e alto nmeroatmico (Z = 74) O anodo de tungstnio pode lidar com substancial

deposio de calor deposio sem rachaduras ou poros nasua superfcie

Configuraes do anodo


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Configuraes do anodo

O tipo mais simples de tubo de raios X tem um anodoestacionrio (fixo) Consiste de uma placa fina de tungstnio incorporada em

um bloco de cobre

O cobre carrega o tungstnio e remove eficientemente ocalor do alvo Uma pequena rea do alvo limita a taxa de dissipao de

calor, limitando o valor mximo da corrente no tubo e,portanto, o fluxo de raios X

Utilizado em unidades de raios X odontolgicos eaparelhos de raios X portteis


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Anodos giratrios


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Anodos giratrios

Anodos giratrios so utilizados para a maioria dasaplicaes de raios X diagnsticos

Maior capacidade de armazenamento de calor e

consequentemente maior capacidade de rendimento dotubo de raios X Os eltrons transmitem energia para um alvo

continuamente girando, espalhando a energia trmicasobre uma rea e massa grande


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Rotor e estator


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O rotor constitudo de barras de cobre dispostas emtorno de um ncleo de ferro cilndrico

Electroms ao redor do rotor fora do tubo de raios Xcompem o estator

Uma corrente alternada atravessa os enrolamentos doestator, causando o giro do rotor

As velocidades de rotao so de 3.000-3.600 (baixavelocidade) ou 9.000-10.000 (alta velocidade) rotaes por

minuto (rpm)


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ngulo do anodo


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g

O ngulo do anodo definido como o ngulo da superfciedo alvo em relao ao raio central no campo de raios X

ngulos do anodo em tubos de raios X diagnstico variamde 7-20, ngulos de 12-15 so mais comuns

Tamanho do ponto focal


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p

O tamanho real do ponto focal a rea sobre o anodo que atingida pelos eltrons

Determinado principalmente pelo comprimento do

filamento do catodo e pela largura do focalizador O tamanho efetivo do ponto focal o comprimento e

largura do ponto focal projetados abaixo do raio central nocampo de raios X

Tamanho do ponto focal


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A largura efetiva do ponto focal igual a largura real doponto focal

O comprimento efetivo do ponto focal igual o

comprimento real do ponto focalsen Esta reduo do tamanho do ponto focal, visualizado

abaixo do raio central, chamado de princpio do focolinear


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Efeito andico


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O efeito andico refere-se a uma reduo da intensidadedo feixes de raios X na direo do lado do anodo nocampo de raios X

Para um determinado tamanho de campo, o efeito andico

menos proeminente com uma distncia fonte-imagemmaior O tubo de raios X melhor posicionado com o catodo

sobre as partes mais espessas do paciente para equilibraros ftons de raios X transmitidos incidentes sobre o

receptor de imagem


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Alojamento do tubo


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O alojamento carrega, isola e protege o tubo de raios X leo no alojamento fornece conduo de calor e

isolamento eltrico Uma blindagem de chumbo dentro do alojamento atenua

os raios X que so emitidos em todas as direes


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Filtrao


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Em radiodiagnstico, filtros adicionais atenuam raios X debaixa energia do espectro que no tm praticamentenenhuma chance de penetrar no paciente e atingir odetector de raios X

A dose no paciente reduzida O alumnio o material mais comumente adicionado como

filtro Normas requerem filtrao mnima (por exemplo,

2,5 mm Al para mquinas projetadas para funcionar empotenciais acima de 70 kVp)

Compensadores


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Compensadores so filtros adicionais com uma formadestinada a alterar o padro espacial da intensidade deraios X incidente sobre o paciente, de modo a

proporcionar uma maior uniformidade na exposio dodetector aos raios X

So colocados externamente ao sistema de colimao

Colimadores


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Os colimadores ajustam o tamanho e a forma do campode raios X

Obturadores de chumbo paralelo-opostos ajustveisdefinem o campo de raios X

Colimadores positivos automaticamente limitam o campopara o tamanho da rea til do detector


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Gerador de raios X


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Fornece a corrente para aquecer o filamento do catodo Fornece a voltagem para acelerar os eltrons no tubo Controle automtico de exposio Fonte de energia


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As caractersticas do gerador tm uma forte influncia na

gerao da imagem radiogrfica A tenso no tubo (kV) contribui para a quantidade de

radiao que chega ao receptor de imagem A corrente no tubo (mA) igual ao nmero de eltrons que

fluem da catodo para o anodo por unidade de tempo O tempo de exposio (s) deve ser o mais curto possvel

para eliminar borramentos na imagem devido aomovimento do paciente

A quantidade de raios X aproximadamente proporcional

ao produto kV2 mAs


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O valor da voltagem de pico influencia o poder depenetrao do feixe

Tem de ser relacionado questo mdica Que estrutura anatmica est sendo investigada?

