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Revista Brasileira de Física Médica (2009) - Volume 2, Número 1, p.1 Editorial Prezados Membros da Comunidade Brasileira de Física Médica, É com enorme satisfação que comunico a volta das atividades da Revista Brasileira de Física Médica (RBFM), uma publicação editada pela Associação Brasileira de Física Médica (ABFM). Depois de um período de ausência, a RBFM retorna neste mês de março com a publicação do volume 2, número 1, reunindo seis artigos científicos originais e duas comunicações técnicas. Como principal meta nessa nova fase, pretendemos garantir a periodicidade e qualidade dos trabalhos publicados, buscando sua indexação nas bases de dados tradicionais e consolidando definitivamente a RBFM junto à comunidade científica. Para tanto, a Revista terá a colaboração de novos Editores Associados nas áreas tradicionais de diagnóstico e terapia com radiações ionizantes e não- ionizantes, novas modalidades de diagnóstico e terapia, além de ensino e instrumentação em Física Médica. O Conselho Editorial também deve ter a colaboração de novos Membros auxiliando no cumprimento dos prazos estabelecidos para o processo de análise e revisão dos trabalhos submetidos à Revista. A participação efetiva de toda a comunidade de Física Médica é fundamental para alcançarmos o sucesso desejado à RBFM. Nesse sentido, todas as sugestões e contribuições que nos forem enviadas para melhorar e aperfeiçoar a estrutura de funcionamento da Revista serão muito bem-vindas. Gostaria de aproveitar a oportunidade para agradecer ao Presidente da ABFM, Paulo Costa, pela confiança, responsabilidade e autonomia depositadas em mim para a condução dos trabalhos da RBFM e também aos antigos Editores e Colaboradores que auxiliaram na idealização e criação da RBFM. Em especial, à Laura Natal, Editora Chefe responsável pela coordenação de todos os trabalhos de criação da Revista e sua atual estrutura de funcionamento, bem como, pela publicação do seu primeiro número. Estaremos empenhados em conduzir as atividades da RBFM com o mesmo entusiasmo e sucesso. Finalmente, conclamo a todos membros da comunidade de Física Médica que submetam seus trabalhos para publicação à RBFM. O sucesso de Revista depende de todos nós! Saudações, Marcelo Freitas Editor Chefe 2009 © Associação Brasileira de Física Médica

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Revista Brasileira de Física Médica (2009) - Volume 2, Número 1, p.1

Editorial Prezados Membros da Comunidade Brasileira de Física Médica,

É com enorme satisfação que comunico a volta das atividades da Revista Brasileira de Física

Médica (RBFM), uma publicação editada pela Associação Brasileira de Física Médica (ABFM). Depois de

um período de ausência, a RBFM retorna neste mês de março com a publicação do volume 2, número 1,

reunindo seis artigos científicos originais e duas comunicações técnicas.

Como principal meta nessa nova fase, pretendemos garantir a periodicidade e qualidade dos

trabalhos publicados, buscando sua indexação nas bases de dados tradicionais e consolidando

definitivamente a RBFM junto à comunidade científica. Para tanto, a Revista terá a colaboração de novos

Editores Associados nas áreas tradicionais de diagnóstico e terapia com radiações ionizantes e não-

ionizantes, novas modalidades de diagnóstico e terapia, além de ensino e instrumentação em Física

Médica. O Conselho Editorial também deve ter a colaboração de novos Membros auxiliando no

cumprimento dos prazos estabelecidos para o processo de análise e revisão dos trabalhos submetidos à

Revista.

A participação efetiva de toda a comunidade de Física Médica é fundamental para alcançarmos o

sucesso desejado à RBFM. Nesse sentido, todas as sugestões e contribuições que nos forem enviadas

para melhorar e aperfeiçoar a estrutura de funcionamento da Revista serão muito bem-vindas.

Gostaria de aproveitar a oportunidade para agradecer ao Presidente da ABFM, Paulo Costa, pela

confiança, responsabilidade e autonomia depositadas em mim para a condução dos trabalhos da RBFM e

também aos antigos Editores e Colaboradores que auxiliaram na idealização e criação da RBFM. Em

especial, à Laura Natal, Editora Chefe responsável pela coordenação de todos os trabalhos de criação da

Revista e sua atual estrutura de funcionamento, bem como, pela publicação do seu primeiro número.

Estaremos empenhados em conduzir as atividades da RBFM com o mesmo entusiasmo e sucesso.

Finalmente, conclamo a todos membros da comunidade de Física Médica que submetam seus

trabalhos para publicação à RBFM. O sucesso de Revista depende de todos nós!

Saudações,

Marcelo Freitas Editor Chefe

2009 © Associação Brasileira de Física Médica

Revista Brasileira de Física Médica (2009) - Volume 2, Número 1, p.2-5

Artigo Original

CONTROLE DA EXPOSIÇÃO OCUPACIONAL ÀS RADIAÇÕES IONIZANTES NOS SERVIÇOS DE HEMODINÂMICA

SEGUNDO PORTARIA 453 E AMERICAM COLLEGE OF CARDIOLOGY

C. C. Gronchi1,2, L. Furnari3, S. G. P. Cecatti1,2 , L. L. Campos2

1FUNDACENTRO/MTE - Rua Capote Valente, 710, 05049-002, São Paulo, SP/Brasil

2IPEN/CNEN, Av. Prof. Lineu Prestes, 2242, 05505-000, São Paulo, SP/Brasil 3Hospital S. Joaquim Real e Benemérita Soc.Portuguesa de Beneficência, Rua Maestro Cardim, 769,

01323-010, São Paulo, SP/Brasil Recebido em 15 de outubro de 2004; aceito em 10 de março de 2005.

Resumo. O risco radiológico para a equipe médica em laboratórios de cateterismo cardíaco dos serviços de hemodinâmica é de grande preocupação para a proteção radiológica de um hospital. Este trabalho teve como objetivo verificar qualitativamente o controle da exposição ocupacional às radiações ionizantes adotadas nos Serviços de Hemodinâmica. Foi elaborado um questionário com base no documento consensual da American College of Cardiology e na diretriz estabelecida pela Portaria 453/98, e foi aplicado em dois hospitais de grande porte do município de São Paulo. O estudo constatou que esses serviços de hemodinâmica adotam a maioria das medidas de controle abordadas no questionário. Palavras chaves: proteção radiológica, radiação ionizante, hemodinâmica, cateterismo cardíaco, medidas de controle. Abstract. The radiological risk for the medical staff in cardiac catheterism laboratories is of great concern for the radiological protection of a hospital. This work aimed to verify the control of ionizing radiation occupational exposure adopted in the hemodynamic services. A checklist based on the consensual document of American College of Cardiology and the established Guideline in Brazil (Portaria 453/98) was elaborated, and applied for two large hospitals of São Paulo district. The study indicates that most of the control measurements are adopted by the hospitals in their hemodynamic services. Keywords: radiological protection, ionizing radiation, hemodynamic, cardiac catheterism, control measurements. 1. Introdução

No Brasil, o aumento do número de serviços de hemodinâmica desencadeou um incremento nos procedimentos cardíacos para fins diagnósticos e terapêuticos. O risco radiológico para a equipe médica em laboratórios de cateterismo cardíaco dos serviços de hemodinâmica é de grande preocupação para a proteção radiológica de um hospital. A exposição individual em cateterismo cardíaco é considerada mais alta quando comparada com a exposição ocupacional à radiação ionizante proveniente de outro tipo de procedimento radiológico e, a equipe médica que realiza este tipo de procedimento pode receber doses próximas aos limites anuais (ICRP, 1991).

Durante a técnica de cateterismo cardíaco, a fluoroscopia é utilizada para colocação de cateteres centrais e marcapassos temporários, e o seu uso prolongado aumenta o risco de exposição à radiação ionizante para o médico e seus assistentes (Geise and O’dea, 1999). Além disso, em parte da técnica de hemodinâmica utiliza-se a cine para gravação das imagens, que também

resulta em alta exposição individual para a equipe médica (NCRP, 1990).

Estudos internacionais mostram que a dose do médico é a mais alta entre os demais componentes da equipe, por ser esse o profissional que permanece mais próximo ao paciente e à fonte de raios-X por um longo período de tempo durante o procedimento (Padovani and Rodella, 2001; Kottou et al., 2001).

A magnitude da dose recebida pelo trabalhador depende de uma série de fatores, tais como o tipo e a idade do equipamento de raios-X, o tamanho do paciente, a disponibilidade de dispositivos de proteção e a distância do paciente adotada pelo médico durante o procedimento de hemodinâmica (Geise and O’dea, 1999).

O objetivo deste trabalho foi verificar qualitativamente as medidas de controle da exposição ocupacional às radiações ionizantes nos serviços de hemodinâmica. 2. Material e métodos

Um questionário contendo respostas binárias (sim/não), sobre medidas de controle da exposição ocupacional às radiações ionizantes adotadas nos

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Gronchi et al: Exposição Ocupacional às Radiações Ionizantes nos Serviços de Hemodinâmica 3

serviços de hemodinâmica, foi elaborado com base no documento consensual da American College of Cardiology (Limacher et al., 1998) e a Diretriz estabelecida pela Portaria 453/98 da Secretaria de Vigilância Sanitária do Ministério da Saúde (Brasil, 1998).

A aplicação deste questionário foi realizada nos serviços de hemodinâmica de dois hospitais de grande porte do município de São Paulo, designados neste estudo por hospital A e B. Os responsáveis pelas informações do hospital A foram o supervisor de proteção radiológica e um médico residente, e pelo hospital B foi o supervisor de proteção radiológica.

3. Resultados e discussão

A análise dos dados obtidos provenientes da

aplicação dos questionários nos hospitais A e B mostrou a ausência de praticamente as mesmas medidas de controle da exposição ocupacional às

radiações ionizantes em seus serviços de hemodinâmica, conforme especificadas a seguir: comprometimento da direção do hospital com o gerenciamento da segurança e a aplicação do ALARA; correlação da leitura dos dosímetros com o registro do tempo da fluoroscopia e da cine por procedimento hemodinâmico realizado; controle das doses mensais dos profissionais que executam atividades com radiação em mais de um estabelecimento; medidor de taxa de exposição sobre a mesa do paciente; filtros de cobres adicionais; medidor de dose no paciente; gravador de vídeo tape para exames repetidos, medidas de controle de caráter coletivo como cortina lateral de chumbo, e o monitoramento individual das mãos e cristalino. Na Tabela 1 são apresentadas as perguntas que constam no questionário e os dados obtidos dos hospitais A e B. Alguns itens do questionário contem respostas em branco que correspondem às questões não respondidas pelos responsáveis pelas informações.

Tabela 1 – Medidas de controle da exposição ocupacional às radiações ionizantes adotadas nos serviços de hemodinâmica dos hospitais A e B.

Questionário sobre Medidas de Controle da Exposição Ocupacional às Radiações Ionizantes adotadas no Serviço de Hemodinâmica

Identificação da Instituição: A B I – Responsabilidade da direção do hospital: Sim Não Sim Não

01 Existe um comprometimento do hospital com o gerenciamento da segurança e aplicação do ALARA?

X

II – Medidas de controle adotadas pela proteção radiológica do hospital

Sim Não Sim Não

02 Realiza implementação da garantia da qualidade? X X 03 Faz inspeção periódica e teste da unidade de raios-X? X X 04 Faz inspeção periódica das barreiras de chumbo? X X 05 Realiza levantamento radiométrico das barreiras de proteção? X X 06 Faz medição da radiação de fuga dos tubos de raios-X? X X 07 Em caso de resultados mensais de dose acima de 3/10 do limite anual, comunica à

autoridade sanitária local junto com o relatório das providências tomadas? X X

08 Faz assentamento e revisão das doses? X X 09 Faz a troca mensal dos dosímetros? X X 10 Correlaciona a leitura dos dosímetros com o registro do tempo da fluoroscopia e da cine

por cada exame? X X

11 Realiza treinamento para a equipe médica? X X 12 Realiza treinamento separado por ocupação especializada que compõem a equipe de

hemodinâmica? X X

13 Os treinamentos são realizados anualmente? X X 14 Faz controle das doses dos indivíduos que trabalham em mais de um serviço de

radiodiagnóstico? X X

III – Medidas de controle existentes nos laboratórios de cateterismo cardíaco: Sim Não Sim Não 15 Os comandos dos equipamentos de hemodinâmica ficam fora da sala de exames? X X 16 Tem sinalização luminosa vermelha quando o equipamento de raios-X está

funcionando? X X

17 Sistema de proteção que cessa a produção de raios-X quando alguém entra no laboratório durante o procedimento?

X X

IV - Medidas de controle existentes nos equipamentos de hemodinâmica: Sim Não Sim Não 18 Tem fluoroscopia progressiva pulsada? X X 19 Tem filtros adicionais de cobre? X X X 20 Tem sistema digital para cine? X X 21 Tem sistema de congelamento da última imagem? X X 22 Tem sistema de colimação do feixe primário? X X 23 Tem diafragma ajustável? X X 24 Tem medidor de dose no paciente? X X 25 Tem medidor de taxa de exposição sobre a mesa do paciente para certificar mudanças

nos picos de quilovoltagem e miliamperagem? X X X

26 Tem equipamentos de proteção coletiva como cortina ou saiote plumbífero na parte inferior e superior do equipamento?

X X

27 Tem gravador de vídeo tape para exames repetidos? X 28 Tem intensificador de imagem? X X

Questionário sobre Medidas de Controle da Exposição Ocupacional às Radiações Ionizantes adotadas no Serviço de Hemodinâmica

IV - Medidas de controle adotadas pelos médicos durante os procedimentos: Sim Não Sim Não 29 Procura minimizar a exposição paciente? X X 30 Limita o número e o comprimento da série (frames/s)? X X 31 Reduz o tempo da fluoroscopia? X X

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Gronchi et al: Exposição Ocupacional às Radiações Ionizantes nos Serviços de Hemodinâmica 4

32 Usa a colimação própria do feixe primário? X X 33 Utiliza a proteção coletiva apropriada do equipamento? X X X 34 Mantêm o corpo distante do feixe primário durante o procedimento? X X 35 Mantêm as mãos distantes do feixe primário durante o procedimento? X X 36 Mantêm a fonte distante do paciente tanto quanto praticável (> 50 cm)? X 37 Seleciona a quilovoltagem mais alta para obter o contraste necessário? 38 Tem conhecimento básico da física das radiações e segurança do uso apropriado do

equipamento? X X

V - Equipamentos de Proteção Individual Sim Não Sim Não 39 Usam Avental Plumbífero? X X 40 O avental cobre a parte da frente e das costas do usuário? X X X 41 O avental tem ajuste apropriado de maneira a minimizar aberturas dos braços, a cobrir o

torso inteiro até abaixo do joelho? X X

42 Usam protetor de tiróide? X X 43 Usam óculos plumbífero? X X 44 Usam luvas plumbífero? X X

VI - Sistema de Monitoramento Individual Sim Não Sim Não 45 Usam dosímetros? X X 46 Usa dosímetro na região do tronco sob o avental plumbífero? X X 47 Usa dosímetro na região do tronco sobre o avental plumbífero? X X 48 Usa dosímetro na região da cintura sob o avental plumbífero? X X 49 Usa dosímetro na região do colarinho sobre o avental plumbífero? X X 50 Usa dosímetro de extremidade (pulseira)? X X 51 Usa dosímetro de extremidade (anel)? X X 52 Usa dosímetro na região da testa? X X

VII - Treinamento Sim Não Sim Não Os tópicos relacionados abaixo são abordados durante os treinamentos:

53 Geração de raios-X? X X 54 Fluoroscopia, fluorografia e imagem digital? X X 55 Técnicas de fluoroscopia mais eficientes? X X 56 Conceitos de dosimetria? X X 57 Efeitos biológicos das radiações? X X 58 Proteção radiológica? X X 59 Legislação? X X

Mesmo sendo em minoria as respostas

negativas, é importante ressaltar que a falta de uma ou de um conjunto de medidas de controle da exposição à radiação ionizante pode acarretar num aumento da dose recebida pela equipe médica dos serviços de hemodinâmica.

