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ESTUDOS DE PARÂMETROS FÍSICOS DE QUALIDADE DE IMAGEM EM
MAMOGRAFIA CONVENCIONAL USANDO O MÉTODO MONTE CARLO
Rodolfo de Oliveira Rosa
TESE SUBMETIDA AO CORPO DOCENTE DA COORDENAÇÃO DOS
PROGRAMAS DE PÓS-GRADUAÇÃO DE ENGENHARIA DA UNIVERSIDADE
FEDERAL DO RIO DE JANEIRO COMO PARTE DOS REQUISITOS
NECESSÁRIOS PARA A OBTENÇÃO DO GRAU DE MESTRE EM CIÊNCIAS EM
ENGENHARIA NUCLEAR.
Aprovada por:
________________________________________________
Prof. Delson Braz, D.Sc
________________________________________________
Prof
a
. Regina Cely Rodrigues Barroso Silva, D.Sc
________________________________________________
Prof.Ricardo Tadeu Lopes, D.Sc.
________________________________________________
Prof. Ademir Xavier da Silva, D.Sc.
________________________________________________
Dra. Maria Ines Silvani Souza, D.Sc
RIO DE JANEIRO, RJ - BRASIL
ABRIL DE 2005
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ii
ROSA, RODOLFO DE OLIVEIRA
Estudos de Parâmetros Físicos de
Qualidade de Imagem em Mamografia
Convencional Usando o Método Monte
Carlo.. [Rio de Janeiro] 2005.
XI, 164p. 29,7 cm (COPPE/UFRJ, M. Sc.,
Engenharia Nuclear, 2005).
Tese – Universidade Federal do Rio de
Janeiro, COPPE.
1. Física Nuclear Aplicada
2. Simulação Monte Carlo
3. Qualidade de Imagem
I. COPPE/UFRJ II. Título (série)
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iii
Aos meus pais ( in memorian )
iv
AGRADECIMENTOS
Ao Professor Dr. Delson Braz, caro orientador, pela confiança, amizade,
incentivo e orientação em todas as etapas deste trabalho.
A Professora Regina Cely R. Barroso Silva pelo estímulo e valiosa orientação
na elaboração deste trabalho, sem a qual esta realização teria se tornado mais difícil, sua
experiência foi fundamental para a conclusão desta pesquisa.
Aos Professores, Vergínia Reis Crispim, Ricardo Tadeu Lopes e Edgar
Francisco Oliveira de Jesus pelos ensinamentos e primeiros passos na física nuclear
aplicada.
Aos funcionários do Programa de Energia Nuclear .
A Maria Bernarda Teixeira Duarte (bibliotecária do IEN), pela sua colaboração
e profissionalismo na ajuda da pesquisa das referências bibliográficas .
Aos meus colegas da Divisão de Engenharia do IEN. Em especial a Nair Dias
da Silva pela sua compreensão e amizade meu muito obrigado.
A todas as pessoas que de alguma forma, participaram com sugestão, críticas
ou palavras de incentivo.
Ao Dr.Cláudio de Carvalho Conti do SEANA/IRD pelos primeiros passos na
simulação.
Aos meus colegas da turma de mestrado, sempre juntos no mesmo sonho
v
Resumo da Tese apresentada à COPPE/UFRJ como parte dos requisitos necessários
para a obtenção do grau de Mestre em Ciências (M. Sc.)
ESTUDOS DE PARÂMETROS FÍSICOS DE QUALIDADE DE IMAGEM EM
MAMOGRAFIA CONVENCIONAL USANDO O MÉTODO MONTE CARLO.
Rodolfo de Oliveira Rosa
Abril/2005
Orientador: Delson Braz
Regina Cely RodriguesBarroso Silva
Programa: Engenharia Nuclear.
O câncer de mama é considerado um problema de saúde publica em quase
todos os países. As pesquisas são sempre voltadas para o seu diagnóstico precoce onde
as chances de cura são maiores. A mamografia é o exame mais específico para a
detecção precoce desta doença.
O objetivo deste trabalho é analisar os parâmetros físicos de qualidade de
imagem em mamografia convencional (sistema tela-filme), para isso utilizou-se o
programa computacional Monte Carlo (EGS4), onde foi escolhida uma geometria que
corresponde a uma tomada crânio- caudal de mamas comprimidas com espessuras entre
3-8cm para uma distância de 50cm das fontes de raios X ao prato compressor. Foram
simuladas mamas com diferentes composições de tecido adiposo e glandular. A tela
utilizada foi a de oxisulfeto de gadolínio (Gd
2
O
2
S) com espessuras de 50, 100 e
150mg/cm
2
. A energia da fonte dos fótons incidentes foi variada entre 17,4 a 45 keV.
A absorção da radiação pelo receptor, (tela-filme), de imagem influência a
percepção de pequenas estruturas tais como microcalcificações e dificulta a
diferenciação entre as densidades dos tecidos que constituem a mama.
Os parâmetros avaliados incluem SNR, DQE, FI. Os resultados encontrados
nas simulações estão de acordo com a literatura.
vi
Abstract of Thesis presented to COPPE/UFRJ as partial fulfillment of the requirements
for the degree of Master of Science (M. Sc.)
STUDIES OF PHYSICAL PARAMETERS OF IMAGE QUALITY IN
CONVENTIONAL MAMMOGRAPHY USING MONTE CARLO METHOD.
Rodolfo de Oliveira Rosa
April/2005
Advisor: Delson Braz.
Regina Cely Rodrigues Barroso Silva.
Department: Nuclear Engineering
The breast cancer is considered a problem of health it publishes in almost all
the countries. The researches are always gone back to your precocious diagnosis where
the cure chances are better. A mammography is the more specific exam for the
precocious detection of this disease.
The objective of this work is to evaluate the physical parameters of image
quality in conventional mammography (screen-film system), for that the computer
program Monte Carlo was used (EGS4), where it was chosen a geometry that
corresponds to a cranio-cauded examination of compressed breasts with thickness
among 3-8cm for a distance of 50cm of the source of rays X to the plate compressor.
They were simulated breasts with different compositions from adipose tissue and
glandular tissue. A used screen it was the one of gadolinium oxysulfide (Gd
2
O
2
S ) with
thickness of 50, 100 and 150mg/cm
2
. The energy of incident bean was varied among
17,4 to 45 keV.
The absorption of the radiation for the receiver, (screen-film), of image
influence the perception of small structures such as microcalcifications and it hinders
the differentiation among the densities of the tissue that constitute the breast.
The appraised parameters include SNR, DQE and FI. The found results on the
simulations are in agreement with the literature.
vii
ÍNDICE
página
CAPÍTULO I................................................................................................................... 0I
INTRODUÇÃO .............................................................................................................01
1.1 Considerações Iniciais......................................................................................01
1.2 Proposta............................................................................................................04
1.3 Organização do Trabalho.................................................................................05
CAPITULO II ..................................................................................................................06
FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA................................................................................06
2.1 Introdução ........................................................................................................06
2.2 Descoberta dos Raios X ...................................................................................06
2.3 Produção de Raios X .................................................................06
2.4 Aparelho de Raios X Diagnóstico ................................................07
2.5 O Equipamento Mamográfico (Mamógrafo) .........................................08
2.6 Estrutura da Mamas .....................................................................11
2.7 Posicionamento da Mama durante o Exame .............................................12
2.7.1 Crânio-caudal-CC...............................................................................13
2.7.2 Médio-lateral oblíqua MLO................................................................13
2.8 Sinais Radiológicos Primários de Câncer de Mama........................................15
2.8.1 Nódulo ................................................................................................15
2.8.2 Microcalcificação ...............................................................................15
2.8.3 Densidade Assimétrica e Neodensidade .....................................17
2.9 Filmes Radiográficos e Telas Intensificadoras (Écrans)...................................18
2.9.1 Filme Radiográfico.............................................................................18
viii
2.9.2 Características Físicas do Filme ......................................................18
2.9.2.1 Camada Protetora ou Adesiva ...................................................19
2.9.2.2 Base ...........................................................................................19
2.9.2.3 Emulsão .....................................................................................20
2.9.2.4 Camada Adesiva ou Interface....................................................21
2.10 Processo de Formação de Imagem ..................................................................21
2.11 Exposição ........................................................................................................23
2.12 Chassi Radiográfico ........................................................................................23
2.13 Características Sensitométricas.......................................................................23
2.14 Densidade ........................................................................................................23
2.15 Curva Característica ........................................................................................25
2.16 Contraste..........................................................................................................26
2.17 Resolução ........................................................................................................26
2.18 Velocidade.......................................................................................................27
2.19.Latitude............................................................................................................27
2.20 Telas Intensificadoras (Écrans) .......................................................................27
2.20.1 Características Físicas das Telas (Écrans)........................................29
2.20.2 Propriedades das Telas Intensificadoras...........................................31
2.21 Dose e exposição.............................................................................................34
2.22 Interação da radiação X com a matéria ...........................................................35
2.22.1 Introdução.........................................................................................35
2.22.2 O espalhamento Coerente (Rayleigh)...............................................37
2.22.3 O espalhamento Incoerente (Compton)............................................37
2.22.4 Efeito fotoelétrico.............................................................................38
2.23 SNR, DQE e FI................................................................................................39
ix
2.24 Influência da Tela na Redução de Dose no Paciente ..............................................41
2.25 Influência da Espessura da Tela na Resolução e no Contraste................................42
2.26 Considerações sobre Qualidade de Imagem............................................................43
2.27 Parâmetros Físicos da Qualidade de Imagem..........................................................46
CAPÍTULO III .................................................................................................................48
REVISÃO DA LITERATURA ....................................................................................48
3.1 Introdução..................................................................................................................48
CAPÍTULO IV .................................................................................................................52
MATERIAIS E MÉTODOS.........................................................................................52
4.1 Método de Monte Carlo (EGS4) .......................................................................52
4.2 Materiais Estudados (Escolha e Justificativa) ...................................................53
4.2.1 Tecidos Mamários ..............................................................................53
4.2.2 Material de Compressão e Material do Filme ....................................54
4.2.3 Material do Chassi..............................................................................54
4.3 Energia e Posicionamento da Fonte...................................................................54
4.4 Geometria do Sistema........................................................................................56
4.5 Materiais (Meios) Irradiados .............................................................................59
4.6 Simulação Passo a Passo ...................................................................................61
4.7 Efetivação das Simulações ................................................................................64
4.8 Determinação dos Parâmetros Físicos de Qualidade de Imagem......................65
4.9 Energia Depositada no Tecido Canceroso e na Microcalcificação ...................66
4.10 Validação do Método ......................................................................................66
CAPITULO V...................................................................................................................67
APRESENTAÇÃO E ANÁLISE DOS RESULTADOS ............................................67
x
5.1 Interação dos Raios X com a Matéria................................................................67
5.2 Distribuição de Energia nas Placas dos Sistemas Mamográficos......................68
5.3 Energia armazenada em cada placa .................................................................68
CAPÍTULO VI ..................................................................................154
CONCLUSÕES ..........................................................................................................154
6.1 Conclusão ........................................................................................................154
6.2 Sugestões para Pesquisas Futuras....................................................................158
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ......................................................................159
Capítulo 1
CAPÍTULO I
INTRODUÇÃO
1.1 –Considerações Iniciais.
Embora conhecido há muitos séculos, somente nas ultimas décadas o câncer de
mama vem ganhando uma dimensão maior tornando-se um evidente problema de saúde
pública mundial. No Brasil os números mostram esta tendência, sendo esperados 49.470
novos casos em 2005 com um risco estimado de 53 casos a cada 100 mil mulheres
(tabela 1). Sendo na região Sudeste apresentando um risco estimado de 73 casos novos
por 100 mil (INCA-MINISTÉRIO DA SAÚDE, 2005).
Infelizmente, qualquer mulher pode vir a ter câncer de mama. No entanto, há
determinados grupos de mulheres que são mais suscetíveis a desenvolverem esta
doença. Essas mulheres têm em comum certas características que estudos
observacionais tem sugerido tais como: tabagismo, alcoolismo, obesidade,
sedentarismo, características reprodutivas, menarca precoce, exposição ambiental,
hereditariedade (ALBERG et al, 2000).
Tabela 1.1- Estimativas para o ano de 2005 do número de casos novos por câncer, em
homens e mulheres, segundo localização primária (Fonte: MS/Instituto Nacional de
Câncer-INCA, 2005).
1
Capítulo 1
Não existem medidas práticas especificas de prevenção primária do câncer de
mama aplicável à população. Avanços tecnológicos tem sido, direcionado para o
diagnóstico precoce e o tratamento no sentido de melhorar a sobrevida das pacientes
(INCA-MINISTÉRIO DA SAÚDE, 2005).
Dentre os vários instrumentos que a humanidade conta para diagnosticar o câncer
de mama, tem-se o mamógrafo que há muitos anos vem sendo utilizado no sentido de
identificar o tumor ainda em dimensões pequenas. Isto numa concepção nítida de que o
tamanho do tumor tem associação direta com o estágio da doença e conseqüentemente
com a cura. Vale salientar que a mamografia é o exame complementar com maior
especificidade para o câncer de mama. Contudo como exame complementar, este
instrumento deve completar uma hipótese diagnóstica formulada a partir do exame
clínico, onde se nota alguma alteração na mama por exemplo, o nódulo, a partir de
então, a mamografia investiga a mama.
A mamografia tem se mostrado um método eficiente no diagnóstico do câncer
de mama, levando a uma redução significativa na taxa de mortalidade desta doença. No
entanto, uma das maiores limitações desta técnica é a dificuldade na diferenciação
radiográfica entre lesões benignas e malignas. Aproximadamente 75 porcento das lesões
suspeitas ou indeterminadas mamograficamente são biópsias benignas. Isto ocorre
porque a interpretação das imagens é difícil e freqüentemente a presunção de
malignidade é errônea, sobretudo no que se referem as microcalcifições (MAUTNER et
al, 2000).
Vários fatores influenciam a sensibilidade e a especificidade do rastreamento
mamográfico na detecção do câncer de mama, tais como: idade da paciente, densidade
mamária, qualidade do filme, tipo de tela intensificadora utilizada, energia do tubo de
raios X, experiência do radiologista na interpretação e aquisição da mamografia, o
tamanho e tipo de câncer de mama, tamanho e tipo de microcalcificação diagnosticado
(MELLO et al, 2000).
O mamógrafo é um instrumento que se baseia fundamentalmente na formação da
imagem em um filme radiográfico. Esta imagem se apresenta com diferenças de tons de
cinza no filme radiográfico representando uma diferença de densidade na mama. Desta
forma, tira-se proveito visual e se consegue identificar áreas mais densas e menos
2
Capítulo 1
3
densas, com prerrogativas de localização e com chances destas áreas mais densas
estarem relacionadas com o câncer de mama.
As mamas, assim como todos os órgãos e partes de sistemas biológicos, não são
homogêneas e o resultado visual ao examinarmos o mamograma é uma imagem sem
comprometimento com a anatomia do órgão, mas sim com a variação de tons de cinza.
Assim a análise do mamograma não pressupõe a identificação dos elementos de
anatomia micro e macroscópica da mama, tal como em outros exames radiográficos,
mas sim a identificação, em meio a esta variação de tons de cinza, de áreas mais densa.
A esta variação de tons, que permite distinguir ou identificar áreas mais ou menos
densas, se atribui o termo contraste. Portanto, a identificação do câncer de mama está
calcada na capacidade que o tumor sediado na mama tem em se destacar, ou seja,
formar o contraste no espectro de tons de cinza, ao longo do filme radiográfico.
Na concepção atual da mamografia, tem se idéia que a dose recebida pela paciente
deve ser a menor possível sem comprometer a qualidade da imagem, portanto deve-se
evitar a repetição de exames e reduzir o tempo de exposição. Para isso utilizam-se as
telas intessificadoras (écrans) cuja finalidade é aumentar a eficiência de detecção, pois
as telas transformam os raios X em fótons de luz visível, o que aumenta a absorção do
filme radiológico, quanto maior a intensidade dos raios X incidente na tela
intensificadora maior a intensidade da luz emitida por esta.
Mas a utilização das telas intensificadoras introduz uma certa difusão da luz
(aumenta a radiação espalhada) quer seja pelo espalhamento coerente ou incoerente, e
esta radiação espalhada reduz a resolução.
Para o desenvolvimento deste trabalho, por ser tratar de um esforço
multidisciplinar, o que abrange conhecimentos em várias áreas afins, se faz necessário
apresentarmos alguns conceitos básicos para melhor compreensão acerca da
nomenclatura utilizada e do método escolhido para a efetivação do mesmo. Esta tarefa
é efetivada nos capítulos 2 e 3.
Capítulo 1
4
1.2 –Proposta
Neste trabalho pretende-se estudar a eficiência de detecção da tela intensificadora,
utilizada para o exame de mamografia (a tela de Oxisulfeto de Gadolíneo [Gd
2
O
2
S]). A
literatura indica que ao mesmo tempo em que a tela intensificadora aumenta a eficiência
de detecção, pois transformam as energias dos raios X em luz visível, também
aumentam a borrosidade nas imagens radiográficas. O benefício gerado pelo uso da tela
tem um limite, pois, uma quantidade grande de material fluorescente em contato com o
filme provoca uma diminuição na definição da imagem.
O objetivo principal deste trabalho é analisar a qualidade da imagem mamográfica
utilizando alguns parâmetros físicos que são bons descritores genéricos de qualidade de
imagem. E entre estes parâmetros tem-se o DQE (detective quantum efficience) ou
equivalente quântico de detecção, a relação sinal/ruído (SNR), fator de intensificação
(FI) e estabelecer uma verificação do método. Para isto foi escolhida a fração de energia
absorvida f(E) pelo objeto irradiado (a mama). A análise destes parâmetros físicos se
dar dentro de um conjunto de critérios:tais como: composição e espessura de mama,
espessura da tela, energia da fonte, câncer de 1mm e microcalcificação de 0.1mm de
espessura.
Existem diversos tipos de telas intensificadoras de uso clínico por exemplo às
telas de tungstato de cálcio(CaWO
4
), de oxisulfeto de gadolínio (Gd
2
O
2
S). A escolha de
uma tela dependerá da exposição que se espera que o paciente receba e também da
necessidade de observar detalhes na imagem.
Pretende-se avaliar a relação entre a composição da mama e a da sua espessura
com relação da espessura do fósforo utilizada nas telas de oxisulfeto de gadolínio.
Utilizando para isso, a técnica de simulação de Monte Carlo que tem se
mostrado uma ferramenta muito útil na Ciência Radiologica, inclusive para aplicações
em mamografia,. O programa utilizado foi o
Eletron Gamma Shower
versão 4 (EGS4),
onde foi escolhida uma geometria que corresponde a uma tomada crânio-caudal de
mamas comprimidas que representam práticas de rotinas em mamografia convencional.
Capítulo 1
5
1.3 –Organização do Trabalho
Além do presente capítulo o trabalho está apresentado da seguinte maneira:
Capítulo 2: Descreve as principais características do equipamento
mamográfico; são apresentadas as principais estruturas da mama; posicionamento da
mama durante o exame; sinais radiológicos primários de câncer de mama; discute as
características físicas dos filmes de raios X; descreve as características físicas das telas
intensificadoras (écrans). Apresenta os principais processos de interação da radiação
com a matéria, presentes na mamografia, descreve os principais parâmetros que
influenciam o feixe de raios X; apresenta algumas definições tais como : SNR, DQE,
ruído quântico, fator de intensificação, discute a influência da tela intensificadora na
redução de dose,e influência da espessura da tela na resolução e contraste,
considerações sobre qualidade de imagem, hierarquia dos parâmetros físicos de
qualidade de imagem.