Que nvel de contraste necessrio? Para um exame de trax: 140150 kV apropriada paravisibilizar a estrutura do pulmo

Somente 65 kV necessria para ver a estrutura ssea

Forma de onda


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Geradores convencionais monofsico 1-pulso (odontolgicos e portteis) monofsico 2-pulsos (retificao de onda completa) trifsico 6-pulsos trifsico 12-pulsos

Geradores de potencial constante Geradores de alta frequncia inversor

Monofsico 2-pulsos (retificao de onda completa)


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Trifsico 6-pulsos


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Inversor de alta-frequncia


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O ripple, r, de um gerador tem de ser o menor possvel

%r =kVmax kVmin 100


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%rkVmax

100

Controle Automtico de Exposio


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Otimizao de parmetros tcnicos a fim de evitarrepeties de exames (kV, mA)

Detector de radiao atrs (ou na frente) do cassete (coma devida correo)

A exposio terminada quando a dose necessria integrada

Compensao para a kV para uma dada espessura Compensao para espessura para uma dada kV


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Potncia nominal


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Descreve a energia por unidade de tempo que pode serfornecida (gerador) ou recebida (tubo)

A potncia nominal em kW a potncia mdia que podeser entregue pela corrente mxima no tubo em 100 kV e

0,1 s de tempo de exposio

Potncia=100 kV Imax para uma exposio de 0,1 s

A escolha do nmero de pulsos


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1 pulso: potncia baixa (


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A Heat Unit (HU) utilizada para expressar a deposiode energia e a sua dissipao no anodo de um tubo deraios X

Energia (HU)=kVmA s

Subestima a deposio de energia para geradores

trifsicos, de alta frequncia ou potencial constante Um fator multiplicativo entre 1,35 e 1,40 compensa esta

diferena Para fluoroscopia

HU/s=kVmA

Carta de exposio nominal


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Utilizada para determinar os limites operacionais de umtubo de raios X para exposies nicas ou mltiplas e oarmazenamento de calor permitido no anodo e no

alojamento do tubo especfica para um tubo de raios X e no deve ser

utilizada para outros tubos

Carta de exposio nica


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Fornece informao sobre as combinaes permitidas dekV, mA e tempo de exposio para um particular tubo de

raios X, tamanho de ponto focal, velocidade de rotao doanodo e tipo de gerador

Ponto focal de 0,3 mm, 10 kW, 3000 rpm


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Utilizao das cartas


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Encontre a interseco do requerido kV e tempo deexposio

Determine a correspondente mA. Esta a mA mximapermitida pelo ponto focal do tubo

Compare a mA desejada com a mxima permitida. Se aexposio desejada maior, a exposio no permitida

Para grficos da mA em funo do tempo com vrioscurvas de kV, as regras so as mesmas

Carta de aquecimento/resfriamento do anodo Mostra a capacidade de armazenamento de calor restante


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no anodo em funo do tempo de resfriamento A capacidade de armazenamento de calor mxima o

maior valor no eixo y do grfico Aps uma srie de exposies, o total de calor acumulado

no anodo calculado como a soma dos HUs incidentespor exposio

Se for preciso esperar antes de reutilizar o tubo, a fim deevitar danos no anodo, a carta de resfriamento especificaquanto tempo de espera

O mesmo grfico mostra o calor que corresponde s

curvas de entrada contnua de calor resultante de umaoperao de fluoroscopia til para determinar a quantidade de calor acumulada no

anodo aps uma determinada quantidade de tempofluoroscopia


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Carta de resfriamento do alojamento do tubo


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O calor gerado no anodo eventualmente transferido parao alojamento do tubo

O grfico utilizado da mesma forma como o grfico de

resfriamento do anodo A capacidade de armazenamento de calor do alojamento

do tubo normalmente superior do anodo


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Radiografia de projeo


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refere-se aquisio de uma imagem bidimensional daanatomia tridimensional do paciente

imagem de transmisso conceitualmente diferente daimagem de emisso e da imagem de reflexo