A ausência do comprometimento da direção do hospital com o gerenciamento da segurança e a aplicação do ALARA pode implicar em falhas na promoção do desenvolvimento do sistema de proteção radiológica.

A correlação da leitura dos dosímetros com o registro do tempo da fluoroscopia e da cine por procedimento hemodinâmico pode auxiliar os supervisores na revisão das práticas adotadas pela equipe médica dos laboratórios de cateterismo cardíaco, a fim de manter a dose tão baixa quanto razoavelmente exeqüível.

Mesmo tendo sido implantado o uso da cortina lateral de chumbo nos equipamentos de hemodinâmica desses hospitais, segundo os supervisores de proteção radiológica, há uma certa resistência por parte de alguns médicos em utilizá-la, pois alegam que esta medida de proteção prejudica a realização dos procedimentos hemodinâmicos.

A falta de controle das doses mensais dos profissionais que executam atividades com radiação ionizante em mais de um estabelecimento não permite ter uma estimativa real da dose recebida pelos profissionais dos serviços de hemodinâmica, e estas podem estar ultrapassando os limites anuais.

De acordo com os supervisores de proteção radiológica, os médicos não utilizam luvas

plumbíferas, pois são mais grossas que as luvas cirúrgicas e podem comprometer a execução do procedimento hemodinâmico.

O sistema de monitoramento individual nestes hospitais é composto pelo uso de um único dosímetro posicionado no tronco sobre o avental de chumbo. Neste caso, somente a dose efetiva é estimada, e não dá uma informação real das doses de órgãos não protegidos como as mãos, a tireóide e os olhos, que provavelmente recebem doses altas. 4. Conclusão

O estudo verificou equilíbrio e similaridade nas respostas destes hospitais. A maioria das práticas e medidas de controle da exposição ocupacional às radiações ionizantes abordadas pelo questionário são adotadas pelos hospitais A e B, mas ainda existem questões importantes que não estão sendo atendidas por estes estabelecimentos, e outras que os supervisores de proteção radiológica encontram dificuldade em executá-las.

Agradecimentos

Os autores agradecem ao Conselho Nacional de Pesquisa e Desenvolvimento - CNPq pelo suporte financeiro. Referências Brasil (1998), Portaria 453, de 01 de junho de 1998. Estabelece

as diretrizes de proteção radiológica em radiodiagnóstico médico e odontológico, Diário Oficial [da] República Federativa do Brasil, Brasília, DF, p. 7-16, 02 de junho de 1998. Seção 1.

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Gronchi et al: Exposição Ocupacional às Radiações Ionizantes nos Serviços de Hemodinâmica 5

Geise A. R. and O’dea J. T. (1999), Radiation dose in interventional fluoroscopic procedures, Appl. Rad. and Isot. 50, p. 173 – 184.

International Commission Radiation Protection (1991), Recommendations of the International Commission on Radiological Protection. Oxford Pergamon Press, v. 60, 201 p.

Kottou S., Neofotistou V., Tsapaki V., Lobotessi H., Manetou A., Molfetas M.G. (2001), Personnel doses in haemodinamic units in Greece. Rad. Prot. Dosim. 94(1–2), p. 121-124.

Limacher M. C., Douglas S.P., Germano G., Laskey K. W., Lindsay D. B., Mcketty M., Moore E. M., Parky J. K., Prigent M. F., Walsh N. M. (1998), Radiation safety in practice of cardiology, J. Am. Coll. Cardiol., 31(4), p. 892 – 913.

National Council on Radiation Protection and Measurements (1990), Implementation of the principle of as low as reasonably achievable (ALARA) for medical and dental personnel. National Council on Radiation Protection and Measurements, NCRP Report nº 107.

Padovani R. and Rodella C. A. (2001), Staff dosimetry in interventional cardiology, Rad. Prot. Dosim., v. 94 (1-2), p. 99 - 103.

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Revista Brasileira de Física Médica (2009) - Volume 2, Número 1, p.6-10

Artigo Original

ANÁLISE DE ESTRUTURA ÓSSEA ATRAVÉS DE MICROTOMOGRAFIA COMPUTADORIZADA 3D

I. Lima1, R.T. Lopes1, L.F. Oliveira2, J.M. Alves3

1Laboratório de Instrumentação Nuclear - COPPE/UFRJ, Rio de Janeiro, RJ/Brasil

2Departamento de Física Aplicada e Termodinâmica – IF/UERJ, Rio de Janeiro, RJ/Brasil 3Escola de Engenharia de São Carlos, USP, São Carlos, SP/Brasil

Recebido em 17 de junho de 2005; aceito em 14 de outubro de 2005.

Resumo. Este trabalho apresenta uma análise da estrutura interna de amostras ósseas através da técnica de microtomografia computadorizada 3D (3D–μTC). A compreensão da estrutura óssea é particularmente importante quando relacionada ao diagnóstico de osteoporose, pois a mesma implica em uma deterioração da arquitetura do tecido ósseo com conseqüente aumento da fragilidade e susceptibilidade à fratura. Os ensaios foram realizados utilizando amostras ósseas de calcâneo humano e fêmur de rato Wistar, sendo que as microtomografias foram obtidas por meio de um sistema radiográfico, em tempo real, com um tubo de raios X microfocus. Com base nos princípios da estereologia, foram avaliados cinco parâmetros: a razão entre o volume de tecido ósseo e o volume total da amostra, o número de trabéculas existente na amostra, a razão entre a superfície óssea e o volume do osso, a espessura das trabéculas e a separação trabecular. As quantificações foram realizadas com o auxílio de um programa especialmente desenvolvido para este propósito no Laboratório de Instrumentação Nuclear (LIN) da COPPE - UFRJ. Este programa utiliza as reconstruções 3D como entrada e gera uma tabela de dados contendo as quantificações desejadas. Os resultados das quantificações dos parâmetros avaliados para a amostra de calcâneo humano são apresentados nas tabelas 1 e 2 e a sua visualização tridimensional está ilustrada na Figura 5. Para a amostra de fêmur de rato Wistar são apresentadas a reconstrução 2D e a visualização 3D nas Figuras 6 e 7, respectivamente. Os resultados obtidos mostram que a microtomografica 3D por raios X é uma técnica que pode ser potencialmente utilizada para análise de microestruturas ósseas. Palavras chaves: osteoporose, 3D–μTC, osso trabecular, quantificação óssea, visualização 3D. Abstract. This work shows the analysis of the internal structure of the bones samples through 3D micro tomography technique (3D–μTC). The comprehension of the bone structure is particularly important when related to osteoporosis diagnosis because this implies in a deterioration of the trabecular bone architecture, which increases the fragility and the possibility to have bone fractures. Two bone samples (human calcaneous and Wistar rat femur) were used, and the method was a radiographic system in real time with an X Ray microfocus tube. The quantifications parameters are based on stereological principles and they are five: a bone volume fraction, trabecular number, the ratio between surface and bone volume, the trabecular thickness and the trabecular separation. The quantifications were done with a program developed especially for this purpose in Nuclear Instrumentation Laboratory - COPPE/UFRJ. This program uses as input the 3D reconstructions images and generates a table with the quantifications. The results of the human calcaneous quantifications are presented in tables 1 and 2, and the 3D reconstructions are illustrated in Figure 5. The Figure 6 illustrate the 2D reconstructed image and the Figure 7 the 3D visualization respectively of the Wistar femur sample. The obtained results show that the 3D–μTC is a powerful technique that can be used to analyze bone microstructures. Keywords: osteoporosis, 3D–μTC, trabecular bone, bone quantification, 3D visualization. 1. Introdução

Osteoporose é uma doença do esqueleto caracterizada por baixa massa óssea e deterioração da arquitetura do tecido, com conseqüente aumento da fragilidade e susceptibilidade à fratura (Alves et al., 2000). A arquitetura trabecular é composta de placas ou bastões interconectados (microestrutura ou forma de distribuição do tecido no espaço), sendo um importante fator na ocorrência das fraturas devido

à osteoporose (Kanis, 1994). .Em idosos, observa-se uma maior fragmentação óssea, fazendo com que sua resistência mecânica também diminua. Esse decréscimo na resistência mecânica do osso é maior do que aquela esperada pela simples perda da densidade óssea, uma vez que a mesma é acompanhada por mudanças estruturais que também contribuem para a diminuição da resistência óssea. Em muitos países, observa-se que a incidência de fraturas nas mulheres é o dobro que em relação aos homens.

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Lima et al: Microtomografia Computadorizada 3D 7

Os equipamentos de raios X podem ser classificados de acordo com o diâmetro do foco do tubo de raios X. Em um sistema hospitalar convencional a largura é da ordem de décimos de milímetro, enquanto que em um sistema microfocus é da ordem de poucas dezenas de milímetro. O principal efeito causado pela extensão do foco é o surgimento de penumbra, responsável pela perda de resolução na imagem final. Logo, para examinar objetos com estruturas muito pequenas, como o osso trabecular, é necessário que o foco do tubo de raios X seja o menor possível, como no sistema microfocus (Rodrigues et al., 1995). Este sistema vem sendo utilizado em ensaios não evasivos, principalmente para avaliação de microestruturas (Lima, 2002). Uma outra vantagem do sistema microfocus é a possibilidade de obter magnificações maiores que as dos raios X convencionais, com um ganho efetivo de resolução espacial.

Através da técnica de microtomografia computadorizada por raios X em tempo real e de conceitos de estereologia (Feldkamp et al., 1989), realizou-se uma investigação da estrutura óssea em amostra de calcâneo humano e de fêmur de rato Wistar. 2. Material e métodos

O sistema tomográfico utilizado nesse estudo (Figura 1) é composto por três partes. A primeira parte consiste de um tubo de raios X microfocus de tamanho focal é de 60 μm (±5 %) cujas especificações são: janela de berílio com 0,5 mm de espessura, alvo cilíndrico de tungstênio, tensão de operação variando de 40 a 160kV, corrente elétrica com valores de 0,03 a 1,10 mA. A segunda é um sistema de manipulação com um centralizador acoplado a um servo motor (braço mecânico), que além de indicar a posição correta do corpo de prova, ainda o movimenta vertical, horizontal e longitudinalmente. A terceira é um sistema de detecção que possui um tubo intensificador de imagem (Thomson) com tela fluoroscópica, acoplado a uma câmara de vídeo tipo CCD.

Após a captura das imagens radiográficas, ocorrem três processos: reconstrução, quantificação dos parâmetros requeridos e visualização tridimensional.

Figura 1. Sistema tomográfico.

A quantificação dos parâmetros da arquitetura do osso trabecular pode ser realizada por técnicas destrutivas, como a histomorfometria convencional, ou não-destrutivas, como a ressonância magnética e a microtomografia por raios X (Oliveira et al., 2001).

Na quantificação histomorfométrica são utilizados cinco parâmetros para a caracterização das estruturas ósseas: a razão entre o volume do tecido ósseo e o volume total da amostra (BV/TV - %), o número de trabéculas ósseas por milímetro de tecido, sendo também um índice que expressa a densidade trabecular (TbN - 1/mm), a razão entre a medida da área superficial do osso e o seu volume (BS/BV - %), a espessura trabecular (TbTh - mm) e a separação trabecular (TbSp - mm).

A microtomografia pode ser considerada um método alternativo capaz de fornecer as informações volumétricas necessárias para a execução dessa quantificação, através de um processo não destrutivo da amostra óssea. Depois do processo de reconstrução, é possível realizar a quantificação em todos os tomogramas com o auxílio de um programa desenvolvido no LIN especialmente para essa finalidade. A Figura 2 mostra os passos utilizados pelo programa de quantificação e a Figura 3 a interface do mesmo. Tomogramas

Reconstruídos Processamento da Imagem

(Binarização)

Parâmetros Com

putacionais

Figura 2. Esquema representativo do processo de quantificação.

Figura 3. Interface do programa de quantificação juntamente com um exemplo de reconstrução de uma amostra de fêmur de rato Wistar.

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Lima et al: Microtomografia Computadorizada 3D 8

Para diferenciar o osso do restante do tecido, deve-se binarizar a imagem. Esse processo, mencionado na Figura 2, consiste na escolha de um valor limiar para os pixels (“threshold”), que será aplicado à imagem. Todos os pixels cujos valores forem maiores ou iguais aos do limiar serão convertidos em um valor denominado saturado. Em uma imagem digital com resolução de 8 bits, este valor saturado vale 255. De forma análoga, todos os pixels com valores inferiores aos do limiar serão convertidos em 0. O resultado é uma imagem em preto e branco, onde a fase branca corresponde ao tecido ósseo e a fase preta ao restante do tecido (não quantificado). Os parâmetros obtidos dependem muito dos valores de "threshold" utilizados nas imagens binarizadas (Figura 4).