Capítulo 3: Apresenta uma breve revisão da literatura de estudos prévios
sobre o método de Monte Carlo na determinação de parâmetros físicos de qualidade de
imagem em mamografia convencional.
Capítulo 4: Discorre sobre os métodos e materiais utilizados no
desenvolvimento do procedimento de simulação.
Capítulo 5: Mostra os resultados obtidos com os procedimentos de simulação
empregados e apresenta a discussão a respeito dos resultados e as conclusões sobre o
método.
Capítulo 6: Apresenta as conclusões e sugestões para trabalhos futuros.
Capítulo 2
CAPÍTULO II
FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
2.1-Introdução
Neste capítulo são apresentadas algumas definições e características que serão
úteis para melhor compreensão dos textos apresentados nos capítulos seguintes e que
irão servir de justificativa para a escolha da geometria utilizada na simulação. Nesta
seção não se pretende esgotar o assunto, visto que o mesmo pode ser facilmente
encontrado na literatura é dado apenas um breve resumo.
2.2 – A Descoberta dos Raios X
Em 8 de novembro de 1895, Wilhelm C. Roentgem, professor da Universidade
Wurzburg, na Alemanha, tentando estudar a fluorescência produzida pelos raios
catódicos, resolveu cobrir o seu tubo de raios catódicos com uma caixa de papel preta,
afim de impedir a saída de luz visível. Com a sala completamente escura, ligou o tubo e
aproximou do mesmo uma tela de cianeto de bário com platina. Para sua surpresa foi
produzido na tela um brilho, tendo ele concluído que o brilho era criado por alguma
radiação desconhecida, proveniente do tubo, a qual ele denominou de Raios X
(KAPLAN, 1978).
2.3 Produção de Raios X
Os raios X podem ser produzidos através de dois processos : frenamento de
elétrons “Bremsstrahlung” ou devido à excitação na eletrosfera atômica emitindo raios
X “característico” (TAUHATA, 1999).
O processo de Bremsstrahlung ocorre quando elétrons acelerados interagem com
núcleos de número atômico elevado ou com a eletrosfera atômica. Essa interação
provocará uma brusca desaceleração do elétron e, conseqüentemente, uma perda total
ou parcial de sua energia cinética, sendo esta energia cinética convertida em raios X e
calor.
6
Capítulo 2
Os raios X característicos são produzidos quando algum processo de interação
remove um elétron de camadas internas (K e L) da eletrosfera de um átomo. A vacância
originada é imediatamente preenchida por outro elétron de um orbital superior (maior
energia) que ira liberar o excesso de energia sob a forma de raios X característicos. O
termo “característico” se deve ao fato da radiação emitida ser monoenergética e revelar
detalhes da estrutura eletrônica do elemento emissor, tornando possível sua
identificação.
2.4- Aparelho de Raios X Diagnóstico.
Os aparelhos de raios X utilizados para radiodiagnósticos consistem basicamente
de quatro partes principais: gerador, tubo, painel de controle e receptores de imagem
(SIEMENS, 1977).
Gerador - É o equipamento que gera a alta tensão (40kV a 150kV) e corrente (20mA a
1200mA) necessárias ao tubo para a produção de feixes de raios X. Eles podem ser
monofásicos, trifásicos ou de potencial constante.
Tubo - É à parte do equipamento onde há produção dos raios X. Consiste de um
invólucro feito com vidro especial resistente ao calor a ao vácuo, revestido por uma
capa protetora de metal com chumbo (cabeçote), que minimiza a fuga da radiação.
Neste cabeçote existe uma janela, que permite a saída do feixe de raios X. No interior
do tubo, onde é feito vácuo, encontram-se o anodo (pólo positivo) e o catodo (pólo
negativo), como pode ser visto na figura 2.1.
Catodo – Consiste de uma capa focalizadora e um filamento de tungstênio de 1 a 2cm
de comprimento com cerca de 2mm de diâmetro. Este filamento, quando percorrido por
uma corrente de cerca de 5
A, é aquecido e emite elétrons termoiônicamente que serão
acelerados em direção ao anodo, devido a grande diferença de potencial (d.d.p).
Anodo – É normalmente um disco rotatório com cerca de 7cm de diâmetro, feito de
tungstênio que serve como alvo de impacto (ponto focal) para os elétrons oriundos do
catodo. O anodo é feito de tungstênio, pois cerca de 95% da energia cinética dos
7
Capítulo 2
elétrons que se chocam com ele é convertida em calor, exigindo assim, um material com
alto ponto de fusão (3380
0
).
Painel de Controle – É a parte do equipamento que permite, ao técnico em radiologia,
selecionar os parâmetros da técnica radiográfica a ser utilizada na realização de um
dado exame. Normalmente, o painel de controle fica localizado numa sala adjunta ou
atrás de um biombo, a fim de proteger o técnico da radiação secundária durante a
exposição de um paciente.
Ampola de Vidro
Anodo Rotatório
Figura 2.1- Descrição de um tubo de raios X
2.5 - O Equipamento Mamográfico ( Mamógrafo)
O equipamento dedicado a mamografia não é o mesmo que o utilizado pelos
sistemas de raios-X convencionais, possuindo características próprias, pois a imagem
gerada deve ser de alta resolução para que possam visualizar as estruturas mamárias
que, por sua vez , são composta de tecidos moles cuja diferença nos níveis de absorção
de raios X é pequena entre si. O compartimento de compressão é um acessório do
sistema mamográfico e tem como função comprimir a mama por meio de uma placa de
8
Capítulo 2
um material transparente até que se consiga a menor espessura possível. Ele é
responsável por melhorar a resolução, levando as estruturas da mama mais próximas do
filme e por evitar a movimentação da mama, conseguindo, assim uma dose menor de
radiação. Isso diminui a espessura da mama, separando estruturas superpostas e
ajudando na diferenciação entre massas sólidas e císticas, como pode ser visto na figura
2.2
Figura 2.2- Mamógrafo ( Fonte : http://www.uspar.com.br
)
Uma característica particular do equipamento mamográfico é a modificação do
tubo de raios X : enquanto geralmente é usado alvo de tungstênio nos sistemas
convencionais, o mamógrafo utiliza alvo de molibdênio. Isto porque o feixe produzido
num tubo de molibdênio tem um espectro que o aproxima de um feixe monoenergético,
o que é conveniente no caso de radiografia de mamas devido aos tecidos que a
constituem. Outra característica peculiar é o campo de radiação que, no mamógrafo, é
um pouco maior que a metade do campo dos sistemas convencionais. Para se conseguir
isto, utilizam-se colimadores de feixes e restritores, que são espécies de direcionadores
de feixe de raios X e barradores de radiação. Eles ajudam a diminuir a dose de radiação
ionizante em outras partes do corpo da paciente e também colaboram com a melhoria da
imagem. Os filtros, que geralmente são de molibdênio, com cerca de 0,03mm, são os
responsáveis por impedir que os fótons do feixe de baixa energia, que nada acrescentem
para o diagnóstico, atrapalhem na formação da imagem e atinjam a paciente, somando-
se à dose de radiação recebida.
9
Capítulo 2
O ponto focal é outro fator de grande importância no sistema mamográfico; ele de
ser bem pequeno, pois estruturas de até 0,3mm de diâmetro, como as
microcalcificações, por exemplo, devem ser possíveis de visualizar. O chassi
mamográfico apresenta um écran intensificador (tela intensificadora) que, ao contrário
do convencional, se posiciona em baixo do filme. Os fótons atravessam o filme,
chegando pela sua base, atingem o écran, transformam-se em luz visível e são refletidos
de volta, impressionando o filme. Esse posicionamento é utilizado para evitar o efeito
"crossover" (fenômeno de o filme ser impressionado duas vezes pelo mesmo fóton de
modo que isto possa causar uma certa penumbra na imagem, deteriorando a resolução),
e também para ajudar na obtenção de uma melhor resolução da imagem, prevenindo
uma grande absorção de fótons antes que eles se encontrem com o filme, pois, como os
raios X na mamografia são de baixa energia, um simples écran poderia absorver mais
que 50% dos fótons que chegam nele.
O mamógrafo deve ser operado com potência constante ou trifásica, onde o feixe
de raios X tem maior poder de penetração. Geralmente a tensão usada para mamografia
varia de 25 a 50kVp (entre 28 e 32, para a maioria dos exames), valor que depende
normalmente da espessura da mama (que normalmente, depois de comprimida, fica
entre 3 e 8cm). O esquema descrito está exemplificado na figura 2.3
Figura 2.3- Esquema de um aparelho mamográfico durante a realização do exame
10
Capítulo 2
2.6- Estrutura da Mama
As mamas são órgãos pares, situadas nas paredes anteriores do tórax, sobre os
músculos Grandes Peitoral.
Externamente, cada mama, na sua região central, apresenta uma aréola e uma
papila. Na papila mamária exteriorizam-se 15 a 20 orifícios ductais, que correspondem
às vias de drenagem das unidades funcionantes, que são os lobos mamários.
A mama é dividida em 15 a 20 lobos mamários independentes, separados por
tecido fibroso, de forma que cada um tem a sua via de drenagem, que converge para a
papila, através do sistema ductal.
Figura 2.4. Estruturas da Mama (fonte: falando sobre câncer de mama -INCA)
Ácino - porção terminal da "árvore" mamária, onde estão as células secretoras que
produzem o leite.
11
Capítulo 2
Lóbulo Mamário - conjunto de ácinos.
Lobo Mamàrio - unidade de funcionamento formada por um conjunto de lóbulos (15-
20) que se liga à papila por meio de um ducto lactífero.
Ducto Lactífero - sistema de canais (15-20) que conduz o leite até a papila, o qual se
exterioriza através do orifício ductal.
Papila - protuberância composta de fibras musculares elásticas onde desembocam os
ductos lactíferos.
Aréola - estrutura central da mama onde se projeta a papila
Tecido Adiposo – todo o restante da mama é preenchido por tecidos adiposo ou
gorduroso cuja quantidade varia com as características físicas; estado nutricional e idade
da mulher.
Ligamentos De Cooper - responsável pela retração cutânea nos casos de câncer de
mama, são expansões fibrosas que se projetam na glândula mamária.
As mulheres mais jovens apresentam mamas com maior quantidade de tecido
glandular, o que torna esses órgãos mais densos e firmes. Ao se aproximar da
menopausa, o tecido gorduroso, até se constituir, quase que exclusivamente, de gordura
e resquícios de tecido glandular na fase pós-menopausa.
Tem como função principal à produção do leite para a amamentação, mas têm
também grande importância psicológica para a mulher, representando papel
fundamental na constituição de auto-estima e auto-imagem. Embelezam a silhueta do
corpo feminino e desempenham também função erógena e de atração sexual.
2.7 Posicionamento da Mama durante o Exame
A mamografia é um exame que utiliza baixa tensão (kV) e alta corrente (mAs),
para gerar alto contraste, necessário à visualização das estruturas que compõem a mama,
todas com densidade semelhante.
Na realização da mamografia deve-se utilizar compressão eficiente, entre 13 e 15
kgf, para obtenção de um bom exame (na prática, em aparelhos que não indicam
automaticamente a força de compressão utilizada, podemos comprimir até a pele ficar
tensa e/ou até o limite suportado pela paciente).
As vantagens da compressão são:
• Reduz a dose de radiação, porque diminui a espessura da mama
12
Capítulo 2
• Aumenta o contraste da imagem, porque a redução da espessura da mama
diminui a dispersão da radiação.
• Aumenta a resolução da imagem, porque restringe os movimentos da
paciente.
• Diminui distorções, porque aproxima a mama do filme.
• "Separa" as estruturas da mama, diminuindo a superposição e permitindo que
lesões suspeitas sejam detectadas com mais facilidade e segurança.
• Diminui a variação na densidade radiográfica ao produzir uniformidade na
espessura da mama.
As incidências básicas são crânio-caudal e médio-lateral oblíqua e
representam a base de qualquer exame.
2.7.1- Crânio-Caudal-CC
Posicionamento:
• Tubo vertical, feixe perpendicular à mama.
• Paciente de frente para o receptor, com a cabeça virada para o lado oposto ao
exame; do lado examinado, mão na cintura e ombro para trás ou braço ao longo do
corpo, com o ombro em rotação externa.
• Elevação do sulco inframamário, para permitir melhor exposição da posição
superior da mama, próxima ao tórax.
• Centralizar a mama no bucky, mamilo paralelo ao filme.
• Filme mais próximo dos quadrantes inferiores.
• As mamas devem ser posicionadas de forma simétrica.
Referências para incidência crânio-caudal
• Parte lateral e parte medial da mama incluídas na radiografia.
• Visibilização do músculo grande peitoral, que pode ocorrer em 30-40% das
imagens, notadamente com adequada elevação do sulco inframamário.
• Visibilização da gordura retromamária.
2.7.2-Médio-Lateral Oblíqua MLO
Posicionamento:
13
Capítulo 2
Rodar o tubo até que o receptor esteja paralelo ao músculo grande peitoral,
variando a angulação entre 30 e 60
0
(pacientes baixas e médias 30 a 50
0
, paciente alta
até 60
0
).
Feixe perpendicular à margem lateral do músculo grande peitoral.
Paciente de frente para o bucky com o braço do lado examinado fazendo 90
0
com
o tórax; encaixar a axila e o grande peitoral no ângulo superior externo do bucky; puxar
o peitoral e a mama para o bucky (colocar a mama para cima, "abrindo" o sulco
inframamário); rodar o paciente (lado oposto ao exame para fora) e comprimir.
Centralizar a mama, mamilo paralelo ao filme.
Filme mais próximo dos quadrantes externos.
As mamas devem ser posicionadas de forma simétrica, incluindo mesma
angulação.
Referencias para a incidência médio-lateral oblíqua
Músculo grande peitoral até plano do mamilo ou abaixo, com borda anterior
convexa.
Sulco inframamário incluído na imagem.
Visibilização da gordura retromamária – se não for possível colocar o mamilo
paralelo ao filme, sem excluir o tecido posterior, deve-se realizar incidência adicional da
região retroareolar (em MLO ou CC).
Figura 2.5- Posicionamento da mama durante o exame
14
Capítulo 2
As incidências complementares crânio-caudal forçada, cleavage, médio-lateral ou
perfil externo, lateromerial ou perfil interno caudocranial são realizadas para esclarecer
situações detectadas nas incidências básicas.
2.8 -Sinais Radiológicos Primários de Câncer de Mama
As principais lesões identificadas na mamografia são divididas em sinais
radiológicos primários e secundários.
Os sinais radiológicos primários são os tipos de lesões que representam o câncer
de mama com as seguintes expressões radiológica:
2.8.1- Nódulo
É o achado mamográfico encontrado em 39% dos casos de câncer não palpáveis.
Os nódulos devem ser analisados de acordo com o tamanho, contorno, limites e
densidade.
Tamanho – no caso das lesões não palpáveis este parâmetro é de importância
relativa, pois os nódulos diagnosticados apenas pela mamografia, apresentam pequenas
dimensões.
Contorno – os nódulos podem apresentar contorno regular, lobulado, inregular e
espiculado. A suspeita de malignidade aumenta em função da ordem citada acima.
Limites – os limites representam a relação do nódulo com as estruturas vizinhas;
portanto, limites mal definidos são mais sugestivos para malignidade do que limites
parcialmente definidos e limites definidos.
Densidade – os nódulos malignos geralmente apresentam densidade elevada, às
vezes densidade intermediária e raramente baixa densidade.
2.8.2.- Microcalcificações.
São extremamente comuns os depósitos de cálcio na mama, observando-se
aumento na sua incidência com o avançar da idade. Estes depósitos de cálcio pode ser
secundários a processos benignos, tais como secreção celular ativa, debris celulares
necróticos, inflamação, trauma, radiação ou corpos estranhos. As calcificações são
15
Capítulo 2
encontradas no interior dos ductos, em torno dos ductos, nos ácinos, estruturas
vasculares, estroma glandular, gordura e na pele (INCA-MINISTÉRIO DA SAÚDE,
2005). A microcalcificação é o achado mamográfico encontrado em 42% dos de câncer
em lesões não palpáveis, podem representar o sinal mais precoce da malignidade. A
análise deve incluir tamanho, número, forma, densidade e distribuição.
Tamanho – microcalcificações, por definição, são estruturas com tamanho igual
ou menor que 0,5mm, portanto, partículas pequenas sugerem malignidade e partículas
maiores são mais sugestivas de benignidade.
Número – quanto maior o número de microcalcificações por centímetro cúbico,
maior a suspeita para malignidade. Em radiografia considera-se 1 centímetro quadrado
que representa a projeção, em 2 planos, do volume correspondente a 1 centímetro
cúbico. A suspeição começa a partir de 5 partículas. Assim quanto maior o número de
partículas na área de 1cm
2
da radiografia, maior a suspeita para malignidade.
Forma – quanto maior a variedade de formas (puntiformes, lineares, ramificadas ),
maior o grau de suspeição para malignidade. Pode-se utilizar a classificação
morfológica, de valor crescente, proposta pela Dra.Michèle Le Gal, excelente para
orientar o raciocínio mostrada na tabela 2.1.
Tabela 2.1-Classificação morfológica de Michèle Le Gal (1984)
TIPO MICROCALCIFICAÇÂO- MORFOLOGIA % de malignidade
TIPO I Anulares, redondas, discóides, com centro lucente Todas são benignas
TIPOII Redondas, isodensas, uniformes 22% são malignas
TIPOIII Puntiformes, tipo "poeira" , difícil identificação 40% são malignas
TIPOIV Irregulares, poliédricas, tipo "grão de sal" 66% são malignas
TIPOV Vermiculares, ramificadas, em forma de letras Todas são malignas
Densidade – as microcalcificações tipicamente malignas apresentam densidade
alta e importante variação de densidade dentro das partículas entre as partículas.
16
Capítulo 2
Portanto, densidade baixa e pouca ou nenhuma variação de densidade entre as
partículas, sugerem benignidade.
Distribuição – as microcalcificações suspeitas de maliginidade são em geral
unilaterais, podem estar agrupadas num pequeno setor mamário ou dispostas em trajeto
ductal.
Formas procuradas:
Figura 2.6 - Representação das formas procuradas para a malignidade
2.8.3-Densidade Assimétrica e Neodensidade
São lesões que apresentam o mesmo aspecto radiológico, pois ambas são áreas
densas e isoladas, sem correspondência na mama contralateral.
A densidade assimétrica é detectada através da comparação entre a imagem das
mamas e representa malignidade em 3% das lesões não palpáveis. Pode ser difusa,
quando abrange um grande segmento da mama e focal, quando encontra se num
pequeno setor da mama.
A neodensidade, por ser um elemento novo, é detectada através da comparação
cuidadosa com as mamografias anteriores. Seis por cento dos casos de câncer em lesões
não palpáveis se expressam radiologicamente sob a forma de neodensidade.
17
Capítulo 2
Figura 2.7-Esquema da densidade assimétrica na projeção dos quadrantes inferiores da
mama esquerda.
2.9 -Filmes Radiográficos e Telas Intensificadoras (Écrans)
2.9.1 Filme Radiográfico
O Filme radiográfico é o mais antigo detector de Raios X. Esses após interagirem
com os tecidos de um paciente são transmitidos carregando informações para um
determinado exame radiográfico, em especial destaque para o exame das mamas. No
processo de obtenção da imagem as informações das atenuações resultantes da
passagem do feixe de Raios X pelos tecidos do paciente são registradas pelo filme mas
que não podem, ainda ser vistas pelo olho humano e este registro e armazenamento das
informações são feitas utilizando-se as telas intensificadoras (écrans).
