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AVALIAÇÃO E CARACTERIZAÇÃO DO ESPALHAMENTO DOS RAIOS X EM
TECIDOS E SIMULADORES MAMOGRÁFICOS USANDO SIMULAÇÃO DE
MONTE CARLO
Mônica Geórgia Nunes Oliveira
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. Ademir Xavier da Silva, D. Sc
________________________________________________
Prof. Luís Fernando de Oliveira, D. Sc.
RIO DE JANEIRO, RJ - BRASIL
ABRIL DE 2005
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OLIVEIRA, MÔNICA GEÓRGIA NUNES
Avaliação e Caracterização do
Espalhamento dos Raios X em Tecidos e
Simuladores Mamográficos Usando
Simulação de Monte Carlo [Rio de Janeiro]
2005.
XIII, 81p. 29,7 cm (COPPE/UFRJ, M. Sc.,
Engenharia Nuclear, 2005).
Tese – Universidade Federal do Rio de
Janeiro, COPPE.
1. Monte Carlo
2. Tecidos
3. Caracterização
I. COPPE/UFRJ II. Título (série)
ii
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Ao meu esposo Edson a quem tanto amo e
que compartilhou comigo todos os momentos desta
tese, aos meus filhos Vitor Mateus e Lucas José que
nasceram no período em que desenvolvi este trabalho
e a minha mãe Georgina e aos meus irmãos Antônio e
Gerson que compõem um verdadeiro laço de
afetividade. Ao meu pai (in memorian).
iii
AGRADECIMENTOS
A Deus, por me dar a graça de realizar este mestrado e de colocar em
meu caminho as pessoas certas que possibilitaram este acontecimento.
A meu esposo Edson, pela participação ativa, lado a lado ao mesmo
tempo em que também desenvolveu sua tese no LIN; e pelos dois filhos que tivemos
durante este mestrado.
A D.Georgina, D.Edir, Toninho, Kelly, Regina e Diego, que sabendo da
importância deste trabalho, me ajudaram dando atenção e cuidando de meus bebês
Lucas e Vítor, compensando meus momentos de ausência.
Ao Professor Ademir Xavier da Silva, pela atenção e pelas dicas
importantes do programa de simulação MCNP.
Aos meus orientadores Professor Delson Braz e Professora Regina Cely
que sabendo de minhas dificuldades devido à distância do campus e disponibilidade de
tempo devido à concomitância da confecção desta tese com o trabalho, possibilitaram e
incentivaram a continuidade da tese, me apoiando e solucionando os momentos de
dificuldades, ou seja, foram mais do que orientadores foram realmente pessoas com
grande sensibilidade.
Aos professores do Laboratório de Instrumentação Nuclear: Ricardo
Tadeu Lopes e Edgar de Jesus.
Aos amigos do Laboratório de Instrumentação Nuclear: Hamilton, Max,
Anderson, Cíntia, Cristiano, Eduardo, Fábio, Inayá, José Cláudio, Nívia, Renata, Carlos,
Cláudio e todos os outros que pelas conversas e discussões durante o trabalho.
Ao corpo Técnico do Laboratório de Instrumentação Nuclear, que
sempre me apoiaram quando solicitado, sempre com atenção e cordialidade.
iv
Resumo da Tese apresentada à COPPE/UFRJ como parte dos requisitos necessários
para a obtenção do grau de Mestre em Ciências (M. Sc.)
AVALIAÇÃO E CARACTERIZAÇÃO DO ESPALHAMENTO DOS RAIOS X EM
TECIDOS E SIMULADORES MAMOGRÁFICOS USANDO SIMULAÇÃO DE
MONTE CARLO
Mônica Geórgia Nunes Oliveira
Abril/2005
Orientadores: Delson Braz e Regina Cely Rodrigues Barroso Silva
Programa: Engenharia Nuclear.