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Sistema tela-filme


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Telas intensificadoras


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o filme por si s pode ser utilizado para detectar os raios X relativamente insensveis muita energia necessria para produzir um filme exposto

adequadamente

telas intensificadoras so utilizadas para reduzir a dose no

paciente as telas so feitas de uma material cintilador chamado de

fsforo os raios X interagem no fsforo; luz visvel ou UV emitida

deteco indireta

Materiais


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em boa parte do sculo 20, o tungstato de clcio (CaWO4)

foi o mais comumente utilizado no incio dos anos 1970 foram introduzidos os fsforos de

terras raras oxissulfeto de gadolnio (Gd2O2S)

oxibrometo de lantnio (LaOBr) e tantalato de trio (YTaO4) eficincia de converso intrnseca (frao da energia

absorvida que emitida como luz visvel ou UV) maior quea do tungstato de clcio (CaWO4) utilizado no passado

o iodeto de csio (CsI) utilizado em fluoroscopia eradiografia digital; sensvel umidade e frgil para o usoem radiografia tela-filme


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Espessura do fsforo


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usualmente expressa como espessura de massa (produtoda espessura pela densidade) do fsforo, excluindo oaglutinante

para radiografia geral so utilizadas duas telas, cada telatendo uma espessura de aproximadamente 60 mg/cm2

para mamografia utilizada uma nica tela deaproximadamente 35 mg/cm2

Funes da tela


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a tela tem duas funo: absorver os raios X incidentes emitir luz visvel (ou UV) que expe o filme

a eficincia de converso definida como a frao da

energia absorvida que emitida como luz a do CaWO4 aproximadamente 5% a do Gd2O2S:Tb aproximadamente 15%

nem todos os ftons emitidos alcanam o filme

Eficincia de deteco quntica


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frao do ftons de raios X incidentes que interagem coma tela intensificadora

modo mais fcil para aumentar a EDQ fazer a tela maisgrossa


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Efeitos da espessura


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Resoluo


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a resoluo espacial na ausncia da tela intensificadora quase perfeita ento por qu ela utilizada?

para reduzir a dose no paciente reduz-se os requisitos de rendimento do sistema de raios X reduz-se os requisitos de geradores de raios X mais

potentes e de capacidade de aquecimento do tubo alta tempos de exposio menores artefatos devido ao

movimento so reduzidos a exposio dos trabalhadores aos raios X espalhados

tambm reduzida

Caractersticas do filme: composio e funo


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o filme no exposto consiste de uma ou duas camadas deemulso sobre uma folha flexvel feita de Mylar

a emulso consiste de gros de haleto de prata (AgBr eAgI) em uma base de gelatina

a emulso de um filme no exposto contm a imagemlatente

processamento reduo qumica do haleto de prata emgros de prata metlica


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Densidade ptica


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o filme de raios X um registro negativo um aumento

na exposio luz (ou raios X) torna o filme revelado maisescuro o grau de escurecimento de um filme quantificado pela

densidade ptica (DO), medida com um densitmetro

a transmitncia e a DO so definidas como:T =

I

I0

DO= log T = log 1

T= log

I0I

Exemplos de densidade ptica


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T DO Comentrio1,0000 0 filme perfeitamente transparente (no existe)0,7760 0,11 filme no exposto (base+vu)0,1000 1 cinza mdio

0,0100 2 escuro0,0010 3 muito escuro0,00025 3,6 DO mxima utilizada em radiografia mdica

Curva Hurter & Driffield


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Contraste


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inclinao da curva H & D: regies de maior inclinao tm maior contraste regies de inclinao reduzida tm menor contraste

um nico nmero, que define o contraste total de um dadotipo de filme radiogrfico, o gradiente mdio


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Gradiente mdio


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DO1 = 0,25+ base + fog DO2 = 2,0 + base+ fog

Gradiente mdio =DO2

DO1

log E2 log E1 o gradiente mdio para filmes radiogrficos varia de 2,5 a

3,5

Velocidade


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Latitude


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Sistema tela-filme


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a emulso do filme deve ser sensvel aos comprimentosde onda da luz emitida pela tela

o tungstato de clcio emite luz azul

tela de terras raras emitem luz verde telas e filmes so normalmente adquiridos como um

conjunto

Lei de reciprocidade


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Radiao espalhada


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Grade anti-espalhamento


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Outros parmetros da grade


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distncia focal inclinao das fendas frequncia da grade nmero de barras por unidade de

comprimento fator de grade razo da exposio de entrada no

paciente quando a grade utilizada pela exposio deentrada sem a grade na qual se obtm a mesmadensidade no filme (depende da kVp e da espessura dopaciente)

Artefatos causados pelas grades


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Processamento do filme filme tecnologia do sculo 19 inovao quando os raios X foram descobertos em 1895