O filme pode ser exposto diretamente aos Raios X, mas a energia dos Raios X é
comumente convertida em luz visível, através das telas intensificadoras, já que o filme é
mais sensível ao espectro do visível.
2.9.2 Características Físicas do Filme
O filme radiográfico é constituído basicamente por quatros camadas: camada
protetora ou adesiva, base, emulsão, camada adesiva ou interface.
18
Capítulo 2
Camada
p
rotetora
Camada Fluorescente
Camada refletora ou
absorvente
Camada de suporte ou
base
0
,
02mm
0
,
10 a 0
,
15mm
0,02mm
0,25mm
Figura 2.8 – Estrutura física do filme
2.9.2.1 Camada Protetora ou Adesiva
Os filmes de um modo geral, possuem uma camada de gelatina dura sobre a
emulsão. Esta camada tem a finalidade de proteger antes e após o processamento do
filme, o que evita a rachaduras, pressão, e contaminação, facilitando a manipulação do
filme antes da exposição (CURRY III et al, 1990).
2.9.2.2-Base
A base do filme é de plástico transparente de 0,2 mm de espessura, que serve
como suporte para a emulsão fotograficamente ativa, ou radiossensível. A base deve
apresentar algumas propriedades importantes, a saber: (CURRY III et al, 1990).
a) não pode absorver muita luz quando a radiografia é feita,
b) flexibilidade, espessura e comprimento da base devem permitir fácil
processamento, ou seja, ela deve ser flexível e inquebrável, de fácil
manuseio e suficientemente rígida para ser posta dentro de uma caixa
(cassete),
c) deve apresentar estabilidade dimensional, pois a forma e o tamanho não
podem variar durante a revelação do filme ou durante o tempo de seu
armazenamento.
Inicialmente, a base consistia de placas de vidros o que foi substituído por nitrato de
celulose este fato se deu durante a primeira Guerra Mundial em 1914 devido ao corte do
suprimento de vidro pela Bélgica e pela necessidade de filmes menos frágeis. Em 1924
surgiu à base de triacetato de celulose e em 1960 o primeiro filme radiográfico médico
introduziu a base de resina de poliester, o que melhorou a estabilidade dimensional
19
Capítulo 2
ficando inclusive mais fino que o acetato. Sua espessura é em torno de 0,18mm e possui
propriedades iguais às do acetato.
2.9.2.3-Emulsão
A emulsão é a camada sensível à luz ou aos raios X de espessura
aproximadamente de 0,0127mm. A emulsão deve transmitir luz e ser suficientemente
porosa, permitido que durante o processamento químico os cristais de prata sejam
penetrados. Assim, algumas emulsões são projetadas para serem expostas diretamente
aos raios X, por isso, são mais espessas de modo a absorver maior quantidade de fótons,
outras são produzidas especificamente para serem usadas com as telas intensificadoras
(écran). Os filmes para utilização no sistema écran-filme geralmente possuem dupla
emulsão, mas para os exames de extremidades e mamografia utilizam-se os filmes com
emulsão simples, pois é necessário obter uma imagem com maior grau de nitidez, e
porque o uso do filme de emulsão dupla ainda provoca um certo grau de deformação da
imagem devido à exposição cruzada que é exposição da emulsão posterior pela luz
produzida no écran anterior e vice-versa (CURRY III et al, 1990)
A espessura da camada de emulsão, o tamanho e a disposição dos cristais na
emulsão, os tipos de haletos de que são feitos os cristais, o modo como esses cristais
sensibilizados durante a fabricação, e as diversas técnicas de controle durante a sua
fabricação, determinam as características do filme, tais como velocidade, contraste,
forma de curva característica, granulação e sensibilidade óptica (HENDDE, 1984).
A emulsão é composta por gelatina, que é feita de osso bovino e mantém os
grãos haletos de prata dispersos, prevenindo o agrupamento deles. Haletos de prata que
são elementos sensíveis à luz ou a radiação e estão precipitados e emulsificados na
gelatina sob condições exatas de concentração e temperatura . O tamanho do cristal,
perfeição estrutural e concentração são determinados pelo método de precipitação.
Existem filmes radiográficos com cerca de 90 a 99% de AgBr (brometo de prata)
e de 1% a 10% de AgI (iodeto de prata). A presença de AgI torna a emulsão mais
sensível do que a emulsão só com AgBr, pois o iodeto de prata possui número atômico
maior, o que proporciona maior absorção dos fótons. O haleto de prata encontra-se
20
Capítulo 2
suspenso na gelatina sob a forma de pequenos cristais, com um formato quase plano e
triangular, constituídos de íons de prata ( Ag
+
), íons de brometo (Br
-
) e íons de iodeto
( I
-
), que se mantêm unidos em uma estrutura cúbica por efeito de atração elétrica. Os
cristais possuem de 1,0 a 1,5 microns de diâmetro com 6,3x10
9
grãos/cm
3
na emulsão e
cada grão contém entre 10
6
e 10
7
íons de prata (Ag
+
) (CURRY III et al, 1990).
Esses grãos não formam cristais perfeitos, pois se não houvesse qualquer
irregularidade, não seriam sensíveis à luz ou radiação. Dessa forma, não reagiriam com
os fótons incidentes e não produziriam a imagem. Entretanto, eles tem em sua superfície
moléculas de sulfeto de prata ( AgS) –conhecidas como pontos de sensibilidade –que
atuam como centros de captura de energia luminosa ou radiação para a formação da
imagem latente, e alguns íons de prata fora de sua posição normal na estrutura cristalina,
que podem se deslocar para o centro de captura e ajudar a formar a imagem.
As moléculas de AgS são produto da reação entre o enxofre (S), adicionado à
emulsão, e o haleto de prata. Um único cristal pode ter um ou mais desses pontos de
sensibilidade.
A cor é responsável pelo espectro de sensibilidade do filme. Assim as emulsões
são acrescidas de corantes sensibilizadores que as tornam sensíveis para determinado
comprimento de onda. Inicialmente, eram sensíveis ao azul, depois, novos corantes
foram adicionados tornado-as sensíveis a outros comprimentos de onda. Existem quatro
tipos de filmes: (1) sensível ao azul; (2) ortocromático (sensível a azul/verde e
vermelho);(3) pancromático (sensível a todo o espectro de luz visível); e (4)
infravermelho (sensível a calor) (BUSSELLE, 1988).
2.9.2.4-Camada Adesiva ou Interface
A camada adesiva é uma substância pouco espessa aplicada sobre a base do
filme para uma perfeita união entre a base e a emulsão (HENDEE,1984).
2.10 -Processo de Formação da Imagem
Em um exame radiodiagnóstico, um feixe de raios X com intensidade uniforme,
ao passar através de um paciente, interage com a estrutura física (diferentes tecidos com
21
Capítulo 2
diferentes espessuras, número atômico e densidade). O produto desse processo de
interação do feixe de raios X com a matéria é uma saída de intensidade variável,
contendo a informação da estrutura analisada, que é registrada por um detector de
imagem, o filme, formando a imagem latente (DESPONDS, 1991).
Conforme ilustra a figura 2.9, o fóton absorvido dá ao elétron do íon Br
-
energia
suficiente para este escapar e mover-se no cristal até o ponto de sensibilidade (AgS).
Br
-
+ fóton Br + elétron
Este ponto de sensibilidade atua um centro de captura, onde o elétron é temporariamente
fixado, formando uma carga negativa que atrai um íon Ag
+
, neutralizando-se e
formando um átomo de prata metálica, enquanto os átomos de bromo (Br) movem-se
para a gelatina da emulsão.
Ag
+
+ elétron Ag
O átomo de prata metálica formada atua também como centro de captura de elétron, e
assim, repetidas vezes, dependendo da quantidade de fótons absorvidos, é produzido um
aglomerado de prata metálica (NEBLETTE, 1962).
Figura 2.9 – Formação da imagem latente (CURRY III et al1990)
22
Capítulo 2
2.11 –Exposição
A exposição refere-se à quantidade de radiação que interage com o paciente e
chega até o filme, que se encontra alojado em uma caixa denominada chassi
radiográfico.
Numa exposição direta , a intensidade dos raios X que passam pelo paciente
depende dos detalhes da estrutura interna do corpo. Esta intensidade que emerge do
paciente interage com o filme, produzindo um nível de densidade correspondente
(WILKS, 1987).
2.12 -Chassi Radiográfico
O chassi radiográfico é um envelope desenvolvido para alojar o filme ou, uma
combinação écran-filme e proteger o material foto-sensível da luz até o momento da
exposição. A superfície anterior do chassi deve ser de material de baixo número
atômico, com espessura reduzida para evitar atenuação indesejada, e a superfície
posterior deve ser de material de alto número atômico para diminuir o
retroespalhamento e aumentar a probabilidade de ocorrer uma interação fotoelétrica.
2.13 -Características Sensitométricas
A visibilidade das informações registradas num filme para um diagnóstico
preciso depende da forma como o filme responde à exposição à qual é submetido, e da
forma como é processado. A resposta do filme à exposição direta aos raios X ou à luz
proveniente das telas intensificadoras (écrans) é extremamente importante para a
seleção dos parâmetros da exposição (corrente (mAs), tensão (kVp)), bem como para a
seleção do tipo de filme ou combinação tela-filme. A escolha do filme será função das
suas características das suas propriedades sensitométricas (CURRY III, 1990).
2.14 –Densidade
A medida do enegrecimento do filme é denominada densidade fotográfica,
densidade óptica ou simplesmente densidade, que é definido como a taxa de intensidade
de exposição incidente por intensidade transmitida (HENDEE,1984).
23
Capítulo 2
A faixa de intensidade de radiação à qual um filme é sensível é entre 5mR e
1000mR, que é mais bem representada pelo logaritmo da exposição relativa, o que
representa mais convenientemente uma ampla faixa de exposição em uma forma gráfica
mais compacta e que fortalece o fato da resposta fisiológica do olho, para diferenças em
intensidade, também ser logarítmica. Logo a densidade óptica fica definida
matematicamente por:
t
I
I
D
0
log=
(2.1)
onde D é a densidade óptica, I
0
é a luz incidente sobre a área do filme e I
t
é a luz
transmitida por aquela área do filme.
I
t
I
0
Filme
Figura 2.10- Intensidade incidente e intensidade transmitida em um filme
A opacidade (habilidade do filme para absorver a luz) é medida por
t
I
I
0
, e a
transmitância (fração de luz que é transmitida pelo filme) é medida por
0
I
I
t
. Assim,
verifica-se que a menor transmissão de luz (densidade óptica alta) significa que o filme
24
Capítulo 2
é mais escuro em relação àqueles com maior transmissão de luz (densidade óptica
menor). No caso de um filme de dupla emulsão, a densidade óptica total resulta da soma
das densidades de cada emulsão (SCAFF, 1979).
2.15- Curva Característica
A curva característica é um gráfico, cujos eixos y e x contêm respectivamente,
os dados referentes à distribuição bidimensional da densidade óptica e os dados
referentes à distribuição bidimensional de fótons provenientes da exposição do filme
aos raios X ou à luz da tela intensificadora. Este gráfico é também conhecido como
curva sensitométrica, curva de enegrecimento ou curva H-D. Os primeiros que usaram a
curva características para descrever a resposta do filme fotográfico à luz foram Hurter e
Driffield, daí a expressão curva H-D.
Uma análise da curva característica consiste na avaliação da capacidade de
formação de imagem de um sistema convencional ou sistema tela-filme,
proporcionando informações sobre o contraste, velocidade (sensibilidade) e sobre a
faixa do logaritmo de exposição relativa que produz radiografias satisfatórias para o
radiognóstico (latitude). Altas e baixas taxas de exposição resultam em pequenas
variações de densidade óptica, regiões conhecidas como patamar e base da curva
característica, como mostrado na figura (2.11). Uma radiografia com densidades ópticas
nessas regiões fornecem uma imagem com contraste inferior, pois a parte importante da
curva característica é a porção linear, onde a densidade óptica é proporcional ao
logaritmo da exposição (HAUS, 1977).
Figura 2.11 – Exemplo de Curva H-D
25
Capítulo 2
Vyborny, utilizou modelos experimentais para estudar a forma da curva
característica, segundo ele os fatores básicos que determinam a forma da curva
característica de um sistema de registro composto apenas pelo filme são as propriedades
intrínsecas da emulsão do filme, tais como tamanho do grão, sua distribuição,
concentração e centros de imagem latente necessário para tornar o filme revelável e para
o sistema tela-filme (écran-filme) são as propriedades intrínsecas da emulsão do filme,
exposição cruzadas- centros de imagem latente produzidos pelo écran posterior na
emulsão anterior e vice-versa; contribuição do écran – centros de imagem latente
produzidos pelo écran posterior na emulsão posterior e centros de imagem latente
produzidos pelo écran anterior na emulsão anterior; fração de grãos do filme reveláveis
pela interação direta aos raios X e fração de grão do filme que se tornaram reveláveis
por outros meios, tais como elétrons ejetados dos écrans (VYBORNY, 1979)
2.16-Contraste
O contraste é a diferença de intensidade entre dois pontos, ou entre duas áreas da
imagem.
O contraste do filme é a diferença em densidades observáveis, em um filme de
raios X, quando o mesmo é iluminado, e pode ser expresso pelo declive da porção reta
da curva característica, definida pelo intervalo de densidade óptica entre 0,4 e 2,0
(FUNDAMENTOS DE RADIOGRAFIA, 1980).
2.17-Resolução
A resolução é a capacidade do sistema em registrar imagens separadas, de
pequenos objetos muito próximos entre si, e detalhes de alto contraste (BORASI, 1992).
Essa capacidade do filme para registrar detalhes é expressa em pares de linha por
milímetro, medida expondo aos raios X o objeto de testes apropriado para essa medida
(MORGAN, 1986).
26
Capítulo 2
2.18 Velocidade
A sensibilidade de um filme à radiação incidente é determinada pela exposição
necessária para produzir uma densidade específica. A sensibilidade é também chamada
de velocidade. A velocidade do filme está associada ao tamanho do grão haleto de prata,
pois o filme se torna mais rápido à medida que o tamanho do grão aumenta. Os filmes
são divididos em três categorias conforme a sua velocidade (a) filme lento - possui grão
fino e uniforme e apresenta alto contraste com boa definição; (b) filme médio - possui
grãos médios e definição suficientemente boa; (c) filme rápido – possui grãos grandes e
alta velocidade, especialmente utilizado para minimizar a dose no paciente, ou para
reduzir a dose devido ao movimento involuntário do paciente (BUSSELLE, 1988).
Brink, define a velocidade v através da equação:
E
v
1
= (2.2)
E é a exposição necessária para produzir uma densidade óptica igual a 1,0 (BRINK,
1993).
2.19-Latitude
A latitude é obtida a partir da curva característica e trata-se da região de
exposição a que o filme responderá com densidades utilizáveis no determinado
radiodiagnóstico, que é determinada pela porção linear da curva. A latitude e o contraste
são inversamente proporcionais (CURRY III, 1990).
2.20 - Telas Intensificadoras (Écrans).
As primeiras telas intensificadoras(écrans reforçadores) para filmes de raios X,
as telas de tungstato de cálcio (CaWO
4
), foram fabricadas em 1896, um ano após a
27
Capítulo 2
descoberta dos raios X, permitindo uma redução de 50 a 100 vezes na exposição
(CURRY III, 1990).
Estudos recentes desenvolveram novos materiais fluorescentes para as telas, tais
como as terras raras, gadolínio e o lantânio, que ocupam o grupo 3B da tabela periódica
dos elementos químicos. A série dos 15 elementos cujos números atômicos estão
compreendidos entre 57 e 71 é conhecida como a série dos lantanídeos, devido ser o
lantânio o primeiro elemento da mesma.
Entre 1972 e 1976 estudos realizados a respeito dos sais fluorescentes de terras
raras, levaram a aplicação das telas intensificadoras compostas de oxissulfeto de
gadolínio ativado pelo térbio (Gd
2
O
2
S:Tb), com finalidade de reduzir as doses de
radiação sem perda da qualidade da imagem (BUCHANAN, 1972).
O sal fluorescente de terras raras, atualmente em uso, é produzido como pó
cristalino de oxissulfato de gadolínio ativado pelo térbio, pois o sal de terra rara no
estado puro não emite luz apropriadamente, por isso necessita ser ativado pelo térbio. A
máxima emissão de luz pelo sal de terra rara ocorre quando, aproximadamente 0,3% dos
átomos de gadolínio são substituídos pelo térbio (Tb) (JOHNS &CUNNINGHAM,
1983).
O espectro de luz emitido pelos cristais de Gd
2
O
2
S:Tb é concentrado em uma
faixa limitada a um forte pico ao redor de 544 nanômetros, que é a faixa da área da luz
verde do espectro, enquanto que o espectro do CaWO
4
é contínuo na região azul tendo o
pico um comprimento de onda ao redor de 430 nanômetros (CHISTENSEN, 1990).
As telas intensificadoras de terras raras absorvem mais raios X e emitem duas
vezes mais energia luminosa que as telas de tungstato de cálcio (VENEMA, 1979).
Devido a sua melhor absorção e conversão dos raios X em luz essas telas possuem
maior velocidade, isto porque o sal de terra rara possui uma eficiência intrínseca mais
alta, acima de 20 % (CHISTENSEN, 1990), este aumento da velocidade é obtido sem a
perda do poder de resolução.
28
Capítulo 2
Castle, sugeriu que o contraste do filme poderia ser melhorado com o uso do sal
fluorescente de terras rara em telas intensificadoras, porque este sal mostrou-se ser
menos sensível à radiação espalhada quando comparada a tela de tungstato de cálcio.
Estudos clínicos demonstraram que a melhoria na qualidade da imagem é obtida através
de uma técnica de magnificação de imagem radiológica associada a um sistema tela
terra rara-filme sensível a luz verde (IMHOF & DOI, 1978).
2.20.1 Características Físicas das Telas (Écrans)
Conforme literatura, uma tela intensificadora, esquematizada na figura 2.12,
possui 4 camadas com espessura total
em torno de 0,4mm , são elas: base, camada refletora, fósforo, camada protetora.
Camada protetora
Fósforo
Camada refletora
Base
Figura 2.12-Estrutura física da tela.
Base – é feita de plástico de poliester ou cartolina de alta qualidade e serve como
suporte para as demais camadas; deve ser flexível, não conter impurezas, ser
quimicamente inerte e não descorar com a radiação ou com o tempo.
Camada Refletora- é constituída de óxido de magnésio(MgO) ou dióxido de
titânio(TiO
2
)e encontra-se espalhada sobre a base com uma espessura de 0,0254mm. A
luz é produzida em todas as direções, mas uma pequena parte é emitida em direção ao
filme. Portanto, a camada refletora é responsável pelo redirecionamento dos fótons
espalhados, muito embora alguns écrans não possuam a camada refletora.
29
Capítulo 2
Camada de Fósforo – é aplicada sobre a camada refletora ou sobre a base, esta camada
é constituída por um material luminescente, também chamado de fósforo. Os cristais de
fósforo encontram-se suspenso em um plástico flexível. Quanto maior a espessura do
fósforo, mais rápido é o écran. Esta camada é responsável pela emissão de luz durante o
período em que é estimulado pelos raios X, processo conhecido como luminescência.
(SCAFF, 1979).Quando a emissão de luz ocorre num intervalo de tempo de 10
-8
segundos, o processo é chamado de fluorescência; ocorrendo num intervalo de tempo
superior a 10
-8
segundos, recebe o nome de fosforescência.
A luz emitida tende a ser mais intensa quando aumenta o tamanho do cristal.