A simulação computacional vem sendo amplamente utilizada em pesquisas
físicas, tanto pela viabilidade dos códigos quanto pelo crescimento do poder
dos computadores nas décadas mais recentes. O programa de simulação de Monte
Carlo, código EGS4 é um programa de simulação utilizado na área de transporte de
radiação. Os simuladores, tecidos substitutos, fantons ou ainda fantomas são objetos
utilizados para realizar estudos sobre quantidades dosimétricas e testes de qualidade
de imagens. Os simuladores possuem características de espalhamento e absorção da
radiação semelhante aos tecidos que compõem o corpo. O objetivo deste trabalho é
traduzir os efeitos das interações das radiações em tecidos de uma mama real
saudável, doente e em simuladores, utilizando o código de simulação Monte Carlo
EGS4. Neste trabalho faremos, o estudo do percentual de dose em função da
profundidade utilizando o espectro do Mo filtrado por 0,03mm de Mo e também
feixes monoenergéticos de 17,44 keV e 19,6 keV; estudo do parâmetro Fração de
energia depositada, F(E), para o espectro do Mo filtrado por 0,03mm de Mo e feixes
monoenergéticos de 15 keV, 17,44 keV e 19,6 keV; o levantamento do perfil de
espalhamento - intensidade em função do ângulo de espalhamento - para as diversas
composições de tecido; o percentual de energia transmitida, refletida e depositada na
mama para os diferentes feixes simulados, o estudo da influência do prato compressor
de acrílico na razão S/P (radiação espalhada em relação à radiação primária) dos tipos
de tecidos simulados.
v
Abstract of thesis presented to COPPE/UFRJ as partial fulfillment of the requirements
for the degree of Master of Science (M. Sc.)
STUDY OF THE INFLUENCIE OF THE SCCATERING IN THE BREAST IN THE
GENERATION MAMOGRAFICS IMAGES USING MONTE CARLO SIMULATION
Mônica Geórgia Nunes Oliveira
April/2005
Advisors: Delson Braz and e Regina Cely Rodrigues Barroso Silva.
Department: Nuclear Engineering
The computational simulation comes being widely used in physical research, as
much for the viability of the codes how much for the growth of the power of the
computers in the decades most recent. In virtual environment it can be explored
different possibilities without causing unnecessary expositions and evaluating diverse
parameters of the transport of the radiation with the substance. The programs of
simulation Carlo Mount, code EGS is a code used in the area of radiation transport. The
capacity of treatment of complex geometrias in 3 dimensions and the variety of options
of entrance data make of these codes a convenient and powerful tool very in the field of
the radiological protection, modeling of nuclear installations, detectors and shield of
radiation. The simulators of fabrics, substitute fabrics, fantons or still fantomas are used
objects to carry through tests of quality of images. They possess characteristics of
scattering and absorption of the similar radiation to the fabrics that compose the body.
The objective of this work is to translate the effect of the interactions of the radiations,
in the bands of energy of the radiation normally used in mamógrafos, some fabric
possibilities of a healthful, sick real breast and in simulators, virtual environment,
through simulation Carlo the Mount, using code EGS4. In the characterization they will
be made the study of dose in function of the thickness of the breast, of the energy
retroespalhada and transmitted and the specter of exit for each one of the combinations
target-filter using fantons that they simulate the diverse types of breast.
vi
ÍNDICE
página
CAPÍTULO 1 .....................................................................................................................1
INTRODUÇÃO ...............................................................................................................1
CAPITULO 2 ...................................................................................................................10
FUNDAMENTOS TEÓRICOS....................................................................................10
2.1- Fundamentos do raio X...................................................................................10
2.1.1- Introdução..........................................................................................10
2.1.2 – Interação elétron-alvo ......................................................................11
2.1.3 – Mecanismos de produção de raios X................................................11
2.1.3.1 – Radiação de Frenamento (Bremsstrahlung) .................................11
2.1.3.2 – Radio X Característico .................................................................12
2.1.4 – Espectro de emissão do raio X .......................................................13
2.1.5 - A produção do raio X no tubo..........................................................15
2.1.6 – Interação da radiação eletromagnética com a matéria.....................15
2.1.6 .1 –Absorção fotoelétrica....................................................................16
2.1.6.2 – Espalhamento por Elétron Livre (Comptom e Thonsom) ............17
2.1.6.3 – Espalhamento por átomo livre – Compton coerente ou efeito
Rayleigh.......................................................................................................18
2.1.6.4 – Produção de pares.........................................................................19
2.1.6.5 – A absorção Fotoelétrica e o Efeito Comptom na Formação
da Imagem ...................................................................................................21
2.1.6.6 – O função do Espalhamento no Radiodiagnóstico.........................21
2.1.6.7– Desvantagem da Radiação Espalhada: Diminuição do Contraste 21
2.1.6.8– Vantagem da Radiação Espalhada – Possível Ferramenta para
Caracterizar Tecidos....................................................................................24
2.1.6.9- Coeficiente de Atenuação Linear Total .........................................25
2.1.6.10- Coeficiente de atenuação linear de massa ...................................25
vii
2.1.6.11-Coeficiente de Atenuação e Seção de Choque Microscópica .......26
2.1.6.12 – Coeficiente de Atenuação de Uma Mistura ou Composto .........26
2.1.6.13 – Coeficiente de Transferencia de Energia....................................27
2.1.6 .14 – Valor Efetivo (Z/A) de um Material..........................................27