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nos primrdios da radiografia a base do filme era umaplaca de vidro e as telas intensificadoras no eramutilizadas

com o incio da Primeira Guerra Mundial em 1914, ofornecimento de placas de vidro pela Blgica parou,

enquanto a demanda por radiografias mdicas desoldados feridos aumentou

foi desenvolvido um filme com base de nitrato de celulosee emulso simples que era utilizado com uma nica tela

intensificadora por volta de 1918 foi desenvolvido um filme com emulso

dupla que era utilizado em um cassete com duas telasintensificadoras

Processamento do filme

it t d l l lt t i fl l f i


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o nitrato de celulose era altamente inflamvel e foisubstitudo pelo triacetato de celulose menos inflamvel

nos anos 1960 o polister foi introduzido e tornou-se abase padro dos filmes na indstria

o processamento do filme era realizado manualmente,

utilizando um sistema de tanques qumicos a primeira processadora automtica foi introduzida em

1956 (tinha mais de 3 m de comprimento, pesavaaproximadamente 640 kg e produzia uma radiografia seca

em 6 min)

Emulso do filme


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95% AgBr 5% AgI ligaes inicas rede cristalina cbica defeitos introduzidos pelo AgS

propriedades pticas na regio do centro de sensibilidade essencialmente um deslocamento de carga positivapara a superfcie do cristal


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Imagem latente

eltrons fracamente ligados nos haletos de prata podem


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g p p

absorver a energia dos ftons os eltrons livres podem entrar em contato com os centros

de sensibilidade positivos e apenas alguns tomos no groso sensibilizados:

Ag+ + e Ag

um filme exposto mas ainda no processado possui aimagem latente

a imagem latente no visvel mas est codificada naemulso do filme

Processamento

os cristais de haleto de prata que no foram expostos na


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os cristais de haleto de prata que no foram expostos na

emulso so inertes aos efeitos do revelador qumico os tomos de prata metlica expostos agem como um

catalisador para a reduo dos ons de prata restantes emum gro de prata metlica

cada gro escurecido contribui um pouco para adensidade ptica total

reas mais escuras do filme tm uma maior concentraode gros (por mm2)

o tamanho de um gro de 1 a 5 m

Processamento

soluo reveladora tem a propriedade de transformar


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soluo reveladora tem a propriedade de transformar

todos os gros de brometo de prata em prata metlica esse processo ocorre com velocidade muito maior em

gros que j possuem alguns tomos sensibilizados soluo fixadora interrompe a revelao quando todos

os gros sensibilizados previamente j foram revelados eremove os gros de AgBr no revelados que no contm aimagem latente

banho de gua remove a soluo fixadora

secagem


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Processadora


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processadoras automticas de filmes devem produzir umdesempenho consistente

a processadora controla a concentrao e a temperaturados qumicos

o tempo que a emulso gasta em cada um dos banhosqumicos regulado pelo comprimento do caminho dofilme atravs de cada tanque, que governado pelaprofundidade do tanque e pela velocidade do filme


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Controle de qualidade da processadora


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devido natureza qumica e o enorme grau deamplificao que o processamento produz, asprocessadoras so tipicamente os instrumentos menosprecisos na gerao de uma imagem diagnstica

controle de qualidade em um Servio de Radiodiagnstico a processadora a primeira linha de defesa

sensitmetro e densitmetro


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Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais

caracterstica de qualquer dispositivo de radiografia


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digital que o estgio de deteco de raios X, oarmazenamento final da informao digital, e os meiospara a exibio da imagem so componentes fisicamentefisicamente

Para o campo da comunicao de imagens mdicas, osprotocolos no padro DICOM foram estabelecidos

No entanto, devido ao rpido desenvolvimento de novastecnologias e mtodos, a compatibilidade e conectividadede sistemas de diferentes fabricantes ainda um grande

desafio



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Sistemas com fsforos de armazenamento usam umaplaca fsforo de armazenamento para gravar a imagem daexposio aos raios X como informao latente

Os sistemas so baseados em cassetes, ento osequipamentos de raios X existentes podem ser usados

sem modificaes No entanto, os parmetros de exposio no pode ser

automaticamente armazenados em conjunto com osdados da imagem



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O flat-panel detector a evoluo mais recente A deteco dos raios X e leitura da imagem realizada em

uma etapa Uma montagem integrada composto por um conversor de

raios X e a eletrnica de leitura uma caracterstica

comum a estes detectores Equipamentos de raios X com detectores flat-panel so

capazes de armazenar parmetros de exposio,juntamente com os dados da imagem

Os fundamentos e as vantagens de sistemas digitais Uma das vantagens da digitalizao da informao da

imagem a aplicao de processamento de imagem paramelhorar a visualizao

Como conseqncia destas capacidades de


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processamento, j no h uma correlao estreita entre obrilho (ou escurecimento) da imagem e da exposio