Para ser usado em um écran, o fósforo deve apresentar determinadas características:
a) alta absorção de raios X;
b) alta eficiência de conversão, ou seja, emitir uma grande quantidade ce fótons de
luz por interação (o que varia de fósforo para fósforo);
c) alto número atômico para aumentar a probabilidade de interação com a radiação
incidente;
d) adequado espectro de emissão de luz;
e) resistência as variações ambientais;
f) após estimulo dos raios X, mínima emissão de luz [CURRY III]
Na figura 2.13 podemos verificar os cristais de fósforo que compõe a tela
intensificadora de Gd
2
O
2
S:Tb
3+
Figura 2.13- Écran de Gd
2
O
2
S:Tb
3+
, cristal de fósforo ampliado 2500 vezes
30
Capítulo 2
Camada Protetora- é composta de plástico e apresenta uma espessura de 0,02mm sobre
a camada de fósforo que serve de proteção a esta camada, proteção de desgaste,
eletricidade estática, umidade, manchas. É uma camada fina que permite a limpeza
periódica, mas que não interfere na nitidez da imagem.
2.20.2 Propriedades das Telas Intensificadoras.
Velocidade – refere-se a eficiência da tela em converter os raios X em luz. São vários os
fatores que interferem na velocidade das telas intensificadoras, os que independem dos
fatores operacionais são:
a) Camada de fósforo, que esta diretamente ligada com a conversão de raios X em
luz visível.Quanto maior a camada maior a conversão;
b) Sua composição, CaWO
4
, Gd
2
O
2
S :Tb, etc;
c) O tamanho do cristal de fósforo, maior cristal implica em maior quantidade de
luz emitida;
d) A presença ou não de tinta absorvedora de luz na camada de fósforo. Esta tinta
serve para absorver parte da luz espalhada na tela intensificadora;
e) A qualidade da radiação, quando aumenta a tensão (kVp), o fator de
intensificação diminui. A habilidade da tela em registrar detalhes é inversamente
proporcional a sua velocidade.
Atualmente muitos esforços tem sido feito para melhorar a velocidade das telas
intensificadoras, isto inclui a pesquisa a cerca de novos fósforos. A literatura e
pesquisas apontam para três maneiras de se aumentar a velocidade da tela
intensificadora : 1) aumentar a espessura da camada de fósforo; 2) aumentar a eficiência
de conversão; 3) aumentar a capacidade de absorção do fósforo.
O aumento da espessura da camada de fósforo aumenta a absorção de fótons, mas
isso causa borrão na imagem, devido à difusão da luz (espalhamento). Portanto, pode-se
aumentar a velocidade das telas aumentando a camada de fósforo, desde que haja um
compromisso entre velocidade e nitidez da imagem.
A literatura , informa que a eficiência de conversão dos raios X em luz das telas
intensificadoras é diferente para cada tipo de fósforo utilizado em sua fabricação .
31
Capítulo 2
Segundo Curry III, os fósforos de terras raras (incluindo o gadolínio) absorvem
um fóton de raios X e produzem 4000 fótons de luz, e os fósforos de CaWO
4
absorvem
um fóton de raios X e produzem 1000 fótons de luz.
A posição da energia da camada eletrônica K do átomo de um fósforo tem
influência significativa sobre a absorção dos raios X de diferentes telas intensificadoras.
Conforme ilustrado na figura (2.14) através da análise da figura (2.14) podemos notar,
principalmente para o CaWO
4
e Gd
2
O
2
S:Tb, que absorvem igualmente até 50 keV,
energia da camada K do gadolínio (Gd); de 50,2 keV até 70 keV, energia da camada K
do tungstênio (W), as telas de terras raras mostram –se mais eficientes que os CaWO
4
por causa da diferença de absorção fotoelétrica dos fósforos (CURRY III,!990).
Figura 2.14-Comparação das Curvas de Absorção de Raios X de alguns Fósforos.
C.J. Vyborny et al (VYBORNY, 1980), estudaram sistemas telas-filmes, com
filme de emulsão dupla, e verificaram que a energia absorvida pela tela é afetada pela
energia da camada K do fósforo, é muito pouco afetada pelo filme podendo ser
negligenciada. Efetuaram cálculo da energia da energia absorvida pela tela desprezando
o efeito do filme sobre a absorção total.
32
Capítulo 2
Espectro de luz - o espectro de luz emitido por uma tela é uma característica do
material que a constitui, e constitui uma importante ferramenta quando se considera a
resposta de diferentes filmes à luz emitida por uma tela particular.
Os fótons de luz emitidos pelas telas intensificadoras são mais facilmente
absorvidos pelo filme do que os fótons mais energéticos de raios X. Mas as telas
intensificadoras devem combinar com o filme de forma que haja um casamento
espectral para se obter um melhor desempenho de ambos (MOORES, 1973).
Eficiência da Tela Intensificadora – a habilidade dos fótons de luz emitidos pelos
fósforos em escapar da tela e expor o filme é denominada de eficiência da tela
intensificadora. De acordo com (CURRY III, 1990), se forem conhecidos a energia dos
fótons absorvidos, o comprimento de onda da luz emitida pelo fósforo e a sua eficiência
de conversão, o número de fótons de luz gerados é facilmente calculado.Por exemplo, se
uma exposição de 50 keV é absorvida por uma tela de oxissulfeto de gadolínio que
emite o pico de luz em 544nm, a energia em eV deste fóton de luz é calculado por:
eVEE
E
200228,0
5440
4,12
5440
4,12
≅⇒≅=⇒==
λ
(2.3)
onde λ é o comprimento de onda . Assim a energia dos fótons de luz verde [544nm] está
em torno de 2eV. A uma eficiência de conversão de 100%, fótons de raios X de
50000eV produzem em torno de 25000 fótons de luz com energia de 2eV
.25000
2
50000
= O número de fótons emitidos por este fósforo, porém, é 1250 por
causa dos 5% de eficiência de conversão
(
. O fósforo de Gd
)
125005,025000 =x
2
O
2
S:Tb
, absorve 60% dos fótons de raios X, admitindo 1000 fótons de raios X, somente
aproximadamente 600 fótons serão absorvidos e produzirão 750000 fótons de luz [600 x
25000=750000]. Metade dos 750000 fótons de luz escapara da tela e exporá o filme.
A forma como a tela amplia o efeito fotográfico pode ser observado quando se
utiliza o filme sozinho sem a tela. Considerando que são necessários 100 fótons para
formar um centro de imagem latente
(
)
2500
100
25000
= . No caso do filme sozinho
33
Capítulo 2
apenas 5% dos fótons de raios X [50 fótons] são absorvidos pelo filme e reagem com a
emulsão para formação dos centros de imagem latente.Considerando que cada fóton
contribui para a formação de um centro de imagem latente na exposição direta serão
formados apenas 50 centros de imagem latente. O que observamos com esta
comparação é uma taxa de 50:1 na produção de centros de imagem latente da
combinação tela-filme para o filme sozinho [2500/50=50].
Esta taxa de 50:1 mostra que para a formação dos centros de imagem latente a
utilização das telas intensificadoras permite a redução da exposição. A medida da
redução dessa exposição é denominada de fator de intensificação [FI], ou seja, razão
entre as exposições de raios X necessárias para produzir a mesma densidade em um
filme com [Ec] e sem tela [Es] e é expressa pela equação 2.4 (SCAFF, 1979).
s
c
E
E
FI = (2.4)
Exposição tela-filme – No diagnóstico praticamente todos os exames são realizados
usando-se a combinação tela-filme [écran-filme], por reduzir o tempo de exposição e a
dose no paciente.
Combinação tela-filme – A combinação tela-filme pode ser feita de duas maneiras, a
primeira consiste em combinar um filme de uma única emulsão e apenas uma tela, e que
é chamado de combinação tela-filme simples, enquanto que a segunda combina um
filme de dupla emulsão com duas telas, sendo uma para a emulsão anterior e a outra
para a emulsão posterior, é chamada de combinação tela-filme dupla.
A combinação simples é usada para exames de extremidades e para a
mamografia, onde é necessário radiografar estruturas pequenas e de difícil contraste e
obter imagem com baixo nível de borramento, a dupla é utilizada no radiodiagnóstico
em geral, principalmente para aumentar a absorção de raios X e o contraste.
2.21 – Dose e Exposição
Conforme Barret & Swindel, para definir completamente um feixe de raios x é
necessário especificar a distribuição espacial e espectral dos seus fótons constituintes.
34
Capítulo 2
Embora essa formulação seja fisicamente mais completa, considerações mais simples
são mais úteis na prática.
Como primeira medida de radiação temos a exposição(X):
(X)=
m
Q
∂
∂
(2.5)
onde ∂Q é o diferencial absoluto da carga dos íons produzidos pela liberação de elétrons
estimulada pela incidência da radiação na massa de um elemento diferencial de volume
de ∂m. A unidade normalmente utilizada é o Roentgen (1R=2,58.10
4
C/kg).
Alternativamente, pode-se definir o diferencial de energia transferida ∂E pela
radiação ionizante a um diferencial de massa ∂m. Deste modo defini-se a dose absorvida
(D):
D=∂E/∂m (2.6)
Onde a unidade de dose é o Gray (1Gy=1J/kg) no Sistema Internacional de Unidades.
A taxa de dose absorvida é definida por
dD/dt, cuja unidade padrão é
Gy/s (BARRET & SWINDEL).
0
lim
→
=
t
D
2.22 – Interação da Radiação X com a Matéria.
2.22.1- Introdução.
A interação da radiação eletromagnética com a matéria é um instrumento
fundamental na pesquisa da estrutura do átomo e dos materiais em geral
(MAGALHAES, 1997) com especial aplicação na medicina radiodiagnóstica, como no
caso da mamografia, por exemplo.
Quando interagem com a matéria os raios X podem ser transmitidos, absorvidos
ou espalhados. A probabilidade de interação depende da energia do fóton incidente, da
35
Capítulo 2
densidade, da espessura, do número atômico dos materiais que constituem o meio
(BUSHBERG et al, 1994).
Os raios X sob o ponto de vista da interação com a matéria são classificados como
radiação indiretamente ionizante, pelo fato de não possuírem carga elétrica. Eles
interagem individualmente, transferindo total ou parcialmente, sua energia para um
elétron, ou para o núcleo de um átomo, constituinte do meio de interação. Devido a sua
natureza ondulatória, os raios X podem penetrar grandes espessuras de um material sem
interagir. Este poder de penetração depende da probabilidade ou seção de choque de
interação, que por sua vez depende da energia da radiação incidente e do número
atômico (Z) do material absorvedor. A interação dos raios X com a matéria se da através
dos seguintes processos : efeito fotoelétrico, efeito Compton, formação de pares e
reações fotonucleares (TAUHATA, 1999).
A figura 2.15 representa a importância relativa dos efeitos fotoelétrico, Compton e
de formação de pares, em função da energia do fóton e do número atômico do material
absorvedor.
Figura 2.15 – Importância relativa dos efeitos Fotoelétrico, Compton e Formação de
Pares.
36
Capítulo 2
Coeficiente de atenuação linear total – É o coeficiente que fornece a probabilidade do
feixe sofrer atenuação por um dos processos de interação com a matéria. É dado pela
soma dos coeficientes de atenuação referentes a cada processo de interação, como
mostra a equação (2.7)
µ(E) = τ(E) + σ
inc.
(E) +σ
coe.
(E) +σ
fp
(E) (2.7)
τ(E) = coeficiente de atenuação para o efeito fotoelétrico,
σ(E) = coeficiente de atenuação para o espalhamento incoerente (Compton),
σ
coe.
(E) = coeficiente de atenuação para o espalhamento coerente (Rayleigh),
σ
fp.
(E) = coeficiente de atenuação para a formação de pares.
Para a faixa de radiodiagnóstico (energia até 150 keV), somente os processos de
espalhamento coerente, espalhamento incoerente e efeito fotoelétrico são relevantes e
serão estudados de uma forma resumida.
2.22.2 - O Espalhamento Coerente (Rayleigh)
O espalhamento coerente é um processo em que os fótons com energia Eo
interagem com elétrons orbitais do átomo e são espalhados elasticamente, com a mesma
energia Eo, sem ionizar ou excitar o átomo. A intensidade da radiação espalhada pelo
átomo é determinada somando-se as amplitudes da radiação espalhada, coerentemente,
por cada elétron atômico do átomo. Cada elétron contribui, individualmente,
independentemente da seção choque. O espalhamento coerente é predominantemente
em baixas energias e para materiais com elevado número atômico.
2.22.3 - O Espalhamento Incoerente (Compton)
Ao contrário do espalhamento coerente, o espalhamento incoerente ou
espalhamento Compton, o fóton é espalhado por um elétron de baixa energia de ligação,
que recebe somente parte de sua energia, continuando sua sobrevivência dentro do
material em outra direção. Como a transferência de energia depende da direção do
elétron emergente e esta é aleatória, de um fóton de energia fixa podem resultar elétrons
com energia variável, com valores de zero até um valor máximo. O efeito Compton é
esquematizado na figura 2.16.
37
Capítulo 2
Figura 2.16 – Representação esquemática do espalhamento Compton.
2.22.4-Efeito fotoelétrico
O efeito fotoelétrico é caracterizado pela transferência total de energia do fóton
incidente a um único elétron orbital, que é expelido com uma energia cinética bem
definida.
Obviamente a energia cinética do fóton incidente deve ser maior que a energia
de ligação do elétron à sua camada atômica. A figura 2.17 é uma representação do efeito
fotoelétrico (TAUHATA, 1999).
Figura 2.17 –Representação esquemática do efeito fotoelétrico
38
Capítulo 2
2.23- SNR, DQE e FI
Relação Sinal/Ruído (SNR) - Contraste é o sinal essencial em radiodiagnóstico por
imagem é algo que devemos elevar ao máximo. Ruído é o que devemos reduzir ou
eliminar em qualquer processo de formação de imagem. Existe uma conveniente
maneira de combinar o contraste e o ruído por um simples parâmetro chamado relação
sinal ruído (Sinal–to-Noise Ratio) (SNR). A razão contraste ruído também é utilizada.
(CNR) (BUSHBERG et al, 1994).
SNR=
Noise
Signal
ou CNR=
Noise
Contrast
(2.8)
Segundo Bushberg, a relação sinal/ruído para um sistema tela filme pode ser
calculada utilizando-se as seguintes expressões :
SNR=
ectado
N
det
=
incidente
NDQE × (2.9)
Onde N
detectado
= é o numero de fótons detectado e N
incidente
= é o numero de fótons
incidente.
A equação (2.9) indica que o ruído quântico reduz com a raiz do número de
fótons, ou seja, com a dose de exposição de radiação.
Ruído Quântico - O ruído quântico costuma ser majoritário em sistemas de imagens
radiográficas (BARRET et al, 1981).
Em um campo uniforme irradiado, áreas adjacentes do detector apresentam
contagem de fótons que variam aleatoriamente em torno de uma média (HUDA et al,
1994).
39
Capítulo 2
Estas variações de fótons incidentes sobre o detector de radiação são
basicamente de natureza quântica dos fótons, sendo denominada ruído quântico (HART
et al, 1992).
Equivalente Quântico de Detecção (DQE)- é uma descrição do parâmetro de quanto
do ruído é adicionado por um sistema de imagem latente a uma imagem final. Um
sistema de imagem latente , tal como um sistema tela-filme, não absorverá todos os
fótons que incide nele. Alguns serão perdidos devido a transmissão ou ao espalhamento.
O equivalente quântico de detecção (DQE) é uma medida de como o sistema utiliza os
fótons absorvidos, e pode ser pensado em termo de quanto de ruído é adicionado pelo
sistema de imagem latente.
O ruído em uma imagem radiográfica é intrinsecamente relacionado com o
número de fótons que contribui para a formação da imagem.
Todo sistema tela-filme produz a imagem latente em dois momentos: 1) a
absorção dos raios X pela tela (fósforo) e 2) a transferência de informação de absorção
para o filme pela conversão dos fótons de luz para o filme.
O primeiro momento envolve o equivalente quântico de detecção (DQE). O
DQE depende da tensão(kV) da fonte, da composição e espessura do tecido irradiado e
da composição e espessura da tela de fósforo.
O segundo momento para a formação da imagem é a transferência de informação
para a emulsão. A eficiência desta etapa envolve a eficiência de conversão. E a
eficiência total do sistema é dada pelo produto da eficiência de detecção pela eficiência
de conversão.
Os raios X que são transmitidos pelo paciente mas também são, transmitidos
pelo sistema tela- filme não contribuem para a formação da imagem, somente os raios X
absorvidos pelo sistema tela –filme, que realmente contribuem para formação da
imagem. Isto significa, o que realmente importa e o número de fótons que são
absorvidos pelo detector e não o número de fótons incidente nele.
Segundo a literatura, o equivalente quântico de detecção, para um sistema tela-
filme, pode ser calculado utilizando-se a equação (2.10) (BUSHBERG et al, 1994).
40
Capítulo 2
DQE=
incidente
absorvido
N
N
(2.10)
Fator de Intensificação (FI)-refere-se ao aumento de velocidade que o sistema tela-
filme adquire em comparação com o sistema composto apenas pelo filme e é definido
como :
FI=
telanapositadadeenergiade
filmenodepositadaenergiade
%
%
(2.11)
2.24-Influência da Tela na Redução de Dose no Paciente
A figura 2.18 mostra como a intensificação, proporcionada pela tela, diminui o
tempo de exposição reduzindo com isso a dose para o paciente. A redução da exposição
e conseqüentemente da dose e diretamente relacionado com a velocidade do sistema
(tela-filme).
Luz Raios X
Exposição Baixa
com Tela
Exposição Alta
sem Tela
Filme
Tela
Menor Dose
Mesma
Densidade
Filme
Maior Dose
Figura 2.18- Conversão de Energia dos Raios-X
41
Capítulo 2
2.25-Influência da Espessura da Tela na Resolução e no Contraste.
Ao escolher-se uma tela intensificadora, deve-se analisar a quantidade de
exposição associada a qualidade da imagem necessária à técnica de Radiodiagnóstico.
As telas finas absorvem menos raios X que as espessas. As telas espessas
necessitam de menos raios X para impressionar o filme radiográfico, porém, diminuem
a definição da imagem conforme mostrado na figura 2.19.
Pequenos Objetos
X
Tela Tela
Y Z
Raios X Raios X
Figura 2.19 – Efeitos da Espessura da Tela na Definição da Imagem
A figura 2.20 mostra a influência da espessura da tela no contraste, podemos
observar que uma tela muito espessa absorve os raios X e os convertem para luz mas à
produção de fótons de luz, no interior de uma tela, é isotrópico, e a própria tela
42
Capítulo 2
reabsorve estes fótons de luz que foram produzidos, não permitindo que os mesmos
atinjam o filme diminuindo assim o contrate do objeto radiografado.
Tela Fina Tela Média Tela Espessa
Raios X
Raios X
Raios X
Figura 2.20 – Influência da Espessura da Tela no Contraste
2.26-Considerações sobre Qualidade de Imagem
Nesta seção é feita uma discussão sobre o conceito de qualidade de imagem e a
importância dos parâmetros físicos enfocado neste trabalho. Conforme Hart et al, a
qualidade de imagem é um conceito genérico aplicável a todas as modalidades de
sistema de aquisição e reprodução de imagem. Não significando que seja um conceito
bem definido ou estabelecido. A importância da discussão sobre os conceitos de
qualidade de imagem aplicados a sistemas médicos envolve intrinsecamente o valor da
técnica para o diagnóstico. Dentro de um conjunto específico de situações clínicas é
essencial manter a maior fidelidade entre o objeto observado e a imagem
disponibilizada de forma a proporcionar a capacidade de detecção e descrição acurada
de anormalidades.