Figura 4. Exemplo de uma imagem binarizada. 2.1. Quantificação 2D

É possível realizar quantificações 2D e/ou 3D. A bidimensional realiza as quantificações tomograma a tomograma, formando um conjunto de planos paralelos entre si através da tomografia 3D, com a utilização de feixe cônico.

Com os tomogramas binarizados faz-se uma relação com os parâmetros histomorfométricos, onde são utilizadas informações sobre pontos brancos e pretos da imagem, tal como está apresentado nas equações (1) e (2): BV/TV=Pp (1) TbN=Pl (2) Onde: Pp é a fração de pontos que se encontram dentro do osso; Pl é o número de interseções de linhas de teste com a interface entre tecido "mole" e osso, dividido pelo comprimento total de linhas de teste.

Nesse tipo de quantificação, a partir dos parâmetros primários Pp e Pl, os demais parâmetros podem ser obtidos seguindo-se as equações (1), (2), (3), (4) e (5) (Parfit et al., 1987). Portanto, não há informação individual de BV, BS e TV. TbTh = 2 / (BS/BV) (3) TbN = (BV/TV) / TbTh (4)

TbSp = (1/TbN) – TbTh (5) 2.2. Quantificação 3D

A segunda forma de cálculo (3D) é realizada através da representação do volume da microestrutura por voxels (ou pixels tridimensionais). O uso de modelos pré-configurados de voxels facilita o cálculo das áreas e dos volumes (Oliveira et al., 2003). Os parâmetros primários na quantificação 3D são BS, BV e TV. A superfície e o volume totais são contabilizados diretamente da microestrutura, somando-se as áreas e os volumes de cada modelo encontrado no volume de dados. A partir do valor da superfície total (BS), do volume total da fase de interesse (BV), e do volume total da amostra (TV - total de voxels do volume de dados) podem-se calcular os demais parâmetros seguindo as relações apresentadas nas equações anteriores.

Para a análise das estruturas ósseas foram feitas tomografias nas seguintes condições: a distância utilizada entre a fonte de raios X e a amostra foi de 147mm e de 978mm entre a amostra e o intensificador de imagem, o que corresponde a um fator de magnificação de 7,7. O valor de "threshold" utilizado foi de 92 (toda a escala é 255). Foram adquiridas 360 projeções obtidas a cada 20 de rotação da amostra. A reconstrução digital bidimensional das seções transversais do corpo de prova baseado no algoritmo criado por (Feldkamp et al., 1997). A primeira amostra foi retirada de calcâneo humano limpo e desidratado proveniente de um cadáver com idade desconhecida. A empresa OrthoLogic Corporation, após o uso em outros estudos (Alves, 1996), doou e aprovou a sua utilização em ensaios posteriores. A segunda foi doada pelo Instituto de Nutrição da UFRJ, e a utilização do fêmur de animal foi aprovada pela comissão de ética da referida Universidade. 3. Resultados e discussão

Para a amostra de calcâneo humano, os

resultados das quantificações são os apresentados nas Tabelas 1 e 2 e a visualização tridimensional na Figura 5.

Os resultados das quantificações através das técnicas 2D e 3D não apresentaram uma diferença estatisticamente significativa, quando aplicado o teste t com α=0,05, e possuem uma alta correlação r=0,9885. O método de quantificação 2D é baseado na contagem dos pixels brancos contidos na microestrutura e nas suas bordas, sendo aplicado a todas as seções. A segunda forma de cálculo, o método 3D, é realizada através da representação do volume da microestrutura por voxels. As análises baseadas na técnica 2D dependem muito das imagens escolhidas para a extração dos parâmetros, tornando o método problemático. Se a amostra possui uma

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microestrutura que não seja homogênea ao longo das seções, os resultados podem conduzir a uma falsa conclusão. Quando a histomorfometria é aplicada a uma amostra biológica real (não simulada ou pré-fabricada), observa-se uma grande variação dos valores dos parâmetros quantificados ao longo das seções. Basear-se numa média dos valores pode não ser a melhor solução. A tomografia tridimensional fornece toda a informação espacial necessária para que os parâmetros espaciais BV/TV e BS/BV sejam calculados diretamente do volume de dados, fazendo com que seus valores se ajustem melhor à morfologia da amostra. Este método difere do primeiro ao se ajustar melhor a morfologia da fase de interesse, representando melhor os contornos da superfície e, por conseguinte, do volume.

A qualidade da visualização está diretamente ligada ao processo de aquisição, pois a separação dos diversos objetos dentro da reconstrução depende da qualidade da radiação e da resolução do sistema. Tabela 1: Resultados das quantificações 2D obtidos para a amostra de calcâneo humano.

Parâmetros Unidades 2D

BV/TV (%) 9,0

BS/BV (mm2mm-3) 41,7

Tb.Th (mm) 0,048

Tb.N (mm-1) 1,9

Tb.Sp (mm) 0,5

Tabela 2: Resultados das quantificações 3D obtidos para a amostra de calcâneo humano.

Parâmetros Unidades 3D

TV (mm3) 2,26

BV (mm3) 16,5

BS (mm2) 335,1

BV/TV (%) 7,3

BS/BV (mm2mm-3) 20,3

Tb.Th (mm) 0,098

Tb.N (mm-1) 0,7

Tb.Sp (mm) 1,3

Figura 5. Visualização tridimensional da amostra de calcâneo humano.

Como pode ser visualizada nas Figuras 6 e 7, a estrutura óssea da cabeça do fêmur de rato Wistar é extremamente complexa e irregular em seu formato, sendo necessário um estudo cuidadoso da região a ser quantificada. Com isso, não houve uma quantificação eficaz. A escolha da região a ser quantificada se torna difícil, uma vez que há uma grande área com pontos pretos (não pertencentes à imagem), fornecendo uma falsa quantificação. Esse problema está sendo estudado e o programa de quantificação implementado para que seja possível a solução dessa questão. A reconstrução 2D e a visualização tridimensional dessa amostra mostram o poder de resolução da microtomografia computadorizada 3D para tal estrutura.

Figura 6. Visualização bidimensional da amostra de fêmur (cabeça) de rato Wistar, (a) região trabecular, (b) região da cortical, (c) cartilagem.

Figura 7. Visualização tridimensional da amostra de fêmur de rato Wistar. Região em destaque representa a cabeça femoral. 4. Conclusão

A histomorfometria digital apresentada é capaz de produzir os resultados desejados assim que a imagem tomográfica é introduzida no programa de quantificação. Esse último processo depende do nível de "threshold" utilizado pelo operador, o que sugere um estudo para verificar seu valor ótimo.

A 3D-μCT mostrou ser uma técnica muito eficaz para o estudo de estruturas complexas, como a avaliação dos ossos porosos (calcâneo humano e fêmur de rato Wistar). Isso é particularmente importante, pois esse tipo de análise é muito complicado uma vez que o diâmetro trabecular em ratos (≤ 100μm) é menor do que em humanos (≥120 μm). As visualizações 3D auxiliam no entendimento da morfologia das amostras analisadas, ajudando a obter

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Lima et al: Microtomografia Computadorizada 3D 10

informações sobre as conexões internas e a forma de ligação das trabéculas. Com isso é possível fazer o levantamento de toda a estrutura inspecionada e verificar características básicas, tais como espessura e volume trabecular ósseos, o que é especialmente relevante quando o interesse está voltado para o estudo de doenças que envolvem arquitetura óssea, tal como a osteoporose. Agradecimentos

Este trabalho foi parcialmente financiado pelo CNPq. Os autores gostariam de agradecer especialmente à professora Dra. Maria das Graças, do Instituto de Nutrição – CCS/UFRJ, pela doação da amostra de fêmur de rato Wistar. Referências Alves et al. (2000), Microtomografia 3D por Raios X para a

Caracterização de Osso Trabecular, Anais do CBEB, 2, p 1141-1145.

Alves JM.(1996), Caracterização de Tecido Ósseo por Ultra-Som para o Diagnóstico de Osteoporose. Tese de Doutorado, IFSC-USP, SP, Brasil, 250p.

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Revista Brasileira de Física Médica (2009) - Volume 2, Número 1, p.11-14

Artigo Original

FULL CHARACTERIZATION OF THE X-RAY SYSTEM IN ORDER TO EVALUATE PATIENT DOSE IN INTERVENTIONAL CARDIOLOGY

E. Cotelo1, G. Paolini2, P. Gigirey1, J. Zubillaga1, M. Wagner1, A. Duran3

1School for Medical Technology - Faculty of Medicine. Universidad de la República

Hospital Dr. Manuel Quintela. Av. Italia s/n, 11600, Montevideo, Uruguay 2School of Sciences - Universidad de la República. Igua 4225, 11400, Montevideo, Uruguay

3Cardiology Department - Hospital Dr. Manuel Quintela. Av. Italia s/n, 11600, Montevideo, Uruguay Recebido em 11 de maio de 2005; aceito em 22 de setembro de 2005.

Abstract. The purpose of the present paper is to evaluate interventional radiology x-ray system performance in order to analyze its influence on patient dose. Entrance air kerma rate in fluoroscopy modes and air kerma per image in cine modes were measured at the entrance of PMMA slabs (10 to 30 cm) in two interventional x-ray systems. Air kerma evaluation was performed in all image intensifiers (II) diameters and in all fluoroscopy and cine modes used in the clinical practice with an ionization chamber. High and low contrast resolution was evaluated for all PMMA thickness, II and modes, with two quality image tests (NEMA XR 21 and Leeds TOR-18FG). Significant differences were found in air kerma rate and air kerma per image in both x-ray systems for comparable II and modes. For example, for 24 cm PMMA thickness in fluoroscopic high dose mode, in one x-ray system delivers 0.49 mGy/s and the other one 1.87 mGy/s. However, differences in image quality were not significant. In the same conditions described above, Leeds test showed: 0.032 (low contrast) and 1.25 lpmm (spatial frequency). In addition, when phantom thickness increase, image quality decreases in x-ray systems, but in one of them, the difference is high. Results show that patient dose and image quality depend on the x-ray system characteristics. Due to this it is essential to perform a complete evaluation of the x-ray system in order to help interventional cardiologists (radiologists) to learn possibilities of dose reduction with no lose of image quality. Keywords: image quality, patient dose, interventional cardiology. 1. Introduction

The importance of fluoroscopy guided Interventional Radiology (IR) is well known. In some cases it is the only therapeutic possibility for the treatment of a disease. In others offers a therapeutic option in which associated risks or health care costs are reduced. IR enables evaluation of the patient´ pathology; guide its treatment and result. This has been increased the frequency, nature and complexity of IR. In turn, patient dose may also increase and cause radiation injuries as reported in many references (Vañó et al., 1998; Wagner et al., 2000).

The proceedings of the International Conference on the Radiological Protection of Patients (Malaga, March 2001) include a specific recommendation, with respect to interventional procedures: “to explore the possibility of establishing guidance (reference) levels” (GL) (IAEA, 1996). GL are a powerful tool for self assessment of performance because it enables radiology departments to compare their doses values and image information with those from other departments. (Vañó et al., 2001).

Patient dose depends on the experience of the radiologist or cardiologist, protocols followed, clinical complexity of the procedures and adequate

use of the various technical parameters of the x-ray system.

Since 2002, Chile, Spain, Italy, United Kingdom and Uruguay are developing an IAEA Project with the objective of exploring the possibility of obtaining GL in IR.

Due to the close relation between patient dose and image quality it is necessary to perform the full characterization of the x-ray system in order to obtain complete information on dose levels and high and low contrast resolution (Martin, 1997). Results improve the possibility of taking corrective actions to optimize IR practice.

This study provides an evaluation of the interventional radiology x-ray system performance in order to analyze its influence on patient dose. 2. Material and methods

The research was performed in 2003 in two IC centers of Uruguay (the university hospital and a private hospital). In the former (UH) the x-ray system is a Picker CV-PRO (installed in 1997) and in the PH is a Philips Integris BH 3000 Biplane Version 2 (installed in 1996). Operation modes of both x-ray units are summarized in Table 1.

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Table 1. Operation modes of the x-ray systems. 1Image intensifier, 2Pulsed rate per second, 3Low, Medium and High.

II diameters

(cm)1

Fluo modes2

(pr/s)

Cine modes

(frames/s)

Dose modes

Picker unit (UH)

14,18 and 21

3.5, 7, 15 and 20

15 and 30 L, M and H3

Philips unit (PH)

14,17 and 23

12.5 12.5 and 25

L, M and H

Dose (incident air kerma, Ki) rates

(fluoroscopy) and dose (Ki) per image (cine) were measured at the entrance of 25 cm x 25 cm polymethyl methacrylate slabs (PMMA) with an ionization chamber. Despite the fact that copper is usually used in constancy tests to simulate patient or projection thicknesses, PMMA was chosen to perform the characterization of the x-ray systems because it is more similar in attenuation and backscatter properties of patients than copper. In order to simulate the more frequent patient thicknesses in clinical conditions (projections) 16, 20, 24 and 28 cm PMMA thicknesses were used (with TOR-18FG Leeds test) and 5, 10, 20 and 30 cm (with NEMA XR 21 test). For all of them and for all operation modes and possible combinations, Ki rate and Ki per image and image quality were evaluated simultaneously. The test image plate was positioned in the isocenter of the system gantry and in the middle of the phantom thickness and was taken in account in the total phantom thickness. All measurements were performed with the couch and mattress to reproduce clinical conditions.

Ki was measured with the Radcal ensemble: 10 x 5 – 6 E (Series Number 91-0619, calibration certificate number 13406, given by Radcal Corporation, date 20/04/01) and the electrometer Model 9015S (Series Number 9294, calibration certificate number 13406, given by Rad. Cal Corporation, date 20/04/01). Lectures were corrected with calibration factors (taking into account chamber factor in the range of x-ray energies, temperatures and pressures).

Image quality was evaluated with both test objects. High and low contrast resolution were always assessed by the same two observers standing at the usual clinical distance to the monitor of the IC room. In both fluoroscopy and cine modes the evaluation was performed while the image was live. In addition, cine mode images were stored in CD-ROMs at the UH and in VHS the PH. Therefore, further image quality evaluations were possible.