Uma funo disponvel em todas as estaes de trabalho o uso de janelas, o que permite a especificao de um

subconjunto de toda a gama de valores de pixels paramostrar Todas as informaes da imagem fora do intervalo de

janela no mais visvel O centro da janela e largura so normalmente transferidos

como parte do cabealho DICOM de uma imagem Uma janela de configurao incorreta pode tambm ser

interpretado erroneamente como uma sub ousuperexposio



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Um dispositivo de exibio de imagem com umdesempenho insatisfatrio pode comprometer a qualidadedos dados adquiridos

O usurio deve ter informaes completas no que dizrespeito a um conjunto mnimo de requisitos para o

dispositivo de exibio de imagem, quer atravs deespecificao de parmetros fsicos importantes ou porreferncia a modelos especficos de dispositivos deexibio de imagem

Fatores que afetam a dose


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Radiografia convencional energia do feixe e filtrao; colimao; grades;

tamanho do paciente; combinaes tela-filme e condies de processamento



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Radiografia digital CR (Computed Radiography) mesmos fatores que

afetam a dose em radiografia convencional

DR (Direct Radiography)


A imagem mdica est sendo transformadosignificativamente com a transio do analgico baseado

fil t i di it i


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em filmes paras as tcnicas digitais As informaes de diagnstico fornecidas pelos modernos

detectores digitais podem ser iguais ou superiores sfornecidas pelos sistemas tela-filme convencionais, comdoses comparveis nos pacientes

Imagens digitais tem vantagens tcnicas prticas emcomparao com tcnicas de filme, por exemplo, amplagama de contraste dinmico, a funcionalidade deps-processamento, opes de visualizao da mltiplas

imagens, transferncia eletrnica e as possibilidades dearquivamento


Com sistemas digitais, uma exposio excessiva pode

i t ti lid d d i


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ocorrer sem um impacto negativo na qualidade da imagem Uma superexposio pode no ser reconhecida pelo

radiologista ou pelo tcnico Na radiografia convencional, a exposio excessiva produz

um filme escuro e exposio inadequada produz umfilme de claro, ambos com contraste reduzido Em sistemas digitais, o brilho da imagem pode ser

ajustado no ps-processamento independente do nvel deexposio


Na radiologia digital, uma dose mais elevada no pacientepor imagem geralmente geralmente significa melhor

lid d d i


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qualidade de imagem Existe uma tendncia para utilizar doses mais elevadas no

paciente do que o necessrio, e isso deve ser evitado Diferentes procedimentos de imagens mdicas exigem

diferentes nveis de qualidade de imagem Os critrios de qualidade deve ser estabelecido para todas

os procedimentos de imagens mdicas O objetivo evitar doses desnecessrias nos pacientes,

i.e., doses que no tm nenhum benefcio adicional para oefeito clnico pretendido

Fatores que afetam a dose A qualidade da imagem pode ser comprometida por nveis

inadequados de compresso de dados e/ou tcnicas deps-processamento

Isso depende da modalidade


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Isso depende da modalidade Os requisitos de compresso de dados e de

ps-processamento devem ser definidos pela modalidadee procedimento de imagens mdicas

Os dados no processados obtidos com a imagem digitaldevem estar disponveis para o usurio

Nveis de referncia de radiodiagnstico locais soferramentas teis para gerenciar doses em pacientes nosprocedimentos de imagens mdicas

Nveis de referncia para procedimentos de imagemmdica no-digital no so necessariamente aplicveisaos especficos e semelhantes procedimentos de imagemdigital


Parmetros de dose no paciente devem ser exibidos no


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Parmetros de dose no paciente devem ser exibidos noconsole do operador para auxiliar os tcnicos de radiologiae mdicos especialistas na gesto da dose

A formao bsica em gesto de qualidade de imagem e

dose em pacientes em radiologia digital necessria pararadiologistas, fsicos mdicos e tcnicos em radiologiaenvolvidos na utilizao de novas tcnicas