Segundo Hart et al, deve-se considerar que a qualidade da imagem deve ser
avaliada como um processo de duas etapas: a detecção de dados, representando a
43
Capítulo 2
qualidade do processo de obtenção de informação pelo instrumento de imagem, e o
processamento/exibição de dados, representando a qualidade final da imagem exibida.
Este trabalho enfoca unicamente a detecção de dados, uma vez que esta
modalidade determina o potencial do instrumento para a utilização clínica com um dado
propósito pretendido. Sobre esta ótica, observamos ainda que a qualidade de imagem
não pode ser considerada isoladamente: a utilização pretendida da informação deve ser
definida em formas de tarefas de forma a integrar o conjunto do processo da medição da
qualidade (HART et al, 1992).
Como primeira aproximação, devemos dividir as tarefas relacionadas à avaliação
da qualidade por uma hierarquia de complexidade. A divisão apresentada na figura 2.21
é uma extensão da divisão proposta por Sharp e apresentada por Albuquerque
(ALBUQUERQUE, 2001).
O primeiro nível (N1) relaciona a qualidade da imagem a quanto determinados
parâmetros físicos aproxima-se do ideal teórico. Neste aspecto a qualidade representa
diretamente a eficiência na representação do objeto em estudo. A subjetividade do
observador humano não toma parte nesta etapa, sendo puramente objetiva.(SHARP,
1992).
O segundo nível (N2) se refere à significância de desvios de performance no
comprimento da execução de tarefas clinicas Neste enfoque parâmetros de desempenho
são utilizados como indicador do controle de qualidade de um sistema particular com o
tempo.
O terceiro nível (N3) representa aspectos de utilização sobre seus ajustes e
compromissos entre diferentes parâmetros de qualidade (ex. resolução x sensibilidade)
sob o enfoque do desempenho de determinada tarefa clínica (SHARP, 1992).
O quarto nível (N4) se refere à possibilidade da comparação relativa de qualidade
dos sistemas disponíveis com seus concorrentes no mercado sobre um escala relativa de
desempenho (ALBUQUERQUE et al,2001) Esta comparação serve para orientação de
aquisições e definição de estratégias de atualização tecnológica.
44
Capítulo 2
Avaliação de Qualidade de Imagem
N1- Performance Objetiva
N2-Decisão da faixa de variação aceitável
N3-Decisão sobre a efetividade da técnica
N4-comparação relativa entre sistemas concorrentes
N5-Comparação com outras técnicas relacionadas com determinada tarefa clínica
N6-Estimação do valor da técnica de imagem para o processo de diagnóstico clínico
Figura 2.21- Hierarquia de complexidade para avaliação da qualidade de imagem
(fonte: ALBUQUERQUE, 2001)
O quinto nível (N5) representa a comparação entre diferentes técnicas de imagem.
Esta tarefa encontra a dificuldade da obtenção de bases de comparação comuns.
Finalmente, no sexto nível (N6) inclui-se a avaliação do valor global da técnica
sobre o processo de diagnóstico. Este nível promove a discussão geral sobre o
custo/benefício da técnica.
O presente trabalho apresenta enfoque na análise de primeiro nível, sendo
portanto a base para a obtenção das tarefas de maior complexidade, resultantes de sua
extensão.
45
Capítulo 2
Na literatura são descritos certos parâmetros como bons descritores genéricos da
qualidade de imagem em uma larga faixa de tarefas. Recomenda-se a utilização
criteriosa destes parâmetros, sempre condicionada à avaliação de observadores humanos
(WORKMAN & BRETLE; 1997; DAINT & SHAW, 1976). O principal parâmetro
sugerido na literatura com esta característica é o equivalente quântico de detecção
(DQE- detective quantum efficience).
De forma complementar à qualidade de imagem, a segurança da técnica de
diagnóstico consiste em outra tarefa a ser otimizada (BRETTLE et al, 1996). No caso
dos sistemas radiográficos, a segurança da técnica esta intimamente relacionada à
redução da dose de radiação. No entanto, a redução de dose somente pode ser utilizada
como parâmetro comparativo se tomada relativamente à qualidade de imagem A meta é
a redução da dose necessária para a obtenção de uma imagem com qualidade. Esta
tarefa também é desempenhada pelo DQE. O incremento do DQE pode ser interpretado
como uma redução da quantidade de fótons necessários para a obtenção de um mesmo
ruído.Desta forma, o DQE exprime a sensibilidade do sistema aos fótons, ou seja, a
eficiência de sua detecção (BRETTLE et al, 1996).
Neste trabalho foi utilizado o programa de simulação EGS4, para a obtenção da
energia depositada em vários meios, correspondentes a técnica mamográfica
convencional, a partir daí foi calculado uma grande quantidade de parâmetros físicos de
qualidade.de imagem Todavia, o enfoque principal neste trabalho consiste na obtenção
do DQE, que é um parâmetro relacionado à qualidade e a segurança de qualquer técnica
de obtenção de imagem em especial a técnica mamográfica. Como este parâmetro é
exclusivamente representativo da detecção de dados, tem –se à classificação do sistema
apresentado como de nível N1 na hierarquia proposta por Sharp.
2.27-Parâmetros Físicos de Qualidade de Imagem.
A avaliação de qualidade de imagem no presente trabalho foi baseada na
determinação do equivalente quântico de detecção (DQE). Pelo artigo 54 do
ICRU(International Comission on Radiation Units and Measurements) recomendam-se
três parâmetros físicos como fundamentais para a especificação técnica de um sistema
de imagem:
46
Capítulo 2
a) Propriedade de resolução espacial;
b) Curva sensitométrica ;
c) Propriedades de ruído.
As propriedades de reprodução do sinal e geração de ruído são combinados na
estimativa do DQE. Com isto, constitui-se uma hierarquia de parâmetros, apresentada
na figura 2.22.
MTF Curva Sensitométrica
Resposta ao Sinal de Entrada
NPS
Geração de Ruido
DQE
Figura 2.22 – Hierarquia dos parâmetros físicos de qualidade
(Fonte: ALBUQUERQUE, 2001).
A literatura aponta o DQE como o melhor parâmetro físico de qualidade de
imagem, principalmente pelo fato deste apresentar uma combinação entre os três
parâmetros indicados no artigo 54 do ICRU.
47
Capítulo 3
CAPÍTULO III
REVISÃO DA LITERATURA
3.1-Introdução
Esta seção é dedicada à revisão da literatura de estudos prévios sobre o método
de Monte Carlo na determinação de parâmetros físicos de qualidade relacionados com o
sistema de aquisição tela-filme utilizados em mamografia convencional.
A radiologia ainda é primordial para a obtenção de diagnóstico em varias partes
do organismo e, em se tratando de um país de grandes dimensões e com poucos recursos
como o Brasil, em que várias localidades não há possibilidades de se utilizar os avanços
mais recentes tais como: ultra-som , tomografia computadorizada, ressonância
magnética entre outros, permanecendo a radiologia diagnóstica como o método
utilizado (LEDERMAN, 1986).
A primeira combinação écran-filme introduzida na técnica mamográfica em
1972, era constituída por écran de alta resolução [Dupont Cronex Lodose] e filme
[Dupont Cronex Lo-Dose], apresentando alto contraste para tecido mole e uma mínima
perda de nitidez para as microcalcificações. Tornando-se o sistema de registro padrão
para este tipo de exame (ARNOLD, 1978).
A necessidade de obter imagens com qualidade diagnóstica [retratando detalhes
finos e pequenas alterações no contraste], levou muitos pesquisadores a efetuar
comparações, de modo que seja feita a seleção da combinação écran-filme que satisfaça
a relação entre qualidade da imagem e menor dose para o paciente. Atualmente várias
combinações écran-filme existentes estão sendo comparadas, outras capazes de produzir
imagens com contraste, resolução e nível de ruídos apropriados estão sendo
desenvolvidas para mamografia (ROBSON, 1995).
YI Wang et al, utilizaram o método de simulação de Monte Carlo chamado de
MCPEP, este programa de simulação também simula os fótons de luz na tela , foi
estudada a performance da tela de oxisulfato de Gadolínio, com varias espessuras e
48
Capítulo 3
energias de fonte de raios X. Foi calculada a probabilidade de distribuição dos fótons de
luz, media do número de fótons de luz por fótons de raios X absorvidos, a eficiência de
detecção,DQE, e a função de espalhamento de linha PSF, concluíram que a escolha de
uma determinada espessura de fósforo dependerá de uma opção entre o DQE e a PSF ,
ou seja uma sensibilidade maior de contraste para determinado fim (YI WANG et al,
2000).
A influência das combinações de vários materiais do anodo e do filtro no
contraste, relação sinal-ruido e na dose absorvida em mamografia foi estudada por
Dance et al, utilizando a simulação de Monte Carlo e aplicando em diversas técnicas de
mamografia , os autores descobriram que para o sistema tela-filme a utilização da
combinação anodo/filtro de Mo/Mo para um potencial de 28 kV e mamas maiores que
6cm , esta combinação apresenta uma melhora na qualidade de imagem e que para
mamas menores a melhor combinação é Mo/Rh (DANCE et al, 2000).
Robert et al determinarão experimentalmente a relação sinal ruído (SNR) e o
equivalente quântico de detecção (DQE) para o sistema tela-filme em mamografia,
concluíram que o filme contribui significativamente para a relação sinal-ruído e que os
vários sistemas estudados apresentaram valores bem próximos para o DQE. Os sistemas
estudados foram : Du Pont MRF/Du Pont Lo-dose; Du Pont MRF/Kodak Min-R ; Fuji
MI-NC/Kodak Min-R; Kodak Min-R/Kodak Min-R; Kodak NMC/Kodak Min-R;
Kodak Ortho-M/ Kodak Min-R. [ROBERT et al, 1984).
Ginzburg & Dick, investigaram as propriedades de transferência de informação
de várias telas intensificadoras na faixa de energia de 17 a 320keV, determinaram o
DQE para cada tipo de tela estudada para cada eficiência de absorção
correspondente.Fizeram uma comparação entre as telas de terras–raras e de tungstato de
cálcio.Concluíram que para altas energias as telas finas apresentarão as mesmas
propriedades de transferência e que o DQE depende da espessura da tela (GINZBURG
& DICK, 1993).
Barroso et al, estudaram a radiação espalhada nas telas intensificadoras de
oxisulfeto de Gadolíneo (Gd
2
O
2
S:Tb), utilizaram uma fonte de
241
Am com uma
atividade de 240mCi utilizando um colimador de 1.6mm de diâmetro .A intensidade e a
49
Capítulo 3
50
distribuição angular da radiação espalhada foram medidas ,concluíram que a relação
sinal ruído (SNR) incidente no filme é em torno de 16% (BARROSO et al, 1998).
Silva et al, desenvolveram um sistema computacional para avaliação do
desempenho de quaisquer combinações tela-filme. Para o desenvolvimento do pacote
computacional levaram em considerações os parâmetros das telas e dos filmes que
influenciam na densidade óptica e também o padrão de raios-X utilizados na rotina
diagnóstica. Como resultados mostraram que a simulação pode ser uma ferramenta
importante para o controle de qualidade (SILVA et al,2000).
Vasiliev et all, estudaram ,utilizando a simulação de Monte Carlo, a
possibilidade de aumento do contraste pela redução da radiação espalhada durante um
exame radiográfico com sistema tela-filme, ponderaram a inclusão de um filtro
adicional entre o paciente e a tela de (CaWO
4
) e concluirão que uma pequena melhora
no contraste foi conseguida para tela de espessura de 70mg/cm
2
. Este resultado foi
obtido com um filtro de Bário (VASILIEV et al, 1993).
Boone em estudo utilizando o Método de Monte Carlo estendeu o a utilidade do
conceito de dose glandular (Dgn) para energias maiores que as utilizadas em
mamografia, utilizou uma fonte monoenergética com energias variando entre 40-120
keV com uma geometria para espessuras de mama de 2 a 12cm bem acima das
espessuras normalmente utilizadas.concluiu que os resultados obtidos podem ser
utilizados para o cálculo de dose em tomografia computadorizada ou em outros sistemas
diagnóstico (BOONE, 1999).
Evans et al, estudaram as características de imagens objetivas de três sistemas
que usam dispositivos (CCD) para pequeno-campo de mamografia digital (SFDM) os
sistemas foram comparados em termos de resolução de espacial e relação sinal ruído. Os
resultados indicaram que embora os sistemas sejam designados para o mesmo objetivo
eles apresentaram significantes diferenças para as propriedades físicas de imagem, tais
como os parâmetros como: a espessura do fósforo e tipo e junção óptica do fósforo da
CCD e que estes parâmetros tem significante efeito na performance do detector (D S
EVANS et al, 2001).
Capítulo 3
51
Marc Pachoud
et al, desenvolveram um novo fantoma de teste que permite a
avaliação de qualidade de imagem em mamografia convencional e digital para
diferentes tipos de tecido de mama. O fantoma de teste foi projetado para representar
uma mama comprimida, foi construído de materiais equivalentes de tecido mamário.
Com três regiões, com composições de tecido de mama diferentes, para avaliar baixa
resolução e alto contraste bem como resolução espacial e relação sinal ruído.e resolução
de contraste alta, resolução de espaço e barulho de imagem. O fantoma foi observado
em cima de uma gama de tensão (kV), com um cassete de combinação tela–filme
Kodak MinR 2190-MinR L e um Senograph 2000D, para a unidade de mamografia
digital. O sistema digital apresentou um contraste significativamente mais alto e melhor
relação contraste ruído (CNR) do que o sistema de tela–filme para o fantoma de 100%
de tecido glandular. O fantoma de teste utilizado neste trabalho permite avaliar
parâmetros de qualidade de imagem objetivamente para três tipos diferentes de tecido
de mama, sendo uma ferramenta útil por aperfeiçoar a relação de qualidade de imagem
e dose para a paciente (MARC PACHOUD
et al, 2004)
Freitas et al, compararam leituras de mamografia digital de campo total por meio
de simuladores de objetos, afim de determinar a detectabilidade destes em filme
impresso a “laser” e na estação de trabalho. Realizaram a aquisição de imagens de três
modelos de simuladores com ou sem acréscimo de placas de acrílico para a simulação
de “mamas padrão” e “mamas grandes”, incidências com e sem ampliação. As imagens
foram analisadas por duas especialistas em diagnóstico por imagem,
independentemente, visando comparar a detecção das estruturas. Concluíram que o
método pode ser utilizado nas leituras das imagens digitais em mamografia sem
comprometimento significativo na detecção (FREITAS et al, 2004).
Capítulo 4
CAPÍTULO IV
MATERIAIS E MÉTODOS
4.1- Método de Monte Carlo (EGS4)
O código utilizado para efetivação das simulações foi o EGS4, chamado Elétron
Gamma Shower versão 4. É um código amplamente utilizado por ter se mostrado uma
ferramenta bastante útil em várias áreas da Engenharia e da Física, sendo bastante
utilizado em Radiologia com especial destaque em mamografia.
O código consiste em várias sub-rotinas para o processamento do transporte de
fótons ou elétrons em qualquer meio. Em linhas gerais, o processo é descrito da seguinte
maneira: Inicia-se um chuveiro de fótons ou elétrons, a escolha da fonte que se quer
utilizar (tipo de partícula inicial). Considera-se uma energia mínima para acompanhar a
partícula em suas interações com o meio, chamada energia de corte, energia que
determina o ponto onde a partícula é abandonada e se inicia um outro evento até que
número total de historias é completado. Na geometria em que se tem várias regiões
caso a partícula ultrapasse a região de interesse ela é descartada, caso contrário, é
escolhido, baseado nas probabilidades de ocorrência, o tipo de interação que a partícula
será submetida. São considerados os efeitos fotoelétrico, Compton, produção de pares e
espalhamento Rayleigh. As partículas sobreviventes (novas partículas são criadas e
outras desaparecem e as características iniciais das partículas se modificam) terão suas
características iniciais escolhidas e armazenadas para serem submetidas ao transporte,
após o término da história de cada partícula. Este procedimento é repetido até que o
número total de histórias seja realizado.
O objetivo principal deste trabalho e avaliar diversos parâmetros físicos que
influenciam no sistema de registro (sistema tela-filme), utilizados em mamografia
convencional, sobre a nitidez da imagem e a influência destes parâmetros como fatores
de diminuição de dose para as pacientes. Para isto, utilizou-se o programa EGS4 para a
determinação de energias depositadas em vários meios sob ação de fontes externas.
52
Capítulo 4
Para a efetivação das simulações vários parâmetros foram variados tais como:
espessura e densidades das mamas, espessuras de tecido canceroso, espessuras de
microcalcificações, espessuras das telas de oxisulfeto de Gadolínio bem como as
energias dos raios X incidentes.
4.2 – Materiais Estudados (Escolha e Justificativas)
4.2.1- Tecidos Mamários
O tecido da mama é basicamente uma mistura de dois componentes: o tecido
glandular e o tecido adiposo. A proporção relativa destes dois componentes depende da
idade da paciente. À medida que a paciente envelhece o tecido glandular vai sendo
substituído pelo tecido adiposo.
Os fantomas das mamas, neste trabalho, foram divididos em três categorias: o
primeiro chamado de mama média, o segundo chamado de mama jovem, e por último
de mama idosa. A denominação é função da composição relativa de tecido adiposo e
glandular como mostra a tabela 4.1
Tabela 4.1- Composição relativa das mamas em percentual de tecido adiposo e
tecida glandular.
Tipo de mama Tecido adiposo Tecido glandular
Média 50% 50%
Jovem 25% 75%
Idosa 75% 25%
53
Capítulo 4
As mamas médias, jovens e idosas foram divididas em mamas saudáveis, mamas
com microcalcificação e com tecido canceroso.
4.2.2- Material de Compressão e Material do Filme
A compressão da mama em mamógrafos é rotina. Tem a propriedade de
uniformizar a espessura, imobilização e de diminuir a probabilidade das imagens se
sobreporem, na medida que comprime em apenas um sentido, tornando as estruturas
internas melhores identificadas, pois elas se “esparramam”.
Neste trabalho o instrumento de compressão é formado por uma placa de acrílico
com 0,4 cm de espessura.
A literatura não informa a composição química dos materiais constituintes do
filme radiográfico, apenas menciona que isto é tratado como segredo industrial, neste
trabalho o filme radiográfico foi substituído por uma fina camada de plástico com 0,1
cm de espessura e densidade de 0,89 gcm
-3
.
4.2.3 – Material do Chassi
O chassi radiográfico é uma caixa desenvolvida para alojar o filme (ou a
combinação tela-filme) e proteger o material que é foto-sensível até o momento da
exposição. A superfície anterior do chassi deve ser de material de baixo número
atômico, com espessura reduzida para evitar atenuação indesejada, e superfície posterior
deve ser de material de alto número atômico para e aumentar a probabilidade de ocorrer
uma interação fotoelétrica e diminuir o retroespalhamento.
Neste trabalho, o chassi é formado por uma camada de fibra de carbono (1,2
mm) seguida por uma camada de plástico (filme) (1mm), uma camada de fósforo
(1mm), uma camada de plástico (1mm) e por último uma camada de chumbo (1,2mm).
4.3- Energia e Posicionamento da Fonte
A portaria 453 do Ministério da Saúde estabelece uma distância mínima para
foco pele de 38cm em equipamentos fixos e de 30 cm para equipamentos móveis.
Na prática mamográfica a distância entre a fonte e receptor de imagem é em
torno de 60 a 65cm.
54
Capítulo 4
Neste trabalho a distância entre a fonte e a segunda superfície de interação a
camada de acrílico (excetuando-se a camada de ar), foi de 50cm o que representa uma
distância média aproximada entre 53,5cm (mamas com 3cm) à 58,5cm (mamas de
8cm).