2.2 – Anatomia e Fisiologia da Mama.....................................................................28
2.2.1- Introdução .........................................................................................28
2.2.2 – Classificação da Mama....................................................................30
2.2.3 – Radiologia do Tecido Mamário.......................................................31
2.3 – Formação do Câncer.......................................................................................32
2.4 – O Câncer de Mama.........................................................................................33
2.5 – O Mamógrafo .................................................................................................33
2.6 –Os Simuladores de Tecidos .............................................................................35
2.7 – Simulação Computacional..............................................................................36
2.7.1 – O Método de Monte Carlo...............................................................37
2.7.2 – O Programa de Simulação EGS4.....................................................38
2.7.3 – As Incertezas dos Códigos Computacionais de Monte Carlo .........42
CAPÍTULO 3 ...................................................................................................................43
MATERIAIS E MÉTODOS.........................................................................................43
3.1 – Geometria do Sistema.....................................................................................46
3.2 - Fonte................................................................................................................46
3.3 – Biblioteca dos Materiais - Composição dos Tecidos Mamários ....................46
3.4 – Execução do Programa de Silmulação...........................................................48
3.5 – Parâmetros Obtidos nas Simulações...............................................................49
3.5.1 – Energia Depositada ........................................................................49
3.5.2 – Energia Refletida e Transmitida.....................................................51
3.5.3 – Distribuição Angular ......................................................................53
3.6 – Conversão dos Resultddos Obtidos nas Simulações ......................................53
3.6.1-Fração de Energia Depositada F(E) ..................................................54
3.6.2 – Razão Sinal Ruído S/P....................................................................54
CAPÍTULO 4 ...................................................................................................................55
RESULTADOS ..............................................................................................................55
4.1- Curvas de Dose Percentual X Profundidade ...................................................55
4.2 – Percentuais de Eneregias s Refletidas, Transmitidas e Depositadas .............60
viii
4.3 – Perfil de Espalhamento...................................................................................65
4.4 – Percentual de Transmissão .............................................................................66
4.5 – Razão S/P........................................................................................................68
CAPITULO 5 ...................................................................................................................71
CONCLUSÕES E SUGESTÕES .................................................................................71
5.1 Conclusões.........................................................................................................71
5.2 Sugestões ...........................................................................................................73
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ........................................................................74
ix
ÍNDICE DE FIGURAS
página
Figura 2.1 Formação do raio X por Bremsstrahlung .....................................................12
Figura 2.2 Formação de raios X característico. (a) ejeção de elétron orbital
(ionização). (b) emissão de raios X característico. (IRD, 1999)..........................13
Figura 2.3 Espectro de raios X. (IRD, 1999).................................................................13
Figura 2.4 Tubo de Raios X ...........................................................................................14
Figura 2.4 Importância relativa dos três maiores processos de interação da
radiação X ou gama com a matéria. As linhas mostram os valores de Z e de
hv em que dois processos de interação têm igual probabilidade de ocorrer.
(Knoll 1989)...........................................................................................................16
Figura 2.5 Representação do efeito fotoelétrico.............................................................17
Figura 2.6 Representação do efeito Compton ................................................................18
Figura 2.7 Representação do efeito de produção de pares. (IRD, 2001)........................20
Figura 2.8 Diagrama que ilustra a formação da imagem radiográfica
convencional sem considerar o espalhamento: (a) paciente; (b) intensidade
da radiação transmitida; (c) resposta à exposição do receptor de imagem,
tela-filme; (d) imagem radiográfica (filme)...........................................................22
Figura 2.9 Diagrama que ilustra a formação da imagem radiográfica
convencional sem considerando a radiação transmitida primária e espalhada:
(a) paciente; (b) intensidade da radiação transmitida – B1 só espalhamento;
B2 total; (c) imagem radiográfica (filme)..............................................................23
Figura 2.10 Mama: visão externa e posicionamento......................................................28
Figura 2.11 (a) e (b) – Vista lateral da mama em corte... ..............................................29
Figura 2.12 Corte transversal representando os diferentes tipos de tecidos da
mama......................................................................................................................30
Figura 2.13 . Diferença no contraste do tecidos fibroglandular e
adiposo(Bontrager)................................................................................................32
Figura 2.14 Esquema