It is important to note that constancy tests with copper slabs (at least four 1 mm copper slabs of more than an area of 20 x 20 cm) and Leeds image plate must be performed before the full characterization of the x-ray system. The constancy test is a quick test to obtain the baseline of the performance of the equipment. Besides, must be performed quarterly and after major

changes in the equipment or when malfunction is suspected (Martin, 1997). 3. Results and discusion

It is impossible to show here all the results obtained (all operation modes, all II diameters and with both quality image tests). Then, will be only summarized some of them in order to demonstrate the importance of the full characterization of the x-ray system to help interventional cardiologists to improve their practice, using the low possible dose with the adequate image quality.

Significant differences were found in air kerma rate and air kerma per image in both x-ray systems for comparable II and modes (Figures 1 to 4). However, differences in image quality (low and high contrast) were not so significant (Tables 2 and 3). In addition, when phantom thickness increases image quality decreases in both x-ray systems, but in the Philips unit the decrease is higher than in the Picker unit.

0

0,05

0,1

0,15

0,2

0,25

0,3

0,35

0,4

16 20 24 28PMMA thickness (cm)

Dos

e/ fr

ame

(mG

y/fra

me)

II size: 18 cmII size:21 cmlII size: 14 cm

Figure 1. Dose (Ki) per frame for different image intensifier diameters in 15 frames/s cine mode in the Picker unit (university hospital).

0

0,1

0,2

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

16 20 24 28

PMMA thickness (cm)

Dos

e pe

r fra

me

(mG

y/fra

me)

II size:14 cmII size: 17 cmII size: 23 cm

Figure 2. Dose (Ki) per frame for different image intensifier diameters in 25 frames/s cine mode in the Philips unit (private hospital).

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0

0,1

0,2

0,3

0,4

0,5

0,6

0,7

0,8

0,9

16 20 24 28PMMA thickness (cm)

Dos

e ra

te (m

Gy/

s)Fluo lowFluo normalFluo high

Figure 3. Dose (Ki) rate for different PMMA thickness in fluoroscopic mode (15/s) and 14 cm image intensifier diameter in the Picker unit (university hospital).

0

0,5

1

1,5

2

2,5

3

3,5

16 20 24 28

PMMA thickness (cm)

Dos

e ra

te (m

Gy/

s)

Fluo lowFluo mediumFluo high

Figure 4. Dose (Ki) rate for different PMMA thickness in fluoroscopic mode (12.5 / s )and 14 cm image intensifier diameter in the Philips unit (private hospital).

Table 2. Characterization of both x-ray systems for 24 cm PMMA for fluoroscopy modes, with Leeds test.

II size (cm)

Fluoroscopy

mode

kV

mA

Dose rate (mGy/s)

Low contrast

(circles)

Contrast

High contrast (spatial frequency)

lpmm

14 Medium (15 /s) 120 1.7 0.81 12 0.027 1.80

14 High (15 /s) 120 1.7 0.79 12 0.027 1.80

21 Medium (15 /s) 118 1.7 0.49 11 0.032 1.25

Picker CV-PRO

21 High (15 /s) 120 1.7 0.49 11 0.032 1.25

14 Medium (12.5 /s) 107 10.5 0.73 11 0.032 1.80

14 High (12.5 /s) 99 25.3 2.80 14 0.017 1.80

23 Medium (12.5 /s) 80 14 0.47 11 0.032 1.25

Philips Integris BH Version 2

23 High (12.5 /s) 77 27.5 1.87 11 0.032 1.25

Table 3. Characterization of both x-ray systems for 24 cm PMMA for cine modes, with Leeds test.

II size (cm)

Cine acquisition mode

(frames/s)

kV

mA

peak

Dose/ frame (mGy/ frame)

Low contrast

(circles)

Contrast

High contrast (spatial frequency)

lpmm

14 15 120 500 0.20 15 0.015 2.00

18 15 103 500 0.13 13 0.022 1.60

Picker CV-PRO

21 15 103 500 0.11 13 0.022 1.40

14 25 79 860 0.54 16 0.013 2.24

17 25 75 802 0.44 15 0.015 1.80

Philips Integris BH Version 2

23 25 67 633 0.29 16 0.013 1.40

Results are closely related with patient dose of

both IC centers. Doses are lower in the UH although is an educational center. Mean total dose in Coronary Angiography in the UH was (20.2 ± 14.4) Gy.cm2 and in the PH (63.0 ± 34.5) Gy.cm2. For Percutaneous Transluminal Coronary Angioplasty: (31.9 ± 26.5) Gy.cm2 in the former, and (100.9 ± 65.9) Gy.cm2 in the latter.

4. Conclusions

Patient dose and image quality depend on the x-ray system characteristics. Due to this it is essential to perform a complete evaluation of the x-ray system in order to help interventional radiologists to learn possibilities of dose reduction with no lose of image quality.

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Cotelo et al: Characterization of the Interventional Cardiology x-ray System 14

Acknowledgments The authors would like to express their

gratitude to Pedro Ortiz-Lopez (IAEA) and Eliseo Vañó (San Carlos University Hospital and Complutense University, Madrid, Spain), for their permanent support. Also to Carlos Romero and Ricardo Lluberas (Professors of Cardiology) who always encourage our researches. To Daniela Denegri and Valeria Borja for their scientific proficiency in the data collection process. To Fernando Coscia and Miguel de los Santos (TERA Engineering, Uruguay) for the information on the x-ray systems. References International Atomic Energy Agency (1996), International Basic

Safety Standards for protection against ionizing radiation and for the safety of radiation sources. Safety Series No. 115, Vienna, International Atomic Energy Agency.

Martin M. (1997), Fluoroscopy system evaluation. Proceedings of the 1997 AAPM Summer School of The expanding role of medical physicists in diagnostic imaging. p 219-230.

Vañó E., Arranz L., Sastre J.M., Moro C., Ledo C., et al. (1998) Dosimetric and radiation protection considerations based on some cases of patient injuries in interventional cardiology, Brit. J. Radiol. 71, p. 510-516.

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Artigo Original SOFTWARE AUTOMÁTICO PARA DETERMINAÇÃO DA IDADE ÓSSEA

BASEADO NO MÉTODO DE EKLOF & RINGERTZ

C.O. Júnior, E.L.L. Rodrigues

Departamento de Engenharia Elétrica, Laboratório de Imagens Médicas. Escola de Engenharia de São

Carlo - EESC, Universidade de São Paulo - USP, Av. Trabalhador São-carlense, 400 - Centro, 13566-590, São Carlos, SP/Brasil

Recebido em 27 de junho de 2005; aceito em 6 de fevereiro de 2006.

Resumo. Este artigo apresenta um Software que automatiza uma metodologia para estimativa da idade óssea, baseada no método proposto por Eklof & Ringertz. O software processa e extrai informações de imagens radiográficas da mão, buscando as dimensões de centros de ossificação adequados para serem usadas como parâmetros para a estimação da idade óssea de seres humanos em fase de crescimento. Palavras chaves: idade óssea, Eklof & Ringertz, análise carpal. Abstract. This paper presents an automatic Software to estimate a skeletal age using the Eklof & Ringertz method. The method is based on processing and extraction of hand radiographic image informations and a methodology to isolate bone from hand’s tissue for dimension measurements is proposed. These dimensions were used as the information for skeletal age estimation of humans in the growth phase, through of the Eklof & Ringertz method. Keywords: carpal analysis, skeletal age, computer vision, Eklof & Ringertz. 1. Introdução

A estimativa da idade óssea através da radiografia carpal é freqüentemente utilizada para avaliar desordens no crescimento em pacientes pediátricos, fornecendo o quanto o seu crescimento evoluiu em relação à sua maturidade óssea. Segundo Tavano (Tavano, 2001), existem vários métodos para essa estimativa, sendo que os mais difundidos e utilizados no Brasil são: Greulich& Pyle, Tanner & Whitehouse e Eklof & Ringertz.

Um dos Softwares existentes no mercado estima a idade óssea baseando-se na análise dos ossos da mão através do método de Eklof & Ringertz (1967). Porém, sua operação se dá de forma supervisionada, ou seja, os centros de ossificação utilizados como parâmetros para a estimativa são identificados manualmente.

O Software desenvolvido neste trabalho também se baseia no método de Eklof & Ringertz, porém são utilizados métodos computacionais para identificar os centros de ossificação, estimando assim de forma automática a idade óssea. A metodologia baseia-se na análise das dimensões de centros de ossificação da mão, punho e carpo (Olivete e Rodrigues, 2004).

Neste trabalho foram utilizadas imagens radiográficas da mão que apresentam laudo médico (num total de 200 imagens) do banco de dados do Departamento de Engenharia Elétrica da USP – São Carlos.

Para o desenvolvimento do Software utilizou-se a linguagem C++ através da plataforma de

desenvolvimento Borland C++ Builder 5.0. O banco de dados utilizado foi o Interbase 6.0. 2. Material e métodos

Nos itens a seguir são descritos os métodos utilizados no desenvolvimento do Software:

• Banco de dados de imagens carpais e de

medidas: utilizado para armazenar todas as informações gerais assim como aquelas extraídas das imagens pré-processadas (segmentadas). Esse banco de dados contém uma tabela onde são armazenadas as informações gerais sobre cada imagem radiográfica, como o código de referência da imagem, data de nascimento do paciente, sexo, idade óssea (laudo médico), resolução da imagem, entre outras. Outras tabelas armazenam informações (dimensões) sobre os centros ósseos utilizados como parâmetros pelo método de Eklof & Ringertz, como por exemplo, dimensões dos metacárpicos, das falanges, do radio, entre outras (Eklof e Ringertz, 1967).

• Identificação dos centros de ossificação:

delimitam o início e o fim de cada osso utilizado na estimativa da idade óssea. O método de Eklof & Ringertz estima a idade

baseando-se na análise de 10 centros de ossificação, localizados entre os ossos da mão e do punho, sendo necessária a identificação de 2

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Júnior e Rodrigues: Software para Determinação da Idade Óssea 16

pontos (início e fim) para cada centro, totalizando assim 20 pontos. Para facilitar a estimativa, os marcadores são automaticamente inseridos. Os passos do algoritmo que insere os marcadores são descritos a seguir: - As imagens são apresentadas em níveis de

cinza com resolução em 8 bits (256 níveis) e segmentadas conforme proposto por Olivete e Rodrigues (2005a), onde são mantidas as intensidades originais dos pixels para os dedos, punho e carpo, com exceção do fundo, que passa a ser representado por um único valor;

- Para selecionar os dedos da imagem analisada construiu-se um procedimento que realiza uma varredura na horizontal (colunas x linhas), partindo-se da coluna e linha inicial (zero), até encontrar um pixel com intensidade diferente do fundo da imagem. Considerando que o terceiro dedo (que contém ao metacárpico III) é o maior, o primeiro pixel encontrado indicará o seu início (coluna_inicial). Após a localização desse ponto é traçada uma curva a partir desta coluna selecionada (coluna_inicial_metacarpico_3) até o extremo inferior daquele metacárpico (altura total), guiando-se pela média dos pixels vizinhos imediatos desta coluna que apresentam valores de intensidades diferentes do fundo. Para encontrar os outros dois dedos necessários para a análise do método de Eklof & Ringertz, são utilizados os mesmos procedimentos, sendo que para localizar o início do segundo dedo (o qual contém o metacárpico II) faz-se uma varredura a partir da coluna tomada como “coluna_inicial_metacarpico_3” com um deslocamento de 30 pixels, ou seja, partindo-se da região imediatamente ao lado do terceiro dedo. Para a localização do quarto dedo (metacárpico IV), é atribuído um valor para a coluna igual a coluna_inicial_metacarpico_3 – 30 pixels, e o procedimento se repete. Essas curvas irão servir como referência para isolar os centros de ossificação;

- O primeiro e o último dedo são descartados, pois a metodologia utiliza apenas os ossos do metacárpico II, III e IV e falange proximal II e III (ossos representados por 6, 7, 8, 9, 10 da Figura 1);

- Realiza-se uma varredura a partir da primeira curva traçada (dedo médio) do início para o fim, analisando uma média de pixels vizinhos à direita e uma média à esquerda dessa linha. Se o valor de intensidade dessa média for igual ao fundo da imagem é inserido um marcador inicial e busca-se o próximo vale (fundo), para a inserção do marcador final deste osso, identificando assim um centro de ossificação;

- Este passo também é realizado para os outros dois dedos. Na primeira curva analisada (dedo médio) e na curva pertencente ao dedo do segundo metacárpico, são desconsiderados os dois primeiros centros de ossificação obtidos (falange distal e média), mantendo-se apenas os

centros de ossificação das falanges proximais e dos metacárpicos. No dedo onde se encontra o metacárpico IV (representado na Figura 1 pelo número 8) são desconsiderados os três primeiros centros de ossificação obtidos (falanges), mantendo-se apenas o do metacárpico IV.

Figura 1. Centros de ossificação utilizados pelo método de Eklof & Ringertz.

Ao final, as posições dos marcadores podem ser ajustadas de acordo com o mapa que contém as posições corretas. Esse procedimento está detalhado no item de resultados. • Obtenção das medidas e estimativa da

idade: Após a inserção dos marcadores, calcula-se o comprimento de cada marcador utilizando-se a distância Euclidiana, ou seja, encontra-se um resultado em pixels. Como a tabela de medidas proposta pelo método de Eklof & Ringertz trabalha com unidade em milímetros, é necessário realizar a conversão de pixels para milímetros. A conversão é feita baseando-se na resolução da imagem, observando-se que este parâmetro é fundamental no momento da inserção da imagem no banco de dados. A resolução da imagem é definida pelo scanner, sendo medida em pontos por polegada (ou dpi, dots per inch), o que informa quantos pontos de informação existem numa determinada distância digitalizada pelo equipamento. A dimensão de cada pixel é obtida dividindo-se o valor da polegada (25,4mm) pela resolução em que foi digitalizada a imagem. A dimensão para cada um dos centros de ossificação (ver Figura 1) é obtida através da seguinte equação:

⎟⎟⎠

⎞⎜⎜⎝

⎛⎟⎠⎞

⎜⎝⎛= D

RPDist * (1)

onde: P é o valor da polegada (25,4mm), R a resolução em que foi digitalizada a imagem e D é a

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Júnior e Rodrigues: Software para Determinação da Idade Óssea 17

dimensão encontrada para o centro de ossificação em análise, utilizando a Distância Euclidiana.