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Dosimetria de pacientes em radiodiagnstico

esperado um crescimento na radiologia mdica nospases em desenvolvimento onde ainda faltam instalaes

e servios de radiodiagnstico


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e servios de radiodiagnstico o Safety Series No. 115 (1996) pede que sejam

estabelecidos nveis de referncia devem ser derivados de dados obtidos em levantamentos

em grande escala e revisados com o desenvolvimento datecnologia e das tcnicas de radiodiagnstico so baseados nos valores do terceiro quartil para as

distribuies da grandeza especfica encontradas nolevantamento

no so limites regulamentados


as doses recebidas por um paciente so funo da

modalidade de imagem do equipamento dos fatores da


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modalidade de imagem, do equipamento, dos fatores datcnica utilizada, e, no caso da fluoroscopia, da habilidadedo operador em minimizar o tempo de fluoroscopia

objetivos da dosimetria determinar as grandezas dosimtricas para o

estabelecimento e o uso de nveis de referncia emradiodiagnstico

avaliao comparativa de risco de dano biolgico avaliao do desempenho do equipamento como parte de

um programa de controle de qualidade


doses tpicas nos rgos em radiografias tela-filme


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doses tpicas nos rgos em radiografias tela-filme,incluindo mamografia 120 mGy

tomografia computadorizada, fluoroscopia eprocedimentos intervencionistas 10100 mGy

valores muito abaixo dos requeridos para produzir efeitosdeterminsticos, mas podem resultar em efeitosestocsticos

Grandeza dosimtrica: Kerma um feixe de radiao indiretamente ionizante depositaenergia em um meio em um processo de dois estgios:

1. a energia transportada pelos partculas no carregadas convertida em energia cintica de partculas carregadas

2 partculas carregadas diretamente ionizantes depositami i it i i


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2. partculas carregadas diretamente ionizantes depositamsuas energias no meio por excitao e ionizao

kerma (K) um acrnimo para kinetic energy released inmatter

o quociente de dEtr

por dm, em que dEtr

a soma dasenergias cinticas iniciais de todas as partculascarregadas liberadas pelas partculas no carregadas emuma massa dmde material, ento

K =dEtr

dm

unidade: J/kg o nome especial para a unidade de kerma gray (Gy)

Grandezas dosimtricas de aplicao especfica o kerma no ar utilizado como base para todas grandezas

de aplicao especfica diretamente medidas

kerma no ar incidente Ki o kerma no ar para um feixe de raios X incidente medido


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kerma no ar incidente, o kerma no ar para um feixe de raios X incidente medidono eixo central do feixe na posio da superfcie dopaciente ou do objeto simulador

a radiao retro espalhada no includa unidade: J/kg (Gy)

kerma no ar na superfcie de entrada, Ke o kerma no ar medido no eixo central do feixe na posio

da superfcie do paciente ou do objeto simulador incluindoa radiao retro espalhada

unidade: J/kg (Gy) outros nomes: dose na superfcie de entrada, dose deentrada na pele

Grandezas dosimtricas de aplicao especfica rendimento do tubo de raios X, R

o quociente do kerma no ar a uma distncia especfica,d, do foco do tubo de raios X pelo produto corrente notubo-tempo de exposio

K (d)


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R(d) =K(d)

PIt

unidade: (J/kg)/C ou Gy/C ou Gy/(As) produto kerma no ar rea, P

KA integral do kerma no ar sobre a rea do feixe de raios X em

um plano perpendicular ao eixo do feixe

PKA = A K(x, y)dxdy unidade: (J/kg) m2 ou Gy m2

grandezas especficas para dosimetria em tomografiacomputadorizada

Grandezas relacionadas a efeitos estocsticos edeterminsticos dose no rgo

DT =T

mT dose glandular mdia DG


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dose glandular mdia, DG dose equivalente

HT = wRDT

unidade: J/kg ou sievert (Sv) dose efetiva

E=

T

wTHT

fatores de converso para avaliao de dose no rgo outecido

c=dose no rgo ou tecido

grandeza medida ou calculada


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Formalismo dosimtrico baseado em padres dekerma no ar o formalismo empregado para a determinao das

grandezas dosimtricas utilizadas em radiodiagnstico

K = (MQ0 M0)NK,Q0


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( )em que MQ0 a leitura do dosmetro sob as condies dereferncia utilizadas no laboratrio padro, M0 a leiturado dosmetro na ausncia do feixe sob as mesmascondies, e NK,Q

0

o coeficiente de calibrao dodosmetro em termos do kerma no ar obtido em umlaboratrio padro

NK,Q0 refere-se s condies de referncia utilizadas noslaboratrios padro e a razo entre o valor

convencionado verdadeiro da grandeza a ser medida e ovalor indicado pelo dosmetro K representa um termo genrico para qualquer uma das

grandezas dosimtricas de aplicao especfica aoradiodiagnstico

Condies de referncia

As condies de referncia representam um conjunto devalores (valores de referncia) das grandezas de influncia

para os quais o coeficiente de calibrao vlido sem


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p q correes adicionais.