Ainda na portaria 453 do Ministério da Saúde, para o exame mamográfico é
necessário um filtro adicional de 0,03m de Molibdênio. A função deste filtro é absorver
fótons de baixa energia que além de não contribuírem na formação da imagem,
aumentam a dose na paciente. Neste trabalho este filtro não foi utilizado, pois estamos
tratando de fontes monoenergéticas , com cinco valores bem definidos de 17,4 keV,
19.6 keV, 25 keV, 35 keV e 45 keV , a escolha dos dois primeiro valores é devido ao
fato que a energia do espectro de Molibdênio terem valores característicos em torno de
17,4 keV e 19,6 keV conforme mostrado na figura 4.1 e os outros são apontados como
os valores utilizados na prática de exame de mamografia.
Figura 4.1- Espectro do Molibdênio
4.4 – Geometrias dos Sistemas
A construção da geometria baseou-se no mamógrafo onde os materiais
utilizados, na medida do possível, correspondessem o mais próximo do real. A figura
4.2, representa de forma geral a geometria utilizada nas simulações.
55
Capítulo 4
50cm Chassi
Mama
1 2343 256768
Tela Intensificadora
Fonte pontual
TELA (7)
CHUMBO (8)
PLÁSTICO (6)
F. DE CARBONO (5)
TEC. CANCEROSO OU
MICROCALCIFICAÇÃO (4)
TECIDO GLANDULAR (3)
TECIDO ADIPOSO (2)
ACRÍLICO (1)
Figura 4.2- Geometria Geral do Sistema
Todas as placas são recobertas com uma camada semi-infinita de ar para
limitações de das regiões de interesse.
É importante para a efetivação das simulações a escolha do material e dimensões
do meio que ira envolver as placas. Neste trabalho foram utilizadas placas semi-infinitas
de ar nas dimensões iguais as das placas que constituíam o sistema.
A figura 4.3 apresenta a geometria com as placas semi-infinita de ar envolvendo
todas as outras.
56
Capítulo 4
Camada
semi -
infinita
de ar
Figura 4.3 – Geometria com as placas laterais semi-infinitas de ar
total de 6 placas semi-infinitas de ar.
Ainda com relação à geometria temos que destacar as espessuras das mamas com
relação as suas composições a tabela 4.2, mostra as dimensões utilizadas para cada tipo
de mama.
Todas as placas que formam o sistema têm dimensões de 6cm x 6cm com
exceção para as placas semi-infinitas de ar. Foram consideradas 16 regiões para as
simulações das mamas saudáveis e 17 regiões para as simulações das mamas com
câncer ou com microcalcificação.
Como foi dito anteriormente as placas semi-infinitas de ar são para a limitação
das regiões de interesse. Ao todo, foram consideradas 16 ou 17 regiões, sendo que 10 ou
11 delas eram as placas de diversos materiais, e as seis regiões restantes correspondiam
às placas semi-infinitas de ar, que envolviam o corpo dos fantomas, paralelas duas a
duas, segundo as direções das dimensões resultantes dos fantomas.
57
Capítulo 4
Tabela 4.2- Espessuras das placas utilizadas para cada tipo de mama.
Tecido Tecido Es
p
es
0
,
375cm 1
,
125cm 3cm
0
,
5cm 1
,
5cm 4cm
0
,
625cm 1
,
875cm 5cm
0
,
75cm 2
,
25cm 6cm
0
,
875cm 2
,
625cm 7cm
Mama Jovem
1cm 3cm 8cm
Tecido Tecido Es
p
es
0
,
75cm 0
,
75cm 3cm
1
,
0cm 1
,
0cm 4cm
1
,
25cm 1
,
25cm 5cm
1
,
5cm 1
,
5cm 6cm
1
,
75cm 1
,
75cm 7cm
Mama Média
2cm 2cm 8cm
Tecido Tecido Es
p
es
0
,
375cm 1
,
125cm 3cm
0
,
5cm 1
,
5cm 4cm
0
,
625cm 1
,
875cm 5cm
0
,
75cm 2
,
25cm 6cm
0
,
875cm 2
,
625cm 7cm
Mama Idosa
1cm 3cm 8cm
58
Capítulo 4
4.5- Materiais (Meios) Irradiados
Nas simulações das mamas jovens, médias e idosas saudáveis as espessuras das
placas foram as mostradas na tabela 4.1 que fornece uma percentagem da composição
de cada placa. Para as simulações das mamas com câncer ou microcalcificação as
espessuras destas placas que correspondem ao câncer e as microcalcificações tiveram as
seguintes dimensões:
Tabela 4.3- Espessuras das placas de tecido canceroso e de microcalcificação.
Espessura de câncer 1mm
Espessura de microcalcificação 0,1mm
Logo os principais meios irradiados foram : tecidos adiposos, tecidos glandular,
acrílicos, plásticos, fibra de carbono, tela intensificadora, chumbo, tecido canceroso,
microcalcificação e ar.
Para a confecção da biblioteca, que e um passo para a efetivação das simulações,
os materiais utilizados neste item foram os mostradas na tabela 4.4.
Neste momento é fornecido ao programa a densidade do material e a sua
composição química bem com a fração em massa de cada elemento que constitui o
material.
59
Capítulo 4
Tabela 4.4 – Composição química e densidades dos materiais utilizados na
simulação.
Composição química (frações em massa)
Material
H C N O Cl Ca Ar P Na S
Densidade
(gc
m
-3
)
Tecido adiposo 12 64 0,8 23,3 0,12 0,0023 0,016 0,1 0,2 0,92
Tedido glandular 11,2 61,9 1,7 25,1 0,1 1,03
Acrílico 8,0 60 32 1,17
Ar 75,5 23,2 1,3 1,20x10
-3
Microcalcificação 31,58 4,56 49,83 1,71 1,26
Plástico 14,51 85,49 0,89
Chumbo (Pb) - - - - - - - - - - 11,34
Fibra de Carbono - - - - - - - - - - -0,26
Fósforo(Gd
2
O
2
S) - - - - - - - - - - variável
Tecido canceroso 11,4 59,8 0,7 27,8 0,1 - - - - - 0,95
(*) fonte ICRP 1975-Demais materiais fonte ICRU Reporte 44
Com relação à tabela 4.4 devemos destacar que as densidades do chumbo e da
fibra de carbono são calculadas pela própria rotina de execução da biblioteca, pois se
trata de elementos químicos, sendo necessário apenas informar o símbolo de cada
elemento e o respectivo número atômico. Os demais materiais são substâncias
compostas portanto, sendo necessário fornecer as suas respectivas densidades na
construção da biblioteca além das suas frações em massa e composições químicas.
4.6-A simulação Passo a Passo
1) Construção da Biblioteca
60
Capítulo 4
A construção da biblioteca é feita no pacote chamado PEGS4, e é chamada pela
sub-rotina HATCH do programa principal, esta biblioteca contém todos os dados dos
meios irradiados (tabela 4.4) é nesta etapa que o programa cria os arquivos com a
extensão DAT. Estes arquivos contem dados das seções de choque dos meios de
interesse. Os arquivos com extensão DAT. São criados a partir dos arquivos com
extensão INP onde, nesta etapa que é fornecida que tipo de interação se deseja que a
partícula sofra, por exemplo efeito Rayleigh. A figura abaixo mostra a forma de entrada
do arquivo INP para a criação dos arquivos DAT na formação da biblioteca.
MIXT
&INP IRAYL=1 NE=3,RHO=0.5,RHOZ=8.45,8.47,83.08 &END
FOSA FOSA
O S GD
ENER
&INP AE=0.512,UE=1,AP=.001,UP=100 &END
TEST
&INP &END
PWLF
&INP &END
DECK
&INP &END
_
Figura 4.4 – Construção dos arquivos DAT a partir dos arquivos INP.
Com relação à tabela 4.4 podemos observar que a densidade da tela foi
informada variável pois nesta fase de construção da biblioteca foi construído 3 opções
para estes materiais (fósforos) conforme mostrado na tabela 4.5. A partir da figura 4.4
podemos verificar a composição química e a fração em massa destes materiais já que
estas condições não variam para nenhum tipo de fósforo, mudando somente as sua
densidades.
61
Capítulo 4
Tabela 4.5 Densidade utilizada na biblioteca para cada tipo de fósforo (tela)
Denominação Densidade (gcm
-3
)
Fósforo A 0,5
Fósforo B 1,0
Fósforo C 1,5
2) Modificações na sub-rotina da geometria com o fornecimento de números de
planos e limites destes e fornecimento de todos os meios, este procedimento é feito na
sub-rotina HOWFAR e HOWNEAR.
3) Determinação dos parâmetros das partículas incidentes que são inseridos no
programa principal:
a) energia inicial do feixe de raios X (17,4 ; 19,6; 25; 35 e 45 keV)
b) tipo de partículas incidentes (fótons)
c) energia de corte das partículas secundárias (1eV)
d) co-senos diretores do feixe da fonte
e) número inicial de partículas incidentes, número de historias (10
6
)
f) espessura de cada placa
g) posição da fonte em relação à primeira superfície de interação (50cm)
4) Saída de Resultados- esta parte do programa é executada na sub-rotina
AUSGAB, onde é feita a escolha dos tipos de dados que se pretende observar da
simulação. A figura 4.5 ilustra como é a saída dos dados dos arquivos com extensão
LOG.
62
Capítulo 4
**************************************************************************
FRACTION OF ENERGY REFLECTED FROM ACRILICO= 4553.564 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN ACRILICO= 1415.983 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN TECIDOA= 4061.796 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN TECIDOG= 889.700 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN TECIDOC/M= 31.668 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN TECIDOG= 835.771 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN TECIDOA= 2857.458 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN FCARBONO= 295.893 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN FILME= 86.071 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN FOSFORO= 6346.424 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN PLASTICO= 47.605 MeV
FRACTION OF ENERGY DEPOSITED IN CHUMBO= 10903.443 MeV
FRACTION OF ENERGY TRANSMITED FOR PLATE2= 1.000 MeV
FRACTION OF ENERGY TRANSMITED FOR PLATE3= 1.000 MeV
FRACTION OF ENERGY TRANSMITED FOR PLATE4= 1.000 MeV
FRACTION OF ENERGY TRANSMITED FOR PLATE5= 731.298 MeV
FRACTION OF ENERGY TRANSMITED FOR PLATE6= 727.813 MeV
**************************************************************************
TOTAL FRACTION OF ENERGY ACCOUNTED FOR= 33784.491 MeV
Figura 4.5 – Saída de resultados energia depositada em cada placa do sistema.
Com os resultados com a extensão LOG estes são convertidos para e extensão
TXT e transformados em planilhas no MICROSOFT EXCEL.
4.7- Efetivação das Simulações.
Primeiramente foram feitas simulações com mamas médias sadias (sem a
camadas de tecidos cancerosos e de microcalcificação) com espessuras que variando de
3cm até 8cm e energias das fontes variando de 17,4; 19,6; 25; 35 e 45 keV, ainda
variando também as espessuras das camadas de fósforo de 50; 100; 150 mg/cm
2
Com
isso foram criados 90 arquivos com extensão TXT.
Depois foram feitos as simulações com câncer (com a camada de tecido
canceroso) neste momento a espessura desta camada foi de 1mm. Também variando as
espessuras das mamas, as energias das fontes e as espessuras das camadas de fósforo
Sendo gerados 90 arquivos com a extensão TXT.
63
Capítulo 4
Ainda com relação às mamas médias foram feitas as simulações com a camada
de microcalcificação com espessura de 0,1mm. Sendo criados 90 arquivos com extensão
TXT.
O mesmo procedimento ocorreu para as mamas jovens (maior quantidade de
tecido glandular). Neste caso foram criados mais 270 arquivos com extensão TXT.
E por seguinte, o mesmo procedimento para as mamas idosas (maior quantidade
de tecido adiposo). Novamente foram criados mais 270 arquivos com extensão TXT.
Para a avaliação das energias depositadas na camada de câncer e na camada de
microcalcificação foram escolhidas as mamas médias, mamas jovens e mamas idosas
com câncer (1mm) e com microcalcificação em mamas com espessuras de 3cm a 8cm.
Foram criados 810 arquivos TXT.(total das simulações)
4.8 Determinação dos Parâmetros Físicos de Qualidade de Imagem
O primeiro parâmetro determinado foi a energia depositada nas telas (camada de
fósforos), em percentual com relação a energia total depositada em todas placas. Isto foi
realizado para cada espessura de mama.
E(%)=
100×
placasnasdepositadatotalenergia
telanadepositadaenergia
(4.1)
O segundo parâmetro foi o fator de intensificação (FI) que é definido como a
razão entre o percentual de energia depositada no filme pelo percentual de energia
depositada na tela (camada de fósforo).
FI=
telanapositadadeenergiade
filmenodepositadaenergiade
%
%
(4.2)
64
Capítulo 4
Determinação do Equivalente Quântico Detecção (DQE) (detective quantum
eficience)
DQE=
incidente
absorvido
N
N
(4.3)
Determinação da Razão Sinal/Ruído (SNR) (sinal to noise ratio)
SNR=
incidenteectado
NDQEN ×=
det
(4.4)
4.9-Energia Depositada na Camada de Tecido Canceroso e na Camada de
Microcalcificação.
E
no câncer
(%) = 100×
mamanadepositadaenergia
câncernodepositadaenergia
(4.5)
E
na micro
(%)= 100×
mamanadepositadaenergia
ficaçãomicrocalcinadepositadaenergia
(4.6)
4.9 – Verificação do Método
Para a validação do método utilizado foi escolhido na literatura [BOONE] um
trabalho em que o autor calcula a dose glandular pelo método de Monte Carlo e
determina a fração de energia absorvida pela mama. Utilizando a seguinte relação :
f(E)=
fótondoenergia
fótonporabsorvidaenergia
(4.7)
65
Capítulo V
CAPÍTULO V
APRESENTAÇÃO E ANÁLISE DOS RESULTADOS
Neste capítulo são apresentados os resultados obtidos nas simulações dos sistemas
mamográficos propostos no capítulo 3. Os resultados serão apresentados na forma de
gráficos para melhor análise dos objetivos propostos. Serão divididos em categorias de
fantomas de mamas pois estamos tratando de um número muito grande de simulações
Sendo os resultados, primeiramente, discutidos para as energias depositadas nas telas,
energias depositadas no câncer e na microcalcificação, fator de intensificação (FI), relação
sinal/ruído (SNR) e finalmente para o equivalente quântico de detecção (DQE).
5.1 – Interação dos Raios X com a matéria
Os raios X podem ser transmitidos, absorvidos, espalhados quando interage com a
matéria. A probabilidade de interação depende da energia do fóton incidente, da densidade
do meio, da espessura do meio, do número atômico do meio.
Atenuação: quando a intensidade do feixe é reduzida como resultado de um processo
de interação dos raios X com a matéria .
Absorção: quando, numa interação, o fóton de raios X transfere toda sua energia ao
material (absorvedor), desaparecendo.
São 4 as possibilidades básicas de interação da radiação eletromagnética com a
matéria :
• Fóton desviado de sua trajetória, sem perda de energia (espalhamento coerente
ou elástico);
• Fóton desviado de sua trajetória com alguma perda de energia (espalhamento
incoerente ou inelástico)
• Fóton transferindo toda sua energia ao átomo, e desaparecendo (absorção);
•
Fóton prosseguindo normalmente em sua trajetória original.(transmitido)
67
Capítulo V
5.2- Distribuição de Energia nas Placas dos Sistemas Mamográficos.
Os vários tipos de fantomas de mamas (media, jovem e idosa) sem tecido
canceroso e sem microcalcificação e as com tecido canceroso e com microcalcificação
foram irradiados e os valores das energias armazenadas em cada uma das placas que
compõe os sistemas foram coletados, como foi descrito no capítulo anterior (figura 4.5).
Esses valores de energia são parâmetros fundamentais para os cálculos dos parâmetros
físicos que são os objetivos deste trabalho. Primeiramente serão vistos os gráficos que
correspondem às energias distribuídas nos fantomas das mamas médias com ou sem alguma
anormalidade e posteriormente, serão analisados as mamas jovens e idosas(para estes
fantomas os gráficos serão apresentados de forma geral no anexo).
5.3 Energia Armazenada em Cada Placa
Cada simulação realizada nos fantomas foi feita com feixe incidente de
1000000(10
6
) fótons. Cada feixe então tinha um valor de energia determinado, segundo os
casos que se desejava analisar, como foram apresentados no Capítulo 3. A Tabela 5.1
apresenta o valor da energia inicial de cada fóton incidente E e a contabilização da energia
total nas simulações (1000.000 fótons x E ).
Tabela 5.1
Energia total nas simulações
Energia do fóton E
(MeV)
Energia total do feixe
(MeV)
0,0174 17.400,00
0,0196 19.600,00
0,025 25.000,00
0,035 35.000,00
0,045 45.000,00
68
Capítulo V
Os gráficos são apresentados em ordem crescente de espessuras de mamas para
todos os fantomas propostos.
Os resultados são apresentados para as mamas jovens, mamas médias e mamas
idosas sadias, câncer e com microcalcificação
As Figuras 5.1 a 5.54 mostram, em termos quantitativos, os percentuais das energias
absorvidas pelas telas intensificadoras de cada um dos fantomas de mamas jovens, médias e
idosas.
A energia absorvida pela tela é um parâmetro importante, pois representa a
eficiência da tela.
5.2 – Energia Depositada na Tela
Mama Jovem Sadia 3cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.1 – Energia depositada na tela –Mama jovem sadia 3cm
69
Capítulo V
Mama Jovem 3cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.2 – Energia depositada na tela –Mama jovem 3cm com câncer
Mama Jovem 3cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.3 – Energia depositada na tela –Mama jovem 3cm com microcalcificação
70
Capítulo V
Mama Média Sadia 3cm
0
10
20
30
40
0 102030405
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
0
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.4 – Energia depositada nas telas –Mama média sadia de 3cm
Mama Média 3cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.5 – Energia depositada nas telas –Mama média 3cm com câncer
71
Capítulo V
Mama Média 3cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.6 – Energia depositada nas telas –Mama média 3cm com microcalcificação
Mama Idosa Sadia 3cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.7 – Energia depositada nas telas –Mama idosa sadia 3cm.
72
Capítulo V
Mama Idosa 3cm c/ Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.8 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 3cm com câncer.
Mama Idosa 3cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.9 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 3cm com microcalcificação.
73
Capítulo V
Mama Jovem Sadia 4cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.10 – Energia depositada nas telas –Mama jovem sadia 4cm.
Mama Jovem 4cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.11 – Energia depositada nas telas –Mama jovem 4cm com câncer.
74
Capítulo V
Mama Jovem 4cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.12 – Energia depositada nas telas –Mama jovem 4cm com microcalcificação.
Mama Média Sádia 4cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.13 – Energia depositada nas telas –Mama média sadia 4cm.
75
Capítulo V
Mama Média com Câncer 4cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.14 – Energia depositada nas telas –Mama média 4cm com câncer.
Mama Média 4 cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.15 – Energia depositada nas telas –Mama média 4cm com microcalcificação.
76
Capítulo V
Mama Idosa Sadia 4cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.16 – Energia depositada nas telas –Mama idosa sadia 4cm.
Mama Idosa 4cm c/ Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.17 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 4cm com câncer.
77
Capítulo V
Mama Idosa 4cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.18 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 4cm com microcalcificação.
Mama Jovem Sadia 5cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.19 – Energia depositada nas telas –Mama jovem sadia 5cm.