De posse das medidas dos ossos em mm realiza-se uma busca na tabela de medidas do banco de dados, identificando dessa forma qual a idade equivalente para cada osso. A idade final é obtida através da média das idades obtidas para todos os centros de ossificação.

A seguir, são apresentadas as telas do Software desenvolvido, bem como os resultados obtidos da estimativa da idade óssea em uma base de dados. 3. Resultados

Na tela principal do Software encontram-se

todos os procedimentos necessários para a estimativa da idade óssea, como por exemplo: abrir e segmentar uma imagem, cadastrar a imagem no banco de dados, fazer as identificações dos centros de ossificação, estimar a idade óssea, entre outras. A Figura 2 ilustra a tela principal do Software.

Figura 2. Tela principal do Software desenvolvido para estimar a idade óssea.

Para cadastrar a imagem no banco de dados é necessário informar alguns parâmetros como o nome do paciente, a data de nascimento, a data de avaliação, o sexo, a resolução da imagem, entre outros. A Figura 3 ilustra a tela do Software para cadastro das imagens pré-processadas (segmentadas). Essas imagens necessitam ser pré-processadas, conforme demonstrado por Olivete e Rodrigues em (Olivete e Rodrigues, 2005a).

Para localizar as imagens armazenadas no banco é possível realizar consultas às imagens restringindo o sexo e faixa etária, tornando a busca bastante rápida e precisa. A tela de consulta ao banco de dados é mostrada pela Figura 4.

Figura 3: Tela utilizada para cadastrar imagens no banco de dados.

Figura 4: Tela utilizada para localizar imagens carpais no banco de dados.

O resultado da inserção automática dos marcadores para os centros de ossificação, utilizados pelo método de Eklof & Ringertz, pode ser observado na Figura 5a. Para auxiliar o operador, disponibiliza-se juntamente com o resultado, um mapa (Figura 5b) com as posições clássicas para os centros de ossificação utilizados pelo método de Eklof & Ringertz. Assim, o operador pode reajustar com mais precisão os pontos encontrados automaticamente, “arrastando-os” com o auxílio do mouse se for necessário.

Após a inserção dos marcadores para os centros de ossificação, são obtidas as medidas (em milímetros) através da Distância Euclidiana e estimada a idade para cada centro, através de uma busca na tabela de medidas. A idade óssea final é obtida através da média das idades encontradas para os cinco ossos. O Quadro 1 ilustra todas essas medidas.

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Júnior e Rodrigues: Software para Determinação da Idade Óssea 18

(a) (b)

Figura 5. (a) Marcadores inseridos automaticamente pelo Software, delimitando os Centros de Ossificação. (b) Posições corretas dos Centros de Ossificação de acordo com o método de Eklof & Ringertz. Quadro 1. Relatório com a estimativa da idade óssea obtida através do Software.

Observando o Quadro 1 com um exemplo, pode-se notar que o Software estimou a idade óssea (10 anos e 7 meses) bastante próxima da estimativa do laudo médico (10 anos e 9 meses).

O Software apresentado neste artigo também foi parcialmente apresentado no X Congresso Brasileiro de Física Médica, realizado em Salvador – BA no período de 26 a 29 de maio de 2005 por Celso Olivete Júnior (Olivete e Rodrigues, 2005b). 3.1. Estudo de casos - laudo do Software X laudo médico

A seguir, são apresentados os resultados obtidos através do Software, em forma de gráficos percentuais, ilustrando uma comparação da estimativa da idade óssea encontrada pelo Software em relação ao laudo médico. Para esse estudo, foram utilizadas 200 imagens, sendo 100 para cada sexo. Considerou-se valores de desvio padrão no intervalo que varia de 0,1 a 0,5 anos, que é o intervalo utilizado pelos profissionais da área. A Figura 6 ilustra os resultados de

concordância obtidos em relação ao laudo médico, para as imagens do sexo feminino e masculino.

23,33%

46,67%

83,33%93,33%

100,00%

Desvio 0,1 Desvio 0,2 Desvio 0,3 Desvio 0,4 Desvio 0,5

[valores em anos]

(a)

30,00%

50,00%

90,00% 93,33%100,00%

Desvio 0,1 Desvio 0,2 Desvio 0,3 Desvio 0,4 Desvio 0,5

[valores em anos]

(b)

Figura 6. Resultados de concordância obtidos com os laudos médicos através do Software, considerando o intervalo de desvio padrão de 0,1 a 0,5 anos. (a) Imagens do sexo feminino. (b) Imagens do sexo masculino.

Analisando a Figura 6, verifica-se que quando utilizados os valores de desvio padrão de 0,1 e 0,2 anos, a porcentagem de concordância com o laudo médico foi muito baixa. Estes resultados já eram esperados, pois neste intervalo de desvio padrão estão representados valores menores que 1 e 2 meses de idade respectivamente. Quando utilizado desvio de 0,3 anos, os resultados apresentam uma concordância de 90%. Utilizando-se desvio de 0,4 anos, os resultados foram bastante melhores (93,33% em ambos os casos) e quando utilizado o desvio padrão de 0,5 anos, o resultado foi de 100% de concordância. Com essa análise conclui-se que até mesmo o valor de desvio padrão de 0,4 anos pode ser usado para estimar a idade óssea com uma boa margem de concordância com o laudo médico.

Realizou-se também uma segunda análise utilizando um fantoma antropomórfico de mão da Phantom Laboratory (Figura 7), pertencente à Universidade de Mogi das Cruzes, do laboratório de imagens médicas da Professora Dra. Márcia A. S. Bissaco. Esse fantoma possui dimensões apropriadas para testes de controle de qualidade de imagem. As espessuras dos materiais utilizados para envolver os ossos são equivalentes às dimensões das estruturas das extremidades do corpo. Trata-se de um fantoma constituído de ossos da mão e do punho, do sexo masculino com idade de 14 anos (RANDO, 2005). A Figura 7

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Júnior e Rodrigues: Software para Determinação da Idade Óssea 19

ilustra o fantoma. A Figura 8 mostra a imagem digitalizada do fantoma, utilizando resolução de 300 dpi.

Figura 7. Fantoma antropomórfico utilizado para realizar testes (RANDO, 2005).

Figura 8: Imagem digitalizada do fantoma antropomórfico.

A fim de se comprovar a precisão do Software de acordo com a resolução de digitalização, estimou-se a idade óssea do fantoma (apresentado na Figura 8) utilizando uma resolução de 300 dpi, e em seguida, estimou-se novamente a idade óssea, porém, com uma resolução inferior. Os resultados obtidos foram os mesmos. 4. Discussão e Conclusões

Softwares existentes no mercado para estimar a idade óssea, baseados no método de Eklof & Ringertz, são operados de forma totalmente manual. Todos os pontos que compõem os centros de ossificação são inseridos manualmente, o que resulta em um tempo elevado para a fixação dos pontos necessários para o isolamento dos centros de ossificação, utilizados pelo método de Eklof & Ringertz. Durante o desenvolvimento dessa pesquisa, foram estimadas idades com um software comercial, onde pode-se contar com a colaboração e o acompanhamento de vários profissionais, em especial o médico Dr. Romeu Santini, do Instituto de Diagnóstico Romeu Santini, localizado no município de São Carlos – SP.

características operacionais e principalmente as limitações daquele software.

O Software desenvolvido

Nessa etapa foram verificadas e exploradas as

neste trabalho opera de

are proporciona a orga

eferências gertz H. (1967), A method for assessment of

Olivete C. J., Rodrigues E. L. L. (2005a), O

Ol

RA

Ta

forma tal que os pontos que delimitam os centros de ossificação são inseridos automaticamente, resultando em grande ganho de performance na estimativa da idade óssea. A facilidade no reposicionamento dos pontos delimitadores dos centros ósseos, oferece ao usuário grande ferramenta na busca de um diagnóstico mais preciso.

Também, o softwnização automática das imagens radiográficas

em banco de dados, assim como de características e informações pertinentes às analises realizadas, oferecendo um ambiente extremamente amigável ao usuário. Por fim, o software não exige a utilização de microcomputadores dotados de hardware especializado. REklof O. and Rin

skeletal maturity, Ann Radiology. v. 10. p. 330. Olivete C. J., Rodrigues E. L. L. (2004), O Efeito da Correção do

“Efeito Heel” em Imagens Radiográficas da Mão. In: Proceedings of 3rd Iberian Latin American and Caribbean Congress of Medical Physics and IX Brazilian Congress of Medical Physics, 2004, Rio de Janeiro - RJ, 2004, volume 1, p. 70-70.

Efeito da Correção do “Efeito Heel” em Imagens Radiográficas da Mão, Revista Brasileira de Física Médica, v. 1(1), p.38-51. ivete C. J. e Rodrigues E. L. L. (2005b), Software Automático para Determinação da Idade Óssea Baseado na Simplificação do Método de Eklof & Ringertz. In: X Congresso Brasileiro de Física Médica, Salvador – BA, 2005. NDO M. (2005), Sectional Hand Phantoms, The Phantom Laboratory. Disponível em: <http://www.phantomlab.com>. Acesso em: 20/04/2005. vano O., Freitas J. A. S., Lopes E. S. (1982), Comparação entre duas tabelas de avaliação de idade biológica através do desenvolvimento ósseo, Clin. Pediatr. 5, p.7-21.

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Revista Brasileira de Física Médica (2009) - Volume 2, Número 1, p.20-23

Artigo Original SENSITÔMETRO DE RAIOS X PARA AVALIAÇÃO DE COMBINAÇÕES

TELA-FILME UTILIZADAS EM RADIOLOGIA MÉDICA

O.M.B.D. Porta, T. Krauspenhar

Laboratório de Controle de Qualidade em Imagens Médicas,

Rua dos Andradas 1614, Campus I - Centro Universitário Franciscano (UNIFRA), 97010-032, Santa Maria, RS/Brasil

Recebido em 30 de outubro de 2004; aceito em 11 de setembro de 2006.

Resumo. A série de exposições relativas necessárias para produzir um intervalo útil de densidades ópticas no filme pode ser obtida pelos métodos sensitométricos de tempo escalonado ou intensidade escalonada. Um sensitômetro de raios X é utilizado para gerar a curva característica de filmes radiográficos em combinação com a tela intensificadora fluorescente. Neste trabalho, desenvolveu-se um método conveniente para a exposição de sistemas tela-filme utilizando-se a sensitometria de intensidade escalonada. Neste método, durante a exposição o tempo, a tensão de pico (kVp) e a corrente no tubo de raios X permanecem constante e a intensidade do feixe de raios X é modulada através da variação da distância entre o filme e a fonte de raios X. Um banco óptico foi construído para permitir a exposição do sistema tela-filme em várias distâncias da fonte. Um sistema de blindagem foi construído para permitir que uma única região do filme fosse exposta a cada variação da distância fonte-filme. A condição de exposição normalmente utilizada são 70kVp e 2,5mm de filtro de alumínio. A latitude de exposição fornece uma curva característica completa dos sistemas tela-filme. Palavras chaves: sensitometria, intensidade escalonada, controle de qualidade de sistemas tela-filme. Abstract. The series of relative exposures, necessary to cover the full density range of the film, can be obtained by either time-scale or intensity-scale sensitometric methods. An X-ray sensitometer is used to measure the characteristic curve of radiographic films exposed with fluorescent intensifying screens.We have developed a convenient method of exposing screen-film combinations for intensity-scale sensitometry. In this method, during exposure the x-ray kVp and mAs remain constant and a geometric series of exposures of the film is modulated by varying the x-ray intensity. The conditions normally used are 70 kVp x-rays and 2,5mm Al filtration at the tube. This exposure latitude gives a complete characteristic curve of screen-film combination. Keywords: sensitometry, intensity-scale, quality control of screen-filme combination. 1. Introdução

A resposta sensitométrica dos materiais fotográficos aos raios X é uma das medidas mais importantes em radiologia porque ela esta relacionada a ambas, a dose de radiação no paciente e a qualidade da imagem. Na medicina, de forma geral, o filme é empregado em combinação com a tela intensificadora fluorescente. Assim, as características sensitométricas dessa combinação têm um significado muito importante. Isso não exclui a determinação das características dos filmes de raios X independentemente das telas. Para isso, por exemplo, utiliza-se um sensitômetro luminoso com uma fonte de luz cuja composição espectral coincide com o espectro produzido pela irradiação das telas. Entretanto, a difusão nos anos 70 de telas intensificadoras com vários espectros de luminescência fez voltar a sensitometria de raios X anteriormente desenvolvida, isto é, a determinação direta da sensibilidade e outras características da tela combinada com o filme sob a ação direta da

irradiação dos raios X. O método mais conveniente para apresentar a

resposta do filme aos raios X ou à luz é através da curva característica (Eastman Kodak, 1963). Essa curva é as vezes referida como curva H&D, a qual é uma representação gráfica da densidade óptica obtida no filme como uma função do logaritmo da exposição relativa. As séries de exposições relativas necessárias para gerar um intervalo útil de densidade ótica no sistema tela-filme pode ser obtida pelo método sensitométrico de intensidade escalonada ou tempo escalonado. Na sensitometria de tempo escalonado o tempo de exposição varia e a intensidade do feixe de raios X permanece constante. O método de tempo escalonado utiliza uma placa seletora de chumbo que gira frente ao sistema tela-filme através de um motor sincronizado (Maslov et al., 1988; Eastman Kodak, 1963). Na sensitometria de intensidade escalonada o tempo de exposição é mantido constante e a intensidade do feixe de raios X é variada. Isso pode ser conseguido variando-se a distância entre o filme e a fonte de raios X. A

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Porta e Krauspenhar: Sensitômetro de Raios X para Avaliação de Combinações Tela-Filme 21

intensidade relativa da radiação que chega no filme em cada posição pode ser determinada pela da lei do inverso do quadrado da distância (sensitometria do quadrado da distância). Esses dois métodos utilizados para modular a exposição no filme produzem resultados idênticos para exposição direta do filme. Nessa condição de exposição a lei da reciprocidade é aplicada. Entretanto, quando o filme é exposto em combinação com a tela intensificadora essa lei não é obedecida produzindo, assim, resultados diferentes entre os dois métodos (Eastman Kodak, 1963). Em uma exposição radiográfica típica o tempo de exposição é mantido constante e a intensidade da radiação que chega no filme é modulada pela absorção diferenciada dos raios X por diferentes órgãos e tecidos do paciente. Assim, a sensitometria de intensidade escalonada simula melhor uma exposição clinica.