Exemplos: qualidade do feixe, temperatura, presso eumidade relativa do ar ambiente, direo de incidncia da

radiao, etc. . . Como as condies de medio geralmente no

correspondem s condies de referncia utilizadas noslaboratrios padres, correes adicionais s condiesde referncia utilizadas no laboratrio para os efeitos das

grandezas de influncia so necessrias

Grandezas de influncia

Definidas como grandezas que no so o objeto da

medio, mas ainda assim podem ter uma influncia noresultado da medio


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, presultado da medio

Podem ser de natureza diferente ambientais, dodosmetro, do campo de radiao

Podem ter efeitos diferentes em tipos de dosmetrosdiferentes por exemplo dosmetros com detectoressemicondutores geralmente no so influenciados pormudanas na presso atmosfrica enquanto cmaras deionizao so.

Grandezas de influncia Durante a medio, tantas grandezas de influncia quanto

praticvel so mantidas sob controle Muitas grandezas de influncia no podem ser controladas

possvel corrigir para os efeitos destas grandezas deinfluncia aplicando-se fatores de correo


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p g p ginfluncia aplicando se fatores de correo Assumindo que as grandezas de influncia atuam

independentemente uma da outra:

K = (MQM0)NK,Q0 kiem que ki representa uma correo para o efeito dai-sima grandeza de influncia

Se M0 for desprezvelK = MQNK,Q0

ki

Correes para a densidade do ar

Cmaras de ionizao


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Cmaras de ionizao

kTP = 273,2 + T273,2 + T0

P0P

em que P0=101,3 kPa e T0=20C

Correes para a qualidade do feixe de radiao

Cmaras de ionizao, assumindo que as outras

grandezas de influncia so mantidas em seus valores dereferncia


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KQ = MQNK,Q0 kQ,Q0

kQ

,

Q0fornecido pelo laboratrio de calibrao ou N

K,

Qpara todas as qualidades Q medidas

kQ,Q0 =NK,Q

NK,Q0

Correes para a qualidade do feixe de radiao

KQ = MQNK,Q0 kQ,Q0

MQ


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KQ =MQRQ

em que RQ = (NK,Q0 kQ,Q0)1 a resposta do dosmetro para a

qualidade Q

RQ =MQKQ

kQ,Q0 =RQ0RQ

=MQ0/kQ0MQ/kQ

Outras correes

Algumas comuns a todos os mtodos de medio no linearidade de resposta posicionamento do detector


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no linearidade de resposta, posicionamento do detector,no homogeneidade do campo, tamanho do campo

Outras so especficas da tcnica empregada cmaras de ionizao

recombinao, efeitos de

polaridade, corrente de fuga TL fator de correo individual, desvanecimento trmico

do sinal

Anlise de incerteza

Na dosimetria em radiodiagnstico a incerteza associadacom a medio muitas vezes expressa em termos daexatido e da preciso

A preciso especifica o grau de concordncia entre osl d d di i d


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resultados de medies sucessivas de um mesmomensurando efetuadas sob as mesmas condies demedio

O termo preciso no deve ser utilizado como exatido A exatido especifica o grau de concordncia entre o

resultado de uma medio e um valor verdadeiro domensurando

Os resultados de uma medio no podem serabsolutamente exatos e a inexatido de um resultado demedio caracterizado como a sua incerteza

Anlise de incerteza

A incerteza de medio um parmetro que descreve adisperso dos valores medidos de uma grandeza; avaliada por mtodos estatsticos (tipo A) ou por outrosmtodos (tipo B); no tem sinal conhecido e assume-senormalmente que simtrica


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O erro de medio a diferena entre o resultado de umamedio e o valor verdadeiro do mensurando; tem umvalor numrico e um sinal

O erro deve ser entendido como uma quantidade noconhecida exatamente e os conceitos de erro e incertezadevem ser cuidadosamente distinguidos

O erro deve ser estimado da melhor maneira possvel e

correes devem ser feitas Aps a aplicao de todas as correes, o valor esperado

para o erro deve ser zero e a nica quantidade deinteresse deve ser a incerteza

Incerteza padro tipo A, uA

Valor mdio:

x=1N

Ni=1

xi

Desvio padro:


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x =

1

N 1N

i=1(xi x)2

12

Desvio padro do valor mdio:

x =1Nx

uA = x

obtida por anlise estatstica de repetidas medies e, emprincpio, pode ser reduzida aumentando-se o nmero demedies

Incerteza padro tipo B, uB

No pode ser estimada por repetidas medies incluiinfluncias no processo de medio, aplicao de fatores

de correo ou dados fsicos obtidos da literatura Julgamento cientfico baseando se em todas as


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Julgamento cientfico, baseando-se em todas asinformaes sobre a possvel variabilidade da grandeza