78
Capítulo V
Mama Jovem 5cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.20 – Energia depositada nas telas –Mama jovem 5cm com câncer.
Mama Jovem 5cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.21 – Energia depositada nas telas –Mama jovem 5cm microcalcificação.
79
Capítulo V
Mama Média Sadia 5cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes ( keV )
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.22 – Energia depositada nas telas –Mama média sadia 5cm.
Mama Média 5cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.23 – Energia depositada nas telas –Mama média 5cm com câncer.
80
Capítulo V
Mama Média 5cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.24 – Energia depositada nas telas –Mama média 5cm com microcalcificação.
Mama Idosa sadia 5cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.25 – Energia depositada nas telas –Mama idosa sadia 5cm.
81
Capítulo V
Mama Idosa 5cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.26 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 5cm com câncer.
Mama Idosa 5cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.27 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 5cm com microcalcificação.
82
Capítulo V
Mama Jovem Sadia 6cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.28 – Energia depositada nas telas –Mama jovem sadia 6cm.
Mama Jovem 6cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.29 – Energia depositada nas telas –Mama jovem 6cm com câncer.
83
Capítulo V
Mama Jovem 6cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.30 – Energia depositada nas telas –Mama jovem 6cm com microcalcificação.
Mama Média Sadia 6cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes ( keV )
Energia Depositada na Tela ( %
)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.31 – Energia depositada nas telas –Mama média sadia 6cm.
84
Capítulo V
Mama Média 6cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.32 – Energia depositada nas telas –Mama média 6cm com câncer.
Mama Média 6cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.33 – Energia depositada nas telas –Mama média 6cm com microcalcificação.
85
Capítulo V
Mama Idosa Sadia 6cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.34 – Energia depositada nas telas –Mama idosa sadia 6cm.
Mama Idosa 6cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.35 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 6cm com câncer.
86
Capítulo V
Mama Idosa 6cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.36 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 6cm com microcalcificação.
Mama Jovem sadia 7cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.37 – Energia depositada nas telas –Mama jovem sadia 7cm.
87
Capítulo V
Mama Jovem 7cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.38 – Energia depositada nas telas –Mama jovem 7cm com câncer.
Mama Jovem 7cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.39 – Energia depositada nas telas –Mama jovem 7cm com microcalcificação.
88
Capítulo V
Mama Média Sadia 7cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.40 – Energia depositada nas telas –Mama média sadia 7cm.
Mama Média 7cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.41 – Energia depositada nas telas –Mama média 7cm com câncer.
89
Capítulo V
Mama Média 7cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.42 – Energia depositada nas telas –Mama média 7cm com microcalcificação.
Mama Idosa Sadia 7cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.43 – Energia depositada nas telas –Mama idosa sadia 7cm.
90
Capítulo V
Mama Idosa 7cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.44 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 7cm com câncer.
Mama Idosa 7cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.45 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 7cm com microcalcificação.
91
Capítulo V
Mama Jovem Sadia 8cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.46 – Energia depositada nas telas –Mama jovem sadia 8cm.
Mama Jovem 8cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.47 – Energia depositada nas telas –Mama jovem 8cm com câncer.
92
Capítulo V
Mama Jovem 8cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.48 – Energia depositada nas telas –Mama jovem 8cm com microcalcificação.
Mama Média Sadia 8 cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela ( % )
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.49 – Energia depositada nas telas –Mama média sadia 8cm.
93
Capítulo V
Mama Média 8cm com Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.50 – Energia depositada nas telas –Mama média 8cm com câncer.
Mama Média 8cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (keV)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.51 – Energia depositada nas telas –Mama média 8cm com microcalcificação.
94
Capítulo V
Mama Idosa Sadia 8cm
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.52 – Energia depositada nas telas –Mama idosa sadia 8cm.
Mama Idosa 8cm c/ Câncer
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
mg/cm2
mg/cm2
Figura 5.53 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 8cm com câncer.
95
Capítulo V
Mama Idosa 8cm c/ Microcal.
0
10
20
30
40
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Tela (%)
50mg/cm2
100mg/cm2
150mg/cm2
Figura 5.54 – Energia depositada nas telas –Mama idosa 8cm com microcalcificação.
Podemos observar pela analise das figuras 5.1 a 5.54 que à medida que as
espessuras das mamas aumentam o percentual de energia depositada na tela diminui. Isto é
indicativo que para mamas mais espessas, as telas com maior espessuras deverá apresentar
melhor desempenho. Numa concepção direta, que quanto maior a quantidade de energia
depositada na tela melhor é a sua eficiência e que esta energia depositada é função direta
das energias das fontes de raios X; podemos concluir, que a melhor faixa de energia para o
exame de mamografia esta entre de 25 a 35keV, o que esta de pleno acordo com a
literatura. Ainda podemos observar que para mamas muito espessas um aumento da faixa
de energia não ira contribuir para uma melhora de qualidade da imagem, visto que após a
energia de 35 keV as curvas mostradas nos gráficos tendem a uma reta em declive.
96
Capítulo V
Mamas com tecido canceroso
Nesta parte da simulação uma camada de tecido canceroso de 1mm de espessura foi
acrescentada em todas as espessuras de mamas.
Para as mamas com câncer , nenhuma diferença significativa, em relação às mamas
sadias pode ser observada, isto pode ser explicado pelo fato da camada de tecido canceroso
ser fina e pelo fato deste tecido apresentar densidade bem próxima as dos tecidos
glandulares e adiposos. Fato este que explica a dificuldade em se detectar uma estrutura
bem pequena, entre outras, com densidades bem semelhantes.
Mamas com microcalcificação
Nesta parte da simulação a camada de tecido canceroso foi substituída por uma
camada de microcalcificação de 0,1mm de espessura.
As microcalcificações são os achados mamaográficos que podem indicar a presença
de malignidade a sua detecção e identificação é importante para um diagnóstico precoce de
câncer de mama.
Nos casos das mamas com microcalcificação, as energias depositadas nas telas
também não apresentaram grandes variações em relação às mamas sadias e as mamas com
câncer.
Como o principal objetivo em um exame de mamografia é a melhor definição da
imagem em termos de contraste e resolução, passamos a investigar a energia depositada no
objeto de investigação ou seja, no câncer e na microcalcificação.
Para isto determinamos a quantitativamente o percentual de energia depositada nestas
estruturas, numa concepção nítida que quanto maior a energia depositada no câncer ou na
microcalcificação maior será o contraste oferecido pelo sistema.
Estes resultados são apresentados nas figuras 5.55 a 5.73.
97
Capítulo V
Mama Jovem com Câncer
Tela de 50mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada no Cânce
r
(%)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.55- Energia depositada no câncer para espessuras de mamas jovens e tela de
50mg/cm
2
.
Mama Jovem com Câncer
Tela de 100mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada no Câncer (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.56- Energia depositada no câncer para espessuras de mamas jovens e tela de
100mg/cm
2
.
98
Capítulo V
Mama Jovem com Câncer
Tela de 150mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada no Câncer (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.57- Energia depositada no câncer para espessuras de mamas jovens e tela de
150mg/cm
2
.
Mama Média com Câncer
Tela de 50mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada no Câncer (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.58- Energia depositada no câncer para espessuras de mamas médias e tela de
50mg/cm
2
.
99
Capítulo V
Mama Média com Câncer
Tela de 100mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada no Câncer (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.59- Energia depositada no câncer para espessuras de mamas médias e tela de
100mg/cm
2
.
Mama Média com Câncer
Tela de 150mg/cm2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada no Câncer (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.60- Energia depositada no câncer para espessuras de mamas médias e tela de
150mg/cm
2
.
100
Capítulo V
Mama Idosa com Câncer
Tela de 50mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada no Câncer (%)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.61- Energia depositada no câncer para espessuras de mamas idosas e tela de
50mg/cm
2
.
Mama Idosa com Câncer
Tela 100mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada no Câncer (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.62- Energia depositada no câncer para espessuras de mamas idosas e tela de
100mg/cm
2
.
101
Capítulo V
Mama Idosa com Câncer
Tela de 150mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada no Câncer (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.63- Energia depositada no câncer para espessuras de mamas idosas e tela de
150mg/cm
2
.
Em relação às figuras 5.55 a 5.63 podemos observar que para as mamas de 3, 4 e
5cm o melhor contraste deverá ser conseguido na faixa de energia de 25keV e para a mama
de 6cm , o melhor contraste deve ser conseguido na faixa de 35keV acima deste valor o
contraste tem uma significante redução. Com relação as mamas de 7 e 8 cm e melhor
contraste deverá ocorrer na faixa de 45keV.
Ainda com relação às figuras 5.55 a 5.63 , podemos destacar que para as mamas de
3cm, 4 e 5cm qualquer energia acima de 25keV, não se reverterá em um aumento de
contraste, significando apenas, um aumento de dose, sendo este o valor de energia que
apresenta o melhor contraste para estas espessuras de mama.Para as mamas de 6 e 7cm o
melhor contraste deverá ser obtido na faixa de 35keV e que energia cima deste valor
representa aumento de dose. Para mama de 8cm a melhor faixa de energia é em torno de
45KeV.
102
Capítulo V
Com relação aos sistemas com telas de 150mg/cm
2
, este apresentou o mesmo
resultado que os sistemas com telas de 100mg/cm
2
, o que é um indicativo que uma
espessura maior da tela não é garantia de melhor desempenho do sistema.
A seguir serão mostrados resultados das simulações para mamas jovens, médias e
idosas com microcalcificação para as energias depositadas nas camadas de
microcalcificação com espessura de 0,1mm.
Mama Jovem com Microcalcificação
Tela de 50mg/cm2
0,005
0,015
0,025
0,035
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Microcal.
(%)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.64- Energia depositada na microcalcificação para espessuras de mamas
jovens e tela de 50mg/cm
2
.
103
Capítulo V
Mama Jovem com Microcalcificação
Tela de 100mg/cm
2
0,005
0,015
0,025
0,035
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Microcal. (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.65- Energia depositada na microcalcificação para espessuras de mamas
jovens e tela de 100mg/cm
2
.
Figura 5.66- Energia depositada na microcalcificação para espessuras de mamas
jovens e tela de 150mg/cm
2
.
Mama Jovem com Microcalcificação
Tela de 150mg/cm
2
0,005
0,015
0,025
0,035
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Microcal. (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
104
Capítulo V
Mama Média com Microcalcificação
Tela de 50mg/cm
2
0
0,01
0,02
0,03
0,04
0,05
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Microcal. (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.67- Energia depositada na microcalcificação para espessuras de mamas
médias e tela de 50mg/cm
2
.
Mama Média com Microcalcificação
Tela de 100mg/cm
2
0
0,01
0,02
0,03
0,04
0,05
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Microcal. (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.68- Energia depositada na microcalcificação para espessuras de mamas
médias e tela de 100mg/cm
2
.
105
Capítulo V
Mama Média com Microcalcificação
Tela de 150mg/cm
2
0
0,01
0,02
0,03
0,04
0,05
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Microcal.
(%)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.69- Energia depositada na microcalcificação para espessuras de mamas
médias e tela de 150mg/cm
2
.
Mama Idosa com Microcalcificação
Tela de 50mg/cm
2
0
0,01
0,02
0,03
0,04
0,05
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Microcal. (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.70- Energia depositada na microcalcificação para espessuras de mamas
idosas e tela de 50mg/cm
2
.
106
Capítulo V
Mama Idosa com Microcalcificação
Tela de 100mg/cm
2
0
0,01
0,02
0,03
0,04
0,05
0,06
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Microcal. (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.71- Energia depositada na microcalcificação para espessuras de mamas
idosas e tela de 100mg/cm
2
.
Mama Idosa com Microcalcificação
Tela de 150mg/cm
2
0
0,01
0,02
0,03
0,04
0,05
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Energia Depositada na Microcal. (%
)
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.72- Energia depositada na microcalcificação para espessuras de mamas
idosas e tela de 150mg/cm
2
.
107
Capítulo V
Quando comparamos as energias depositadas nas camadas de microcalcificação,
com as energias depositadas nas camadas de tecido canceroso, notamos que nos casos das
microcalcificações, os valores são da ordem de dez vezes menor que os valores das
energias depositadas nos tecidos cancerosos, isto pode ser explicado pelo fato da camada de
microcalcificação ser dez vezes mais fina que a camada de tecido canceroso.
As figuras 5.64 a 5.72 indicam que para as mamas com espessuras de 3 e 4cm as
telas de 50mg/cm
2
, 100mg/cm
2
e 150mg/cm
2
apresentam uma possibilidade de melhor
contraste na faixa de energia de 25keV. Para as mamas de 5cm, este valor é em torno de
35keV as mamas de 6cm apresentam um bom resultado para a energia de 19,6 sendo o
valor de 35keV o melhor. Nas mamas de 8 cm, os valor de 17,4 e 19,6 keV não são
indicados, este fato pode ser explicado, pois para estas faixas de energias ocorre absorção
muito grande no volume da mama sendo a faixa de 35keV mais indicada.
Para as todas as telas os valores de 17,4 e 19,6keV não são indicados para detecção
de microcalcificações em mamas com espessuras acima de 5cm. Para espessuras acima de
5cm a melhor faixa de energia é em torno de 35keV.
Em seguida nas figuras 5.73 a 5.75 serão mostrados resultados dos cálculos do fator
de intensificação para os fantomas de mamas médias sadias, relembrando que este fator é a
razão entre os percentuais de energia absorvida pela tela pelo filme. .
O fator de intensificação tem relação direta com a velocidade da tela, ou seja com a
espessura da tela e conseqüentemente com a dose na paciente.
Telas mais espessas irão apresentar maior velocidade em detrimento de um melhor
contraste. Principalmente em se tratando de estruturas muito pequenas como no caso de
microcalcificações.
108
Capítulo V
Mama Média Sadia
Fator de Intensificação
50mg/cm
2
0
20
40
60
80
100
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Fator de Intensificação
3cm 4cm 5cm
6cm 7cm 8cm
Figura 5.73-Fator de Intensificação mama média sadia e tela de 50mg/cm
2
Fator de Intensificação
Mama Media Sadia
100mg/cm
2
0
20
40
60
80
100
120
140
0 1020304050
Enegia dos Fótons Incidentes (keV)
Fator de Intensificação (%)
3cm 4cm 5cm
6cm 7cm 8cm
Figura 5.74-Fator de Intensificação mama média sadia e tela de 100mg/cm
2
109
Capítulo V
Mama Média Sadia
Fator de Intensificação
150mg/cm
2
0
20
40
60
80
100
120
140
160
180
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
Fator de Intensificação (%)
3cm 4cm 5cm
6cm 7cm 8cm
Figura 5.75-Fator de Intensificação mama média sadia e tela de 150mg/cm
2
Através da análise das figuras 5.73, 5.74 e 5.75 podemos observar que as telas mais
espessas apresentam maiores fatores de intensificação em relação às menos espessas, isto é
um indicativo que as telas com espessuras maiores apresentaram uma velocidade maior, o
que segundo exposto na teoria não é garantia de aumento de contraste, uma vez que quanto
maior a espessura da tela maior a borrosidade, devido à difusão da luz na própria tela. Isto
com certeza irá dificultar a detecção e diferenciação de estruturas pequenas como as
microcalcificações.
A seguir são apresentados resultados para relação sinal-ruído (SNR) para as
espessuras das mamas médias sadias, mamas médias com câncer e mamas médias com
microcalcificação para as espessuras de telas utilizadas neste trabalho.
110
Capítulo V
O ruído como foi dito no capítulo 2 é algo indesejável em qualquer sistema de
aquisição e em especial no caso da mamografia, onde estruturas pequenas e com densidades
próximas estão em jogo.
A equação 4.4 indica que o ruído reduz com a raiz do número de fótons, ou seja
com a dose de exposição de radiação. Se compararmos, o numero de fótons utilizados em
radiologia convencional, que é da ordem de 10
5
fótons/mm
2
, com o número de fótons na
fotografia convencional que é da ordem de 10
9
a 10
10
fótons/mm
2
, verificamos que a
relação sinal ruído na radiografia convencional e 300 vezes menor que o da fotografia
convencional, mas a influência do ruído na radiografia é um parâmetro determinante para
uma qualidade necessária, enquanto na fotografia esta diferença é desprezível.
As figuras 5.76 a 5.96 mostram a relação sinal/ruído para os sistemas compostos por
mamas medias de espessuras variadas em função das espessuras das telas utilizadas.
Mama Jovem Sadia
(SNR) tela de 50mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.76- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 50mg/cm
2
111
Capítulo V
Mama Jovem Sadia
(SNR) tela de 100mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.77- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 100mg/cm
2
Mama Jovem Sadia
(SNR) tela de 150mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.78- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 150mg/cm
2
112
Capítulo V
Mama Jovem com Câncer
(SNR) tela de 50mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.79- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 50mg/cm
2
Mama Jovem com Câncer
(SNR) tela de 100mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.80- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 100mg/cm
2
113
Capítulo V
Mama Jovem com Câncer
(SNR) tela de 150mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.81- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 150mg/cm
2
Mama Jovem c/ Microcal.
(SNR) tela de 50mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.82- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 50mg/cm
2
114
Capítulo V
Mama Jovem c/ Microcal.
(SNR) tela de 100mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.83- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 100mg/cm
2
Mama Jovem c/ Microcal.
(SNR) 150mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.84- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 150mg/cm
2
115
Capítulo V
Figura 5.85- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 50mg/cm
2
Mama Média Sadia
(SNR) tela de 50mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Mama Média Sádia
(SNR) tela de 100mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.86- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 100mg/cm
2
116
Capítulo V
Mama Média Sadia
(SNR) tela de 150mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.87- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 150mg/cm
2
Mama Média com Câncer
(SNR) tela de 50mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.88- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 50mg/cm
2
117
Capítulo V
Mama Média com Câncer
(SNR) tela de 100mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.89- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 100mg/cm
2
Mama Média com Câncer
(SNR) tela de 150mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.90- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 150mg/cm
2
118
Capítulo V
Mama Média c/ Microcal.
(SNR) tela de 50mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia de Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.91- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 50mg/cm
2
Mama Média c/ Microcal.
(SNR) tela de 100mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.92- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 100mg/cm
2
119
Capítulo V
Mama Média c/ Microcal.
(SNR) tela de 150mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.93- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 150mg/cm
2
Mama Idosa Sadia
(SNR) tela de 50mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.94- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 50mg/cm
2
120
Capítulo V
Mama Idosa Sadia
(SNR) tela de 100mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.95- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 100mg/cm
2
Mama Idosa Sadia
(SNR) tela de 150mg/cm
2
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0 1020304050
Energia dos Fótons Incidentes (keV)
SNR
3cm
4cm
5cm
6cm
7cm
8cm
Figura 5.96- Relação sinal/ruído para sistema com tela de espessura de 150mg/cm
2
121
Capítulo V
Em uma primeira análise, podemos observar que as telas mais espessas apresentam
uma maior ralação sinal ruído. Como a relação sinal ruído é um bom parâmetro físico para
avaliar a performance de um sistema de imagem, podemos, afirmar que quando a relação
sinal ruído aumenta em um sistema, melhor é a habilidade do sistema em oferecer uma
melhor condição de contraste e resolução.
Para os sistemas mostrados nas figuras 5.76 a 5.96 as melhores relações sinal ruído
para o sistema com tela de 50, 100 e 150 mg/cm
2
são obtidas para as faixas de energias de
25 e 35 kev.
Para os sistemas de mamas com câncer e com microcalcificação, podemos observar
que nenhuma diferença, significativa, em relação aos sistemas compostos por mamas
sadias, isto torna claro a dificuldade de se encontrar estruturas pequenas em um exame
mamográfico.