Diversos sensitômetros de raios X foram construídos utilizando-se o método da intensidade escalonada (Haus & Rossmann, 1970; Hale & Bloch, 1978; Bencomo & Haus, 1979; Gorski & Plewes, 1979; Yester et al., 1980; Bednarek & Rudin, 1980; Wagner et al., 1980; Yoshida et al., 1986). A sensitometria do quadrado da distância é considerada um método de intensidade escalonada padrão (Wagner et al., 1980).

Com o objetivo de realizar-se o controle de qualidade de sistemas tela-filme no Laboratório de Controle de Qualidade em Imagens Médica do Centro Universitário Franciscano, construiu-se um sensitômetro de raios X de intensidade escalonada com base no método da lei do inverso do quadrado da distância. O sensitômetro proposto permite obter uma curva característica com uma latitude em exposição capaz de produzir um intervalo útil de densidade óptica no filme quando utilizado em combinação com a tela intensificadora. 2. Material e métodos

O sensitômetro de raios X proposto consiste de um banco óptico de 2,5m de comprimento, 0,4m de largura e 0,9m de altura (Figura 1). Na parte superior foi construído um sistema de encaixe para permitir o deslocamento da blindagem, que contém a combinação tela-filme, ao longo do banco (Figura 1). O banco óptico foi montado sobre dois trilhos de 4,7m de comprimento, fixados no piso, para permitir o deslocamento do sistema banco-filme ao longo do feixe de raios X (Figuras 1 e 2).

Para que somente uma região do filme seja sensibilizada pelos raios X em cada exposição, o filme é protegido por uma blindagem de chumbo de 1,5mm de espessura (Figura 3A). Na parte anterior da blindagem foi construída uma janela de 15cm de comprimento por 3cm de largura para permitir a exposição do filme. A combinação tela filme é acoplado ao sistema de blindagem (Figura 3B) e cada vez que o filme é exposto ele é

deslocado verticalmente ao longo da blindagem com o objetivo de expor uma nova região do filme e proteger aquela região já exposta aos raios X. Assim, obtém-se uma série de densidades ópticas no filme cada uma delas relacionada a um valor diferente de exposição, de acordo com a seleção da distância entre o filme e a fonte (Tabela 1).

Figura 1. Sensitômetro de raios X de intensidade escalonada.

Figura 2. Sistema de 2 trilhos fixados no piso para permitir o deslocamento do banco óptico ao longo do feixe de raios X.

(b) (a)

Figura 3. (a) sistema de blindagem da combinação tela-filme; (b) posicionamento da combinação tela-filme junto a blindagem.

O sensitômetro utiliza um gerador trifásico e

um tubo de raios X com anodo giratório com alvo de 170 de inclinação (®Intecal). O tubo de raios X é configurado na posição horizontal para permitir um alinhamento do feixe de radiação com a janela da blindagem de chumbo posicionada na direção vertical no banco óptico (Figura 1) (Yoshida et al., 1986).

Para testar o desempenho do sensitômetro utilizou-se a tela Lanex Fine (®Eastman Kodak) em combinação com um filme sensível à luz verde

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Porta e Krauspenhar: Sensitômetro de Raios X para Avaliação de Combinações Tela-Filme 22

(®IBF). O sistema banco óptico-filme foi posicionado em diversas distâncias da fonte de raios X e as exposições relativas no filme foram calibradas utilizando-se uma câmara de ionização (®Radcal Corporation). As distâncias fonte-filme foram selecionadas de maneira a obter-se uma variação de exposição no filme de acordo com uma série geométrica de razão 1,45 (Tabela 1). As exposições no filme foram realizadas utilizando-se 70 kVp com 2,5 mm de Al de filtração inerente, 10 mA de corrente no tubo e 0,16s de tempo de exposição. O filme foi processado automaticamente na temperatura de 37ºC utilizando-se substâncias químicas produzidas pelo mesmo fabricante do filme. As densidades ópticas no filme foram determinadas a partir do uso de um densitômetro calibrado (®MRA).

O gradiente médio da curva característica e a latitude das exposições foram calculadas de acordo com a equação 1 sugerida pela Eastman Kodak (Eastman Kodak, 1963).

12

12M ElogElog

DDG−−

= (1)

3. Resultados e discussão

A Tabela 1 apresenta as distâncias utilizadas entre a fonte e a combinação tela filme, as exposições obtidas em cada uma destas posições, o log das exposições relativas e as densidades óticas geradas. A Figura 4 apresenta as densidades ópticas geradas no filme para cada uma das distâncias utilizadas na exposição do filme. A Figura 5 apresenta a relação gráfica entre as exposições relativas no filme e as densidades ópticas produzidas.

Para as condições de processamento utilizado e tipo de filme, observou-se um valor médio de base mais fog (local não exposto do filme) de 0,29. Tabela 1. Distâncias entre o filme e a fonte, exposições relativas, log das exposições relativas e densidades óticas geradas no filme. As incertezas representam o desvio padrão de 3 medições.

Distância fonte-filme (m)

Exposição relativa

Log da exposição

relativa

Densidade óptica

0,57 1,00 0,00 3,58±0,02 0,69 1,45 0,16 3,29±0,01 0,83 2,10 0,32 2,84±0,03 1,00 3,04 0,48 2,52±0,01 1,20 4,41 0,64 1,79±0,02 1,45 6,39 0,80 1,52±0,03 1,74 9,26 0,97 0,98±0,01 2,10 13,43 1,13 0,60±0,02 2,53 19,47 1,29 0,53±0,01 3,05 28,23 1,45 0,42±0,03 4,42 40,93 1,61 0,33±0,02

Através da análise da curva característica do sistema tela-filme, utilizado para validar o sensitômetro de raios X proposto, observou-se um valor de gradiente médio de 2,1 e latitude de 0,21672μC/kg (0,84 mR).

Figura 4. Densidades ópticas geradas no filme pelo sensitômetro de raios X de intensidade escalonada. Cada faixa de densidade óptica foi gerada de acordo com os valores de exposição apresentados na Tabela 1.

0,2 0,4 0,6 0,8 1,0 1,2 1,4 1,6 1,8

0,5

1,0

1,5

2,0

2,5

3,0

3,5

Den

sida

de ó

ptic

a

Log da exposição relativa Figura 5. Curva característica gerada pelo sensitômetro de raios X de intensidade escalonada conforme dados apresentados na Tabela 1. 4. Conclusão

O sensitômetro de raios X de intensidade escalonada proposto neste trabalho permite obter uma curva característica completa dos sistemas tela-filme utilizados em radiodiagnóstico. O intervalo das distâncias entre a fonte de raios X e a combinação tela-filme permite gerar uma latitude de exposição necessária para produzir um intervalo útil de densidades ópticas no filme. Ao contrário dos outros sensitômetros propostos que utilizam sistemas automatizados para gerar as densidades ópticas no filme, este sistema é simples e de baixo custo. A reprodutibilidade das medidas sensitométricas depende apenas da exatidão na determinação das distâncias que a combinação tela-filme é posicionada ao longo do banco óptico. O sensitômetro proposto pode ser utilizado no controle de qualidade também ser

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Porta e Krauspenhar: Sensitômetro de Raios X para Avaliação de Combinações Tela-Filme 23

utilizado como um instrumento didático envolvendo o ensino da Física Médica. Referências Bednarek D. R. and Rudin S. (1980), Comparison of modifield

bootstrap and conventional sensitometry in medical radiography Application of Optical Instrumentation in Medicine VIII, SPIE vol 233(Bellingham, WA:SPIE) pp 2-6.

Bencomo J. A. and Haus A. G. (1979), Comparison of intensity and time scale sensitometric methods for evaluating screen-film systems Application of Optical Instrumentation in Medicine VII, SPIE vol 173(Bellingham, WA:SPIE) pp 21-7.

Eastman Kodak (1963), Sensitometric Properties of X-ray films. Rochester, NY: Eastman Kodak.

Gorski W. J. and Plewes D. B. (1979), New Sensitometric method Application of Optical Instrumentation in Medicine VII, SPIE vol 173(Bellingham, WA:SPIE) pp 28-32

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Revista Brasileira de Física Médica (2009) - Volume 2, Número 1, p.24-27

Artigo Original

ESTUDO DA OXIDAÇÃO NATURAL NO DOSÍMETRO RADIOCRÔMICO FXG

A.M.F. Caldeira1, A.M. Neto2, M.L. Baesso2, A.C. Bento2, M.A. Silva3, A. de Almeida1

1Departamento de Física e Matemática, Universidade de São Paulo, Av. Bandeirantes 3900,

14090-900, Ribeirão Preto, SP/Brasil 2Departamento de Física, Universidade Estadual de Maringá, Av Colombo 5790,

87020-90, Maringá, PR/Brasil 3Centro de Oncologia e Radioterapia Sant’ Ana, Av: Tiradentes 1377, 87013-260, Maringá, PR/Brasil

Recebido em 15 de fevereiro de 2005; aceito em 26 de maio de 2007.

Resumo. O dosímetro químico sulfato ferroso alaranjado de xylenol gel (FXG) é estudado no Departamento de Física e Matemática presente na Universidade de São Paulo em Ribeirão Preto com o objetivo de caracterizá-lo para o uso destes sistemas nas rotinas dosimétricas. No trabalho, o comportamento da oxidação natural no dosímetro químico FXG foi inferido dos valores de absorbância óptica adquiridos com a espectroscopia fotoacústica. O uso desta técnica para fins dosimétricos é inédito. O comportamento e as taxas de oxidação apresentam diferenças quando variadas a temperatura de armazenamento, as doses absorvidas e as concentrações dos componentes ativos sulfato ferroso e alaranjado de xylenol. Palavras chaves: dosímetro FXG, técnica fotoacústica, oxidação espontânea. Abstract. The ferrous sulphate xylenol orange Gelatin (FXG) gel chemical dosimeter is characterized in this work with objective to the use into dosimetry routines. The behavior of the natural oxidation of FXG dosimeter was inferred from values of optic absorbance measured with the photoacoustics technique. We show that the behavior and the rate of natural oxidation depend on the storage temperature of FXG samples, on the concentrations of ferrous sulphate and xylenol orange and on the absorbed dose. Keywords: FXG chemical dosimeter, photoacoustics technique, natural oxidation. 1. Introdução

O FXG é um importante e promissor dosímetro de radiação ionizante (Bero at al., 2000; Gambarini et al., 1999, Kelly et al., 1998), pois tem como vantagens a semelhança com os tecidos biológicos moles e a exatidão das câmaras de ionização geralmente utilizadas nas clínicas (Bero et al., 2000, H. Fricke., 1966). A quantidade de dose absorvida pelo FXG forma proporcionalmente o complexo íon férrico-alaranjado de xylenol (XO-Fe3+) que possui uma banda de absorção óptica centrada em 585nm. Assim, a dose absorvida é determinada através da leitura de absorbância óptica do FXG.

Para um resultado exato na leitura da dose absorvida é necessário que o valor da absorbância óptica correspondente não mude com o tempo, temperatura ou concentração dos componentes ativos. O FXG, dentro da sua classificação, é um dos sistemas mais estáveis que encontramos na literatura (Bero et al., 2001; Gambarini et al., 2004), contudo, ainda apresenta uma oxidação natural (Fricke and Hart. 1966) que altera e compromete a exatidão da medida. Essa oxidação sempre aumenta a concentração do complexo XO-Fe3+ e, por sua vez, a intensidade da leitura. O conhecimento da oxidação natural e a

quantificação dos erros nas leituras proporcionam maior exatidão na dosimetria.

O equipamento mais comumente utilizado para determinar as absorbâncias ópticas no FXG é o espectrofotômetro (Costa, 2001). Neste trabalho, contudo, exploraremos a técnica da fotoacústica para determinar a absorbância óptica em função do tempo, dose absorvida, temperatura e concentrações de sulfato ferroso e alaranjado de xylenol. A partir dos dados obtidos infere-se como a oxidação natural influencia no FXG, a dependência com diversos fatores, as taxas de oxidação e os erros na leitura da dose. 2. Material e métodos

O dosímetro FXG é composto por água Milí-Q, pó de gelatina 300 Bloom e os aditivos químicos, sulfato ferroso de amoníaco, alaranjado de xylenol e ácido sulfúrico. O pó de gelatina misturado com água Milí-Q forma uma gelatina transparente que tem 75% do volume final. A água Mili-Q com os aditivos químicos providenciam os outros 25%. A mistura dessas duas porcentagens forma o gel FXG que foi disposto em cubetas de PMMA com caminho óptico de 10 mm. Uma fonte de 60Co com 1,25 MeV foi utilizada para irradiar as amostras.

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Caldeira et al: Oxidação natural do dosímetro FXG 25

A Figura 1 apresenta a configuração experimental utilizada para determinar as absorbâncias ópticas das amostras. Como o FXG é volátil, a amostra altera a pressão dentro da célula fotoacústica (CF) e, portanto o sinal, impondo a utilização da configuração de transmitância (Bento et al., 1989). Nesta configuração, o FXG é posicionado fora da CF. A intensidade da luz modulada (30Hz) pelo chopper, proveniente da lâmpada de Xenônio (800W), é transmitida pela amostra e coletada totalmente dentro da CF. O sinal da CF é convertido no espectro de absorbância óptica através da equação A=log(I0/I), onde A é a absorbância óptica, I é o sinal da intensidade de luz transmitida pelo FXG e I0 é o sinal de referência provida de uma cubeta preenchida com o gel transparente.

Nesta configuração, a técnica da fotoacústica assemelha-se muito com os espectrofotômetros convencionais, contudo, um estudo realizado (Caldeira, 2004; Wang et al., 1994) mostra que a sensibilidade do detector acústico é maior que a dos detectores geralmente dispostos nos espectrofotômetros. As absorbâncias ópticas do FXG foram obtidas dentro do intervalo de 350 a 620nm. As alterações nos níveis de absorbância óptica devido à oxidação natural foram analisadas principalmente em 585nm, onde é o pico de absorbância óptica com maior sensibilidade para o FXG (Bero et al., 2000).