Muitas vezes assume-se que a incerteza padro tipo B

tem um distribuio de probabilidades, tal como umadistribuio normal. retangular ou triangular Pode ser derivada estimando-se o limite superior e inferior

para a grandeza (simtrico) e uma frao deste limite tomado como uB. A frao escolhida de acordo com a

distribuio assumida

Incerteza combinada e incerteza expandida

A incerteza combinada uC associada a uma grandeza asoma quadrtica de uA e uB

uC = (u2A + u

2B)

1

2


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Assume-se que a incerteza combinada tem umadistribuio normal e multiplicada por um fator deabrangncia k, para obter-se uma incerteza expandida

U= kuC O resultado da medio de uma grandeza qualquer Q

ento expresso por QU A incerteza expandida U com um fator de abrangncia

k= 2, correspondente a uma probabilidade deabrangncia de 95%, frequentemente utilizado pararepresentar a incerteza geral

Propagao de incertezas: um exemplo prtico

KQ = MQNK,Q0 kif ( )


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y = f(x1, x2, x3, . . .)

u(y)

= f

x12

u

2

(x1) + f

x22

u

2

(x2) + f

x32

u

2

(x3) + . . .

12

u(KQ)

KQ

2=

u(MQ)

MQ

2+

u(NK,QO)

NK,QO

2+

i

u(ki)

ki

2 12

Expresso da incerteza e resultados

Arredondamento de nmeros 1 243 1 24


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1,243 1,24 3,458 3,46 2,745 2,74

Incerteza 0,00546 0,005 0,0235 0,024


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Dosimetria de raios X medies indiretas

Com a CR, no h nenhuma ligao fsica entre o receptorde imagem e o sistemas gerador de raios X

Assim, no h possibilidade de capturar os fatores de

tcnica utilizados para um determinado pacientediretamente para o PACSOs mais importantes fabricantes de sistemas de CR tm


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Os mais importantes fabricantes de sistemas de CR tmtentado, para compensar esta dificuldade, a verificao dosfatores de tcnica introduzindo alguns ndices de exposiorelacionados com a luz emitida pelas placas de fsforodurante o processo de digitalizao

O termo ndice de exposio refere-se dose absorvida naplaca fsforo

Aps a leitura da imagem com o sistema laser ohistograma dos sinais computado e o ndice de

exposio determinado com base nos valores dos pixelsusando uma relao logartmica

Este parmetro armazenado no cabealho DICOM dasimagens

medies indiretas

Os fabricantes oferecem os ndices de exposio como umsalvaguarda contra doses altas, mas a base para osvalores recomendados no clara.

Alm disso, os ndices de exposio no esto diretamenterelacionados com a dose no paciente

Note-se que o ndice de exposio uma ferramenta quefornece indiretamente informaes sobre a dose no


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paciente mas no um substituto para a dose de entradana pele (ou kerma no ar na superfcie de entrada) ou parao produto dose rea (ou produto kerma no ar rea)

Presentemente, um esforo para padronizar estes ndicesde exposio foi iniciado pela International ElectrotechnicalCommission e pela American Association of Physicists inMedicine mas a aplicao prtica ainda vai exigir vriosanos

possvel estabelecer um mtodo indireto para calcular osvalores de kerma no ar na superfcie de entrada empacientes submetidos a exames diagnsticos em sistemasde raios X com CR com base no ndice de exposioextrado do cabealho DICOM das imagens

Avaliao da dose de entrada na pele

cmara de ionizao e eletrmetro, trena exames e condies de exposio: kVp, mAs, filtrao

adicional, tamanho do campo, ponto focal e distncia

foco-filme medies com a cmara de ionizao


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determinao da CSR clculo

Ke= KiBB o fator de retroespalhamento na gua para ageometria e qualidade da radiao

as doses equivalentes ou as doses efetivas so

determinadas a partir da dose de entrada na pele comparam-se os valores obtidos com os nveis de

referncia apresentados no regulamento nacional

Fator de retroespalhamento

razo entre o kerma no ar medido na superfcie de umobjeto simulador (gua) e o kerma no ar medido nomesmo ponto sem o objeto simulador

fator pelo qual o Ki aumenta devido radiao retroespalhada pelo objeto simulador


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espalhada pelo objeto simulador uma funo do tamanho do campo e da qualidade da

radiao tabulados sugere-se que B para campos retangulares (de

comprimento L e largura W) seja obtido para campoquadrado equivalente de lado Lequiv dado por:

Lequiv =

2LW

(L + W)

mini curso - dose em pacientes em radiografia digital

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