Ainda com relação às figuras 5.76 a 5.96, podemos observar que à medida que a
espessura da tela aumenta a relação sinal ruído aumenta para energias altas e relação sinal
ruído diminui para energias mais baixas, principalmente nos casos de mamas mais espessas.
Para um sistema de registro de imagem onde estruturas muito pequenas, necessitam
de energias baixas para serem detectadas e analisadas e onde é muito importante à redução
da dose para um nível mais baixo quanto possível às telas muito espessas não irão
contribuir para a melhora da qualidade de imagem necessária, apenas aumentar o custo.
O principal parâmetro físico de qualidade de imagem apontado na literatura
[BRETTLE] é o DQE , conforme apresentado no capitulo 2 (seção 2.26 - considerações
sobre qualidade de imagem). Por isso a partir de agora a nossa análise passa para este
parâmetro. Este parâmetro, como foi descrito anteriormente, é considerado dentro da
hierarquia proposta no capítulo 2 o principal parâmetro genérico para descrever a qualidade
de imagem de um sistema de aquisição para uma determinada qualidade necessária, uma
vez que este parâmetro, pode ser interpretado como sendo a eficiência do sistema em
detectar a radiação, se for considerado que a degradação presente na imagem final provém
unicamente do ruído quântico.
122
Capítulo V
Por outro lado, observa-se que o DQE também expressa a capacidade de um
sistema em reduzir a dose de radiação para dada qualidade de imagem, pois tanto será
menor a dose necessária, quanto maior será o DQE. Por conseguinte, o DQE expressa a
qualidade através da fidelidade de reprodução da imagem de transmissão e a segurança
através da possibilidade de redução da dose para uma determinada qualidade necessária.
Para análise deste parâmetro foram construídos os gráficos mostrados na figuras
5.97 a 5.151 com base na equação (4.3). Estas figuras mostram o DQE para espessuras de
mamas jovens, médias, idosas (sadias, com câncer e com microcalcificação).
Mama Jovem Sadia 3cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.97- Mama Jovem Sadia de 3cm - DQE
123
Mama Jovem Sadia 4cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.98- Mama Jovem Sadia 4cm -DQE
Mama Jovem Sadia 5cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.99- Mama Jovem Sadia 5cm -DQE
124
Mama Jovem Sadia 6cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.100- Mama Jovem Sadia 6cm –DQE
Mama Jovem Sadia 7cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da tela (mg/cm2)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.101- Mama Jovem Sadia 7cm -DQE
125
Mama Jovem Sadia 8cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.102- Mama Jovem Sadia 8cm -DQE
Mama Jovem 3cm com Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6kev
25keV
35keV
45keV
Figura 5.103- Mama Jovem com Câncer 3cm -DQE
126
Mama Jovem 4cm com Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6kev
25keV
35keV
45keV
Figura 5.104- Mama Jovem com Câncer 4cm -DQE
Mama Jovem 5cm com Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6kev
25keV
35keV
45keV
Figura 5.105- Mama Jovem com Câncer 5cm -DQE
127
Mama Jovem 6cm com Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6kev
25keV
35keV
45keV
Figura 5.106- Mama Jovem com Câncer 6cm -DQE
Mama Jovem 7cm com Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6kev
25keV
35keV
45keV
Figura 5.107- Mama Jovem com Câncer 7cm -DQE
128
Mama Jovem 8cm com Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6kev
25keV
35keV
45keV
Figura 5.108- Mama Jovem com Câncer 8cm -DQE
Mama Jovem 3cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.109- Mama Jovem 3cm com Microcalcificação - DQE
129
Mama jovem 4cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.110- Mama Jovem 4cm com Microcalcificação - DQE
Mama Jovem 5cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.111- Mama Jovem 5cm com Microcalcificação - DQE
130
Mama Jovem 6cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.112- Mama Jovem 6cm com Microcalcificação - DQE
Mama Jovem 7cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.113- Mama Jovem 7cm com Microcalcificação - DQE
131
Mama Jovem 8cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.114- Mama Jovem 8cm com Microcalcificação - DQE
Mama Média Sadia 3cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.115 – Mama Média Sadia 3cm - DQE
132
Mama Média Sadia 4cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.116 – Mama Média Sadia 4cm - DQE
Mama Média Sadia 5cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.117 – Mama Média Sadia 5cm - DQE
133
Mama Media Sadia 6cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.118 – Mama Média Sadia 6cm - DQE
Mama Média Sadia 7cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.119 – Mama Média Sadia 7cm - DQE
134
Mama Média Sadia 8cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.120 – Mama Média Sadia 8cm - DQE
Mama Média 3cm c/ Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.121 – Mama Média 3cm com Câncer - DQE
135
Mama Média 4cm c/ Câncer
DQE
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.122 – Mama Média 4cm com Câncer - DQE
Mama Média 5cm c/ Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.123 – Mama Média 5cm com Câncer - DQE
136
Mama Média 6cm c/ Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm2)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.124 – Mama Média 6cm com Câncer - DQE
Mama Média 7cm c/ Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela(mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.125 – Mama Média 7cm com Câncer - DQE
137
Mama Média 8cm c/ Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.126 – Mama Média 8cm com Câncer - DQE
Mama Média 3cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.127- Mama Média 3cm com Microcalcificação - DQE
138
Mama Média 4cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.128- Mama Média 4cm com Microcalcificação - DQE
Mama Média 5cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.129- Mama Média 5cm com Microcalcificação - DQE
139
Mama Média 6cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.130- Mama Média 6cm com Microcalcificação - DQE
Mama Média 7cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.131- Mama Média 7cm com Microcalcificação - DQE
140
Mama Média 8cm c/Microcal.
DQE
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.132- Mama Média 8cm com Microcalcificação - DQE
Mama Idosa Sadia 3cm
DQE
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espesura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.133- Mama Idosa Sadia 3cm - DQE
141
Mama Idosa Sadia 4cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.134- Mama Idosa Sadia 4cm - DQE
Mama Idosa Sadia 5cm
DQE
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.135- Mama Idosa Sadia 5cm - DQE
142
Mama Idosa Sadia 6cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.136- Mama Idosa Sadia 6cm - DQE
Mama Idosa Sadia 7cm
DQE
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.137- Mama Idosa Sadia 7cm - DQE
143
Mama Idosa Sadia 8cm
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.138- Mama Idosa Sadia 8cm - DQE
Mama Idosa 3cm c/ Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.139- Mama Idosa 3cm com Câncer - DQE
144
Figura 5.140- Mama Idosa 4cm com Câncer – DQE
Mama Idosa 4cm c/ Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Mama Idosa 5cm c/ Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.141- Mama Idosa 5cm com Câncer - DQE
145
Mama Idosa 6cm c/ Câncer
DQE
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.142- Mama Idosa 6cm com Câncer - DQE
Mama Idosa 7cm c/ Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.143- Mama Idosa 7cm com Câncer - DQE
146
Mama Idosa 8cm c/ Câncer
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 20 40 60 80 100 120 140 160
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.145- Mama Idosa 8cm com Câncer - DQE
Mama Idosa 3cmc/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.146- Mama Idosa 3cm com Microcalcificação - DQE
147
Mama Idosa 4cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.147- Mama Idosa 4cm com Microcalcificação - DQE
Mama Idosa 5cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.148- Mama Idosa 5cm com Microcalcificação - DQE
148
Mama Idosa 6cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.149- Mama Idosa 6cm com Microcalcificação - DQE
Mama Idosa 7cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.150- Mama Idosa 7cm com Microcalcificação - DQE
149
Mama Idosa 8cm c/ Microcal.
(DQE)
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0 50 100 150 200
Espessura da Tela (mg/cm
2
)
DQE
17,4keV
19,6keV
25keV
35keV
45keV
Figura 5.151- Mama Idosa 8cm com Microcalcificação - DQE
Como primeira análise das figuras 5.97 a 5.151, pode destacar que a melhor faixa de
energia de energia para todas as espessuras de mamas e de telas é a faixa de 35kev. Para as
espessuras de mamas de 3 e 4cm a faixa de energia de 25 kev também oferece um bom
desempenho. As faixas de energia de17,4 e 19,6keV não são indicadas para espessuras de
mamas acima de 5cm. Se analisarmos em termo de dose a melhor faixa de energia é em
torno de 25 a 35kev.
A espessura de tela de 150mg/cm
2
apresentou maior DQE para todas as faixas de
energia.
Como resultado, observável, podemos ressaltar que o DQE aumenta com o aumento
da energia e com o aumento da espessura da tela e que diminui com o aumento da
espessura da mama. E os valores para o DQE pouco variaram nos casos das mamas sadias,
com câncer e com microcalcificação.
150
Com relação às energias depositas nas telas nos sistemas compostos por mamas
sadias; os resultados de simulação mostram que para todos os tipos de telas os melhores
resultados foram obtidos para mamas com espessuras entre 3, 4 e 5cm .
Estes resultados se repetiram para os casos das mamas com câncer e com
microcalcificação. E também para os casos das mamas jovens e mamas idosas.
Quando comparamos as energias depositas nas telas para os três tipos de fantomas,
verificamos que os sistemas compostos de mamas idosas apresentam melhor desempenho
em relação aos outros dois sistemas e que o sistema composto por mamas jovem
apresentam o pior desempenho. Este fato explica porque o exame de mamografia é
indicado para mulheres mais idosas , pois nesta fase as estruturas estranhas, das estruturas
das mamas, podem ser melhores detectadas e identificadas.
E mamas jovens ou mais densas apresentam maior dificuldade para serem
radiografadas mamograficamente.
Esta analise pode ser reforçada quando comparamos as energias depositadas no
câncer e na microcalcificação para os sistemas de mamas jovem, médias e idosas,
verificamos que as estruturas como câncer e microcalcificação devem apresentar melhores
contrastes para as mamas idosas.
Como resultados das simulações para os valores da relação sinal/ruído verificamos,
por análise das figuras 5.76 a 5.96, que para este parâmetro que à medida que as espessuras
das mamas aumentam a relação sinal/ruído diminui. O inverso com relação às energias ou
seja, à medida que as energias aumentam a relação sinal ruído aumenta.
Analisando as figuras 5.97 a 5.151, para os valores do DQE , para todos os fantomas
de mamas utilizados na simulação podemos observar que o DQE aumenta com o aumento
das espessuras das telas e com o amento das energias porém diminuem com as espessuras
151
das mamas. Os melhores valores para o DQE foram obtidos para as mamas idosas e os
piores valores foram encontrados para as mamas jovens.
Verificação das Simulações
Para verificação das simulações foi escolhido um artigo no qual a fração de energia
é calculada segundo a equação (4.7), para o cálculo da dose glandular o autor utilizou o
Método de Monte Carlo os valores encontrados são comparados e mostrados nas figuras
5.152 e 5.153.
Fração de Energia-Mama Média Sadia
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
246810
Espessura da Mama (cm)
f(X)
17,4
19,6
25
35
45
Figura 5.152 –Fração de Energia neste trabalho.
152
Figura 5.153 – Fração de energia segundo [BOONE, 1999].
Podemos comprovar pela análise das figuras 5.152 e 5.153 a verificação do método
de simulação utilizadas neste trabalho.
Para o cálculo de fração de energia foram utilizados os valores de simulação das
energias depositadas em uma mama média (50% glandular) sendo a tela utilizada a de
100mg/cm
2
.
153
CAPÍTULO VI
CONCLUSÕES
6.1 Conclusões
Verificamos que o método de simulação por Monte Carlo constitui-se uma
importante ferramenta para análise dos parâmetros físicos genéricos de qualidade de
imagem. Particularmente, é possível verificar qual é a influência que determinado tipo de
tela intensificadora exerce sobre a qualidade da imagem mamográfica.
A avaliação de qualidade de imagem neste trabalho foi baseada no cálculo da
Relação Sinal/Ruído (SNR) e da Detecção Efetiva de Quanta (DQE). Com relação ao DQE,
podemos ainda destacar que a literatura converge em apontar este parâmetro como sendo o
melhor parâmetro físico de qualidade de imagem, sendo o “padrão ouro” para qualquer
modalidade de imagem radiográfica em particular a mamografia.
Com relação aos resultados de simulação dos sistemas propostos neste trabalho
podemos destacar que:
Para o parâmetro Sinal/Ruído, podemos destacar que este é importante para
caracterizar a detectabilidade do objeto, em outras palavras, à medida que o
ruído diminui o contraste aumenta. Sabendo-se que o ruído é algo indesejável na
obtenção de uma imagem com qualidade necessária podemos concluir que baixo
ruído e alto contraste são requeridos para uma superior qualidade de imagem.
Ainda com relação ao parâmetro Sinal/Ruído, para os sistemas compostos por
diferentes composições de mamas e espessuras de tela propostos neste trabalho
podemos destacar que as mamas médias sadias que possuem menor espessura
são as que apresentam maior relação sinal ruído, o que é indicativo de um
melhor contraste e resolução.
154
154
Para a tela com espessura elevada, um aumento da relação sinal/ruído só é
observado com o aumento da energia incidente dos fótons, principalmente
quando comparadas com para as telas de 100mg/cm
2
e de 150mg/cm
2
. Isto é
indicativo que um aumento de espessura de tela não é garantia de uma qualidade
necessária.
Quando comparamos os valores da relação sinal/ruído dos sistemas com mamas
sadias com os sistemas com câncer e com microcalcificação, podemos observar
que, quase não existe diferenças entre eles. Isto é explicado pelo fato dos tecidos
cancerosos e microcalcificações possuírem densidades bem próximas gerando
uma maior dificuldade em destacar estas estruturas em exames mamográficos.
Para uma determinada qualidade de imagem, os sistemas que apresentaram um
melhor desempenho, para a relação sinal/ruído, foram àqueles compostos com
telas de espessuras de 150mg/cm
2,
.
Os melhores valores para a relação sinal/ruído foram obtidos para a faixa de
energia entre 25 e 35keV. Isto está de acordo com a teoria, pois esta faixa de
energia é utilizada na maioria dos exames de mamografia.
Quando comparamos os valores obtidos para a relação sinal ruído dos sistemas
compostos de mamas médias, mamas jovens e mamas idosas, verificamos que:
Os sistemas compostos de mamas idosas apresentaram maior relação sinal ruído
que os sistemas de mamas médias e esta diferença aumenta quando comparamos
com os sistemas compostos de mamas jovens. Estes resultados estão de acordo
com a literatura, pois melhores imagens são obtidas para pacientes acima de 45
anos, pois as suas mamas são menos densas facilitando a identificação de
estruturas tais como microcalcificações e câncer.
Foi observado que a relação sinal ruído aumenta com a energia incidente dos
fótons e diminui com o aumento das espessuras das mamas para todos os
sistemas estudados. O aumento deste parâmetro também é observado quando
ocorre o aumento da espessura das telas para os sistemas simulados.
O parâmetro físico DQE é apontado pela literatura como o principal parâmetro
genérico para descrever a qualidade de imagem de um sistema de aquisição pois
155
155
expressa a eficiência do sistema em detectar a radiação permitindo a otimização
do sistema com o objetivo de reduzir a dose.
Como resultados relevantes para analise deste parâmetro podemos destacar:
Para as energias de 17,4 keV, 19,6keV e 25 keV o DQE é constante para todos
os sistemas estudados ou seja, um aumento na espessura das telas não se reverte
em melhora na qualidade da imagem, significando apenas um aumento de custo
para se obter uma mesma qualidade necessária.
Para as mamas menos espessas são observados os melhores valores para o DQE,
em todos os sistemas estudados.
Para as mamas com espessuras entre 3 e 4cm os melhores valores para o DQE
foram obtidos com energias de 25 e 35keV.
Ainda com relação as mamas de 3 e 4cm podemos observar que o mesmos
valores são obtidos para o DQE em sistemas com tela de 50mg/cm
2
para as
energias de 19,6keV e 45keV. Para uma redução de dose em mamas com
espessuras de 3cm e 4cm o indicado é uma energia em torno de 19,6keV,
significando também uma melhora no contraste, pois para energias mais baixas
as estruturas menores são melhores identificadas, conforme se observa nas
figuras 5.55 a 5.73.
Para as mamas de 5cm e 6cm em um sistema com tela de 50mg/cm
2
os valores
para o DQE com energias de 25keV são melhores que os valores do DQE para
energias de 45keV . Isto significa uma redução de dose para uma mesma
qualidade necessária. Na faixa de energia de 25keV, as estruturas como
microcalcificações e câncer ofereceram o melhor contraste para estas espessuras
de mamas.
Para os sistemas com telas de 100mg/cm
2
e 150mg/cm
2
os melhores valores
para o DQE foram sempre para a energia de 35keV, para todas as espessuras de
mamas. Isto está de acordo com a literatura que aponta a faixa de 25keV a
35keV como a utilizada na maioria dos exames mamográficos.
Os melhores valores para o DQE foram obtidos para as mamas menos densas
em especial as idosas, fato que aponta este tipo de exame mais eficiente em
mulheres acima dos 40 anos.
156
156
As mamas jovens apresentaram os piores valores para o DQE, isto confirma a
preocupação das pesquisas em relação às mamas mais densas , pois estas mamas
não facilitam o exame.
Os resultados obtidos com as simulações estão de pleno acordo com a teoria.
A eficiência dos parâmetros estudados neste trabalho pode ser comparada em
termos de fidelidade em reproduzir uma imagem com certa qualidade necessária ao mesmo
tempo em que pode reduzir a dose para esta qualidade:
1) Primeiro parâmetro (Energia depositada na tela):
A energia depositada na tela é função direta da espessura da tela e função
inversa da espessura das mamas e da composição das mesmas.
Este parâmetro leva a uma escolha para as telas mais espessas, numa concepção
nítida que quanto maior a energia depositada na tela maior será a sua eficiência
de conversão e tanto melhor poderia ser a imagem latente formada por elas.
2) Segundo parâmetro (Fator de intensificação):
Este fator expressa as velocidades dos sistemas em função das espessuras das
telas, e indica que para telas mais espessas um aumento de velocidade é
observado. Isto assegura uma redução de dose , mas não informa de forma direta
qual a velocidade é indicada para uma melhora na qualidade da imagem
desejada.
3) Terceiro parâmetro (Relação Sinal/Ruído):
Este parâmetro foi importante para a análise da qualidade necessária, nos
sistemas estudados. Oferece uma possibilidade de análise em função do
contraste, o que é importante para se assegurar uma boa qualidade,
principalmente em mamografia, onde se apresentam estruturas pequenas e com
densidades muito próximas.
157
157
4) Parâmetro (Equivalente de Quântico de detecção):
Este parâmetro mostrou-se mais completo para análise dos sistemas estudados,
pois a partir dele podemos identificar quais são as melhores condições para se
obter uma melhor qualidade de imagem, sempre aliada a uma otimização da
redução de dose .
Podemos afirmar que o DQE mostrou-se como o melhor parâmetro genérico de
qualidade de imagem dentre os avaliados neste trabalho o que esta de pleno
acordo com a literatura.
Segundo o artigo 54 do ICRU, o DQE apresenta combinados os parâmetros
reprodução do sinal e geração do ruído. O que pode ser comprovado neste
trabalho, para os sistemas estudados.
6.2 Sugestões para Pesquisas Futuras
Estudos de simulação para diversos materiais para o prato compresssor.
Investigação dos parâmetros físicos para sistemas digitais e comparação com os
sistemas convencionais.
Investigação dos parâmetros físicos de qualidade de imagem para vários
sistemas tela-filme compostos por diferentes telas intensificadoras utilizadas no
mercado.
Investigação da detectabilidade de microcalcificações e câncer em função das
dimensões e forma destas estruturas em diferentes composições de mama e de
sistemas tela-filme.
158
158
Referências bibliográficas
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Referências bibliográficas
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