Figura 1. Esquema da montagem fotoacústica para medidas de transmitância óptica, sendo: XE - lâmpada de xenônio; MC - monocromador; CH - chopper; E - espelho; L - lentes; CBT - cubeta com FXG; CF - célula fotoacústica; LK - lock-in; PC - computador.

As amostras irradiadas com 10Gy e as não irradiadas foram armazenadas às temperaturas de 12oC e 25oC e seus valores de absorbância óptica foram determinados no período de 188 horas. Para verificar as influências dos componentes ativos foram usadas as concentrações de 0,5 , 1, 2 e 3mM para o sulfato ferroso e alaranjado de xylenol e seus valores de absorbâncias ópticas foram determinados duas horas após o preparo das amostras (Costa, 2001). 3. Resultados e discussão

As respostas das alterações na absorbância óptica em função do tempo, dose e temperatura de armazenamento são apresentadas na Figura 2. As amostras inspecionadas no comprimento de onda

de 585nm, foram preparadas com 0,1mM de alaranjado de xylenol e 0,5mM de sulfato ferroso.

0 ,0

0 ,5

1 ,0

1 ,5

2 ,0

2 ,5

0 50 10 0 1 50 20 00 ,0

0 ,5

1 ,0

1 ,5

2 ,0

Abso

rbân

cia

0 G y T = a m b ien te 0 G y T = 1 2 0C

Abso

rbân

cia

T em po (ho ras )

1 0 G y T = am b ien te 1 0 G y T = 12 0C

Figura 2. Comportamento da oxidação no FXG em função do tempo, da temperatura de armazenamento e da dose absorvida (�). Amostra irradiada estocada a 120C. (O) Amostra irradiada estocada na temperatura de 250C. ( ) Amostra não irradiada estocada a 12 0C. (⊕) Amostra não irradiada estocada na temperatura 25 0C.

Devido à oxidação natural, todas as amostras apresentam um aumento no valor da absorbância óptica com o tempo. Um aumento linear é observado para as amostras armazenadas a 12oC, e o ajuste linear expressa uma taxa de variação de absorbância óptica no tempo de 4,1x10-3h-1 para as amostras não irradiadas e de 1,9x10-3 h-1 para as irradiadas com 10Gy. Por outro lado, as amostras armazenadas em temperatura ambiente apresentam uma oxidação mais acentuada e o ajuste quadrático é o mais adequado, R2 = 0,989.

Os resultados indicam que quanto menor a temperatura de armazenamento, menor será a variação no valor de absorbância óptica no tempo e, conseqüentemente, maior exatidão na medida de dose absorvida. Este comportamento pode ser explicado pela mobilidade espacial do íon ferroso que diminui com a temperatura (Chung,1985). Contudo, uma investigação mais detalhada para temperaturas menores que 0oC é necessário, devido à solidificação da água.

O estudo realizado por Gupta and Narayan (1985) indica que a oxidação natural tem dependência com a concentração de íons ferrosos e oxigênio presente no FXG. Considerando que a radiação ionizante reduz a concentração desses componentes (Bhat et al., 2003; Chung, 1985; Ohno et al., 2001; Ohno et al., 1999), é esperado que a variação de absorbância óptica no tempo seja maior para as amostras não irradiadas.

A Figura 3 apresenta os espectros de absorbância óptica para amostras com diferentes concentrações de alaranjado de xylenol duas horas após o preparo. As amostras FXG não foram

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Caldeira et al: Oxidação natural do dosímetro FXG 26

irradiadas e têm uma concentração fixa de 0,5mM para o sulfato ferroso.

350 400 450 500 550 600 6500,0

0,5

1,0

1,5

2,0

2,5

3 mM

2 mM

1 mM

0,5 mM

Xylenol Orange

Abs

orbâ

ncia

Comprimento de Onda (nm)

Figura 3. Espectros de absorbância óptica para as concentrações de 0,5; 1; 2 e 3 mM de alaranjado de xylenol.

O primeiro pico de absorbância óptica, centrado próximo a 440nm, apresenta o aumento mais acentuado de intensidade. Esta banda é referente à absorção óptica do alaranjado de xylenol livre na solução (Craig et al., 1999a). Em 585nm, um leve aumento no valor da absorbância óptica é observado devido à maior concentração de alaranjado de xylenol. Esse efeito pode ser explicado por três motivos: i) a banda centrada em 440nm é larga o suficiente para contribuir no valor da absorbância óptica em 585nm; ii) o alaranjado de xylenol pode promover um pequeno aumento na oxidação, aumentando assim, a banda em 585nm; e iii) a soma das duas suposições.

Os espectros de absorbância óptica para o estudo da influência da concentração de sulfato ferroso na oxidação do FXG duas horas após o preparo são apresentados na Figura 4. Foi mantida fixa a concentração de alaranjado de xylenol em 0,1mM.

O aumento da concentração de sulfato ferroso diminui a intensidade do primeiro pico de absorbância óptica e translada seu centro para uma região de menor energia de 440nm para 453nm. A intensidade da absorbância óptica em 585nm aumenta linearmente com a concentração de sulfato ferroso na solução mantendo-se o mesmo tempo de duas horas para todas as amostras de FXG.

A partir das Figuras 3 e 4 observa-se que o componente ativo que produz maior oxidação no dosímetro FXG é o sulfato ferroso, pois para iguais valores de concentração e mesmo tempo de espera (duas horas), o sulfato ferroso provoca maior mudança na absorbância óptica em 585nm do que o alaranjado de xylenol. São conhecidas poucas reações de oxidações dos íons ferrosos (Fe+2) influenciadas pela presença de alaranjado de xylenol livres na solução (Brendann et al., 1996; G. Craig et al, 1999b), o que indica que esse componente quase não afeta a oxidação natural

(Figura 3). Por outro lado, o componente sulfato ferroso reage facilmente com os outros reagentes da solução e fica mais predisposto a oxidar e a formar o complexo XO-Fe3+, aumentando a absorbância óptica em 585nm.

350 400 450 500 550 600 650 7000,0

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

1,2

1,4

1,6

0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0

0,2

0,3

0,4

0,5

0,6

Abs

orba

ncia

Fe+2 (mM)

585 nm Abs = 0,13+0,13xFe+2

1 mM0,5 mM

3 mM

Sulfato Ferroso

Abso

rbân

cia

2 mM

Comprimento de Onda (nm)

Figura 4. Espectros de absorbância óptica para as concentrações de 0,5; 1; 2 e 3 mM de sulfato ferroso.

Um exemplo da influência da oxidação natural sobre o valor da dose absorvida vinte quatro horas após o preparo do dosímetro FXG é apresentado. Foi usada a amostra não irradiada (0Gy), armazenada a 12oC. Para o cálculo do erro na dose absorvida, uma curva de calibração para o FXG que forneça a relação linear da absorbância óptica com a dose absorvida é necessária (Figura 5).

0 10 20 300.0

0.5

1.0

1.5

2.0

2.5

40

R2 = 0,999

Ab

sorb

ânci

a

Dose Absorvida (Gy)

Figura 5. Curva de calibração no intervalo de dose de 0 a 32 Gy para o FXG (Caldeira, 2004).

A Equação (1) descreve como a leitura da dose muda para o sistema utilizado nesse trabalho, D=[A(t) -0,392] / 0,056 (1) onde: A(t) é o valor da absorbância óptica em função do tempo (Figura 2); O valor 0,392 é coeficiente linear da curva de calibração (Figura 5); O valor 0,056 Gy-1 é a sensibilidade (coeficiente angular da curva de calibração) do FXG para a

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Caldeira et al: Oxidação natural do dosímetro FXG 27

concentração de 0,5mM de sulfato ferroso e 0,1mM alaranjado de xylenol (Figura 5).

É evidente que o profissional que trabalhar com qualquer modificação do FXG apresentado aqui terá outra curva de calibração, outra taxa de oxidação e, conseqüentemente, valores distintos dos apresentados nesta equação.

O valor da absorbância óptica para a amostra não irradiada 24h após o preparo é A(t=24h) = 0,51. Substituindo este valor na expressão acima, obtém-se a alteração na leitura da dose absorvida de 0 para 2,10Gy, representando um erro significativo na medida. Para amostras irradiadas com doses maiores e armazenadas em temperaturas menores, o erro provocado pela oxidação natural tende a diminuir. 4. Conclusão

Dentro das características do dosímetro FXG, a oxidação natural corresponde ao fator predominante que altera a exatidão na medida da dose absorvida. O estudo evidencia que a absorbância óptica do FXG aumenta naturalmente com o tempo devido à oxidação, mas que a taxa com que este aumento ocorre é influenciada pela temperatura de armazenamento e dose absorvida.

O componente ativo sulfato ferroso induz maior oxidação que o alaranjado de xylenol. Os resultados indicam que a leitura rápida e armazenamento em temperaturas baixas podem reduzir a oxidação nas amostras, aumentando a exatidão na leitura de dose absorvida. Agradecimentos

À CAPES pelo suporte financeiro, ao CNPq e ao Centro de Oncologia e Radioterapia Sant’ Ana. Referências Bento A. C., Aguiar M. M. F., Vargas H., Da Silva M. D.,

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Revista Brasileira de Física Médica (2009) - Volume 2, Número 1, p.28-29

Comunicação Técnica

O QUE É O PROGRAMA DE QUALIDADE EM RADIOTERAPIA DO INSTITUTO NACIONAL DE CÂNCER – INCA?

R. S. de Souza, A. M. C. de Araujo, C. C. B. Viegas

Programa de Qualidade em Radioterapia, Instituto Nacional de Câncer (INCA/MS)

Rua do Rezende 128/322 – 20231-092 - Rio de Janeiro, RJ/Brasil Recebido em 21 de fevereiro de 2005; aceito em 29 de setembro de 2005.

Resumo. O Programa de Qualidade em Radioterapia vem desde 1999 realizando avaliações locais e postais com TLD por todo o país. Este trabalho apresenta sua metodologia e os resultados já alcançados. Palavras chaves: aceleradores lineares, controle de qualidade, radioterapia. Abstract. Since 1999, the Quality Assurance Program performs local and postal evaluations in the whole country. This work presents his methodology and results obtained. Keywords: clinical linacs, quality assurance, radiotherapy. 1. Introdução

O Programa de Qualidade em Radioterapia (PQRT) do Instituto Nacional de Câncer é um programa nacional, sem custo para os participantes, criado para estimular e promover condições para a aplicação da radioterapia com qualidade e eficiência. Ele começou em 1999 como um programa piloto de três anos de duração, cobrindo 33 instituições filantrópicas, distribuídas em 19 estados brasileiros.

Desde 2002, devido aos seus resultados positivos, passou a fazer parte dos Programas Nacionais do INCA, e suas atividades foram estendidas a todos os serviços de radioterapia que prestam atendimento no âmbito do Sistema Único de Saúde (SUS). São, aproximadamente, 180 instituições em todo território nacional (mais de 90% dos serviços de radioterapia disponíveis no Brasil). O objetivo do PQRT é fazer com que o tratamento de radioterapia seja aplicado conforme planejado, de acordo com os padrões internacionais de qualidade e segurança. As principais atividades do PQRT são: avaliação local, avaliação postal com TLDs em condições de referência e não-referência, treinamento e desenvolvimento de projetos de pesquisa. 2. Material e métodos

As duas metodologias utilizadas pelo PQRT são: avaliação local e avaliação postal com TLDs em condições de referência e de não-referência.

2.1. Avaliação local

Nas avaliações locais são realizados os testes de segurança, mecânicos e elétricos e dosimétricos recomendados pelo TECDOC-1151 da IAEA (PQRT/INCA, 2000), nos equipamentos de teleterapia (Co-60 e aceleradores lineares) e

braquiterapia. Nos aceleradores lineares são avaliados os feixes de fótons e de elétrons. A dosimetria é feita baseada no TRS nº 398 (IAEA, 2000). 2.2. Avaliação postal

O sistema postal de TLDs, usado para os 33 participantes até 2002, foi o sistema da Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA) para condições de referência (Figura 1) o qual avalia somente a dose no ponto de referência. Cada TLD era irradiado com 2Gy. Cinco avaliações foram executadas com este sistema simples.

Figura 1. Sistema Postal TLD da IAEA

Desde 2003, o programa de avaliação postal do PQRT está usando seu próprio sistema, desenvolvido para condições de referência e de não-referência – Figura 2 (Marín, 2003). O novo kit deve ser irradiado em um objeto simulador de água na DFS especificada, conforme nosso protocolo de irradiação de TLDs. A dose aplicada em cada TLD deve ser a mesma, ou seja, 2Gy.

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de Souza et al: Programa de Qualidade em Radioterapia 29

Figura 2. Novo sistema Postal TLD do PQRT

O novo sistema postal avalia: dose de referência no eixo central, dose no eixo central em campo retangular, dose no eixo central em profundidade, índice de qualidade do feixe, fator de transmissão de filtro, fator de transmissão de bandeja, simetria e planura do feixe. 3. Resultados

3.1. Avaliação local

Foram avaliados, até o momento, 121 feixes de equipamentos de teleterapia (43 Co-60 e 78 aceleradores lineares) com testes dosimétricos, elétricos, mecânicos e testes de segurança. Como previsto, foi encontrado um número maior de problemas entre os antigos equipamentos de Co-60 do que entre os aceleradores lineares. Os principais problemas encontrados nas unidades de Co-60 estão relacionados à planura de campo (84%), fatores de campo (44%), tamanho de campo (43%), lasers (39%), isocentro mecânico (34%) e coincidência do campo luminoso com o de radiação (30%). Já nos aceleradores lineares, foram encontrados problemas referentes ao alinhamento dos lasers (22%), fatores filtro (17%), planura do feixe (23%), tamanho de campo (20%) e isocentro mecânico (14%). Quando possível, os problemas são corrigidos durante a visita. Aqueles que necessitam de manutenção devem ser corrigidos tão logo possível e comunicados ao PQRT.

3.2. Avaliação postal

Após cinco intercomparações com o sistema IAEA e uma (a primeira vez) com este sistema, já foram realizadas avaliações em 400 feixes em condições de referência (190 Co-60 e 210 aceleradores lineares) e 58 feixes (18 Co-60 e 40 aceleradores lineares) com o novo sistema em condições de não-referência. Todos os feixes com desvios dentro das faixas de investigação e emergência foram reavaliados. Uma forte queda

nos desvios pôde ser vista da 1ª para a 2ª avaliação. Os resultados das avaliações seguintes mostraram que os problemas em relação à dose no ponto de referência foram resolvidos e permaneceram dentro dos limites aceitáveis. O principal problema encontrado nas unidades de Co-60 está relacionado à planura de campo (25%) e, nos aceleradores lineares, à dose em profundidade (18%) e à planura de campo (15%). 4. Discussão e conclusões

Através da avaliação local pode-se ver que, hoje em dia, não é comum encontrar uma unidade de Co-60 sem nenhum problema operacional, devido à idade da maioria desses equipamentos. Eles estão sendo substituídos por aceleradores lineares em muitos centros de radioterapia do Brasil. Mas também para esses aceleradores lineares, o programa de avaliação local tem demonstrado ser muito funcional, apresentando ótimos resultados. Muitos erros de concepção têm sido encontrados, explicados e corrigidos durante essas visitas. Elas dão aos funcionários locais a chance de tirar dúvidas, discutir resultados e intercomparar conjuntos dosimétricos. Estas visitas são realizadas a cada dois anos. O programa de avaliação postal utilizando TLDs é um importante complemento da avaliação local. Através dela pode-se ter controle dos principais parâmetros operacionais quando se tem um grande número de equipamentos e/ou grandes áreas para cobrir, como no caso do Brasil. Os resultados do sistema postal utilizando TLDs desenvolvido pelo PQRT têm mostrado uma boa concordância com os resultados das avaliações locais. O baixo custo desse sistema o torna muito funcional e adequado para cobrir os intervalos entre as avaliações locais.

Referências International Atomic Energy Agency (2000), Absorbed Dose

Determination in External Beam Radiotherapy: An International Code of Practice for Dosimetry Based on Standards of Absorbed Dose to Water, Technical Reports Series No. 398, IAEA, Vienna, 230 p.

Marín A. V. (2003), Desenvolvimento de um Sistema Dosimétrico Postal para Uso em Programas de Qualidade em Radioterapia Com Feixes de Fótons em Condições de Não-Referência. Dissertação de Mestrado, Instituto de Radioproteção e Dosimetria, Rio de Janeiro, Brasil, 107 p.

PQRT/INCA (2000), Tradução do IAEA-TEC DOC 1151: Aspectos Físicos da Garantia da Qualidade em Radioterapia – Protocolo de Controle de Qualidade. Programa de Qualidade em Radioterapia, Instituto Nacional de Câncer, Brasil, 157 p.

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Revista Brasileira de Física Médica (2009) - Volume 2, Número 1, p.30-32

Comunicação Técnica APLICAÇÃO DE DETETORES SEMICONDUTORES NA DOSIMETRIA IN

VIVO EM TRATAMENTO DE IRRADIAÇÃO DE CORPO INTEIRO

L.T. Campos1, L.H. Bardella2, C.C.B. Viegas3

1Mestrado – Instituto de Radioproteção e Dosimetria (IRD/CNEN), Rio de Janeiro, RJ/Brasil

2Instituto Nacional de Câncer (INCA/MS) ), Rio de janeiro, RJ/Brasil 3Programa de Qualidade em Radioterapia (INCA/MS), Rio de janeiro, RJ/Brasil

Recebido em 16 de maio de 2005; aceito em 6 de junho de 2008.

Resumo. A radioterapia é uma das principais opções para o tratamento de câncer na atualidade. Ao longo dos anos, ela evoluiu no sentido da obtenção de ferramentas que possibilitassem um aumento gradativo das doses nos tecidos tumorais e uma diminuição das doses nos tecidos sadios, aumentando sua eficácia. A irradiação de corpo inteiro (TBI, do inglês Total Body Irradiation) constitui uma das etapas de tratamento da leucemia e outras formas de linfoma com o uso de radioterapia. A dosimetria in vivo é uma ferramenta essencial no programa de qualidade em radioterapia. De fato, uma avaliação da incerteza final entre a dose prescrita e a dose realmente liberada ao paciente é uma maneira efetiva de avaliar o procedimento. A dosimetria in vivo é particularmente necessária nas irradiações de corpo inteiro devido à incerteza no posicionamento. Este trabalho tem como objetivo a aplicação de um detetor semicondutor, chamado diodo, na dosimetria in vivo em tratamentos de irradiação de corpo inteiro. Antes da utilização dos diodos nos pacientes, faz-se necessário um estudo de sua resposta em um fantoma similar ao corpo humano, bem como a avaliação da resposta do diodo em termos de linearidade, repetitividade, reprodutibilidade, bem como a sua calibração para a situação de uso. E mediante a análise dos resultados obtidos em um simulador antropomórfico, confirmou-se à viabilidade da aplicação em medidas in vivo no tratamento de irradiação de corpo inteiro. Palavras chaves: TBI, controle de qualidade, diodo, dosimetria in vivo. Abstract. The total body irradiation constitutes one of technical at treatment of leukemia and others forms of lymphoma. In vivo dosimetry is an essential tool in Radiotherapy Quality Program. Indeed, an evaluation of uncertainty between the prescription dose and the dose delivered to the patient is a manner effective of value the conduct of proceed. In vivo dosimetry is necessary in total body irradiation due the uncertainty at position. The aim of this work is an application of semiconductor detectors during in vivo dosimetry in total body irradiation treatments. Before the use of diodes at patient, it is necessary a study of your response at phantom similar to human body and also the evaluation of the response diode at terms of linearity, repeatability, reproducibility with dose and your calibration for each clinical use. Keywords: TBI, quality assurance, diode, in vivo dosimetry. 1. Introdução

Nos últimos anos tem crescido a necessidade de empregar ações sistemáticas para garantir a qualidade dos tratamentos de radioterapia. O limite máximo recomendado internacionalmente (ICRU, 1999) entre a dose absorvida num dado ponto do tumor e a dose prescrita pelo radioterapeuta para o mesmo, é de ± 3%.

Neste contexto, vêm crescendo os esforços de se implantar um programa de qualidade utilizando detetores semicondutores na dosimetria das radiações ionizantes. Estes detetores são preferidos por serem mecanicamente resistentes, baratos e relativamente independentes das variações de pressão e umidade, além de apresentarem leitura imediata e elevada precisão e acurácia.

Este trabalho apresenta um procedimento para a implantação de um Programa de Controle de

Qualidade utilizando um semicondutor à base de silício nas medidas in vivo durante o TBI. O diodo foi calibrado e realizou-se um estudo comparativo das respostas do detetor quando submetido às condições de operação. O desempenho do diodo foi testado num simulador RANDO-Alderson, reproduzindo as condições de medidas na prática clínica.

A análise dos resultados permitiu determinar as condições de utilização em tarefas de rotina e propôs a aplicação na medida in vivo no tratamento de irradiação de corpo inteiro. 2. Material e métodos

O diodo utilizado foi o Isorad-p 18-25MV, série 1164000-0 (Sun) em conjunto com um eletrômetro PDM Victoreen 37-721 (Sun). A pesquisa foi realizada com um feixe de fótons com energia nominal de 15MV produzida por um Clinac 2300

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Campos et al: Detectores Semicondutores na Dosimetria in vivo em Irradiação de Corpo Inteiro 31

C/D (Varian). O arranjo experimental do TBI foi, inicialmente, simulado num RANDO-Alderson com a região toráxica substituída por um simulador geométrico 30cm x 30cm x 30cm posicionado a uma distância SSD de 337 cm, com campo (40 x 40) cm2 no isocentro. O diodo foi posicionado do lado de fora do simulador perpendicular à direção do eixo central do feixe de fótons. Dois tubos de PVC com água simularam os membros inferiores. A calibração do diodo constitui na irradiação do diodo com uma dose conhecida. Após, o diodo foi retirado e a dose absorvida na água foi calculada com a câmara de ionização posicionada a 10cm de profundidade e corrigida para a profundidade de dose máxima (1,5cm). A dose avaliada foi calculada a partir do Protocolo da IAEA (IAEA, 2000). Desta forma atribui-se à dose avaliada na câmara de ionização ao diodo.

O conjunto dosimétrico utilizado como referência foi composto de uma câmara de ionização Farmer IC70 (Wellhöfer) certificada em conjunto com um eletrômetro Keithley modelo 35040.

A resposta do diodo foi avaliada em termos de: repetitividade, reprodutibilidade com a dose, linearidade e dependência com a taxa de dose. Todos os testes foram realizados utilizando o mesmo arranjo experimental da calibração.

O diodo foi utilizado com um isolamento de isopor, já que este, apresenta sensibilidade com a temperatura. A quantidade de unidades de monitor foi calculada para obter 1Gy na linha média, para que fossem tomadas 3 medidas com o diodo. Placas de acrílico foram adicionadas à frente do simulador de forma a variar a profundidade de prescrição de dose.

As leituras obtidas com o diodo foram corrigidas para temperatura ambiente (KTemp), para linearidade (KLin) e para a taxa de dose (KTD), conforme a Equação 1, onde DEnt é a leitura do diodo (DMed) corrigida pelos fatores de correção.

TDTempLinMedEnt kkkDD ...= (1) , onde KTemp é o fator de correção para temperatura, KLin é o fator de correção para linearidade e KTD é o fator de correção para taxa de dose.

A dose na linha média (DLM), onde a dose é prescrita no TBI, é obtida aplicando-se o resultado da Equação 1 na Equação 2.

xEntLM PDPDD .= (2)

Após o arranjo experimental ser testado; um paciente foi avaliado. Foram feitas seis medidas em cada um dos campos; ântero-posterior e póstero-anterior. O diodo foi posicionado no paciente perpendicularmente à direção do eixo central do feixe de radiação. Com a medida do

diodo, após as devidas correções, foi calculado o desvio em relação à dose prescrita para o tratamento.

A dose foi avaliada apenas no eixo central, pois o objetivo do trabalho é implementar um controle de qualidade durante a rotina no tratamento de irradiação de corpo inteiro. Deste modo, o procedimento de avaliação da dose ministrada ao paciente deve ser de leitura imediata e rápida. Outros trabalhos tiveram o objetivo de avaliar a dose em órgãos críticos (Jornet et al., 1996; Greig et al., 1996, Mangili et al., 1999). 3. Resultados

O valor encontrado para o fator de calibração

do diodo em (cGy/nc) foi 4,059 x 10-3. Este foi calibrado na superfície do simulador para obter a dose na profundidade de máximo.

Na Tabela 1 é apresentado o fator de correção para linearidade e taxa de dose, assim como o fator de correção para a temperatura obtida do manual do detetor e foi avaliado por Viegas (Viegas, 2003).

Tabela 1. Fator de correção para linearidade e taxa de dose. Linearidade (KLin) kLin,x = 0,0059 Dx + 0,9928

Taxa de Dose (KTD) kTD = 1,018

Temperatura (kTemp) kTemp = 1 + 0,003 (23 –T)

Foi encontrada uma dispersão máxima de

1,28% nos resultados obtidos com o simulador RANDO-Alderson, portanto, todos em acordo com o limite aceitação de ± 3%.

Os resultados obtidos com as medidas no paciente com o campo anterior e campo posterior encontram-se apresentadas na Figura 1.

Figura 1. Dispersão das doses avaliadas com o diodo com o campo posterior e anterior do paciente.

Através das medidas no campo posterior, pôde-se observar que o paciente não estava posicionado de acordo com o cálculo da distância fonte-isocentro utilizado na determinação das unidades de monitor para a dose prescrita pelo radioterapeuta. Deste modo, foi calculada uma dose prescrita de acordo com o verdadeiro posicionamento do paciente. O gráfico da Figura 2 apresenta os novos resultados.

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Campos et al: Detectores Semicondutores na Dosimetria in vivo em Irradiação de Corpo Inteiro 32

Figura 2. Dispersão das Doses Corrigidas para Distância no Campo Posterior do Paciente. 4. Conclusão

A razão entre a dose na linha média e a dose prescrita pelo médico encontra-se, na dentro do limite aceitável de 3%.

Com este trabalho foi possível comprovar que o diodo mostra-se adequado à medição in vivo como Controle de Qualidade devido à sua resposta imediata e fácil manuseio. Deste modo, a implementação da metodologia torna-se viável e relevante, já que, o tratamento de irradiação de corpo inteiro necessita de uma grande eficácia na distribuição de dose, pois o paciente está sendo preparado para o transplante de medula óssea e assim, quanto maior a eficácia do tratamento, maior a probabilidade do transplante ser bem sucedido.

Portanto, fica proposta, a utilização do diodo, como Controle de Qualidade, para avaliar a dose ministrada ao paciente em pelo menos toda primeira fração do tratamento.

Referências Greig J.R., Miller R.W., Okunieff P. (1996), An Approach to

Dose Measurement for Total Body Irradiation, Int. J. Radiation Oncology Biol. Phys., 36 (2), p. 463-468.

IAEA (2000), Absorved Dose Determination in External Beam Radiotherapy: An Internacional Code of Practice for Dosimetry Based on Stardards of Absorved Dose to Water, Technical Report Series n° 398, IAEA Vienna, 230 p.

ICRU (1999), Prescribing Recording and Reporting Photon Beam Therapy (Suplement to ICRU Report 50), Report n° 62, ICRU, Bethesda, 53 p.

Jornet N., Ribas M., and Eudaldo T. (1996), Calibration of semiconductor detectors for dose assessment in total body irradiation, Radiotherapy and Oncology, 38, p. 247-251.

Mangili P., Fiorino F., Rosso A., Cattaneo G. M., Parisi R., Villa E., Callandrino R. (1999), In-vivo dosimetry by diode semiconductors in combination with portal Films during TBI: reporting a 5-year clinical experience, Radiotherapy Oncoly, 52, p. 269-276.

Viegas, C. C. B. (2003), Dosimetria In Vivo com Uso de Detetores Semicondutores e Termoluminescentes Aplicada ao Tratamento de Câncer de Cabeça e Pescoço. In: Dissertação de Mestrado COPPE/UFRJ, Rio de Janeiro, Brasil, 190 p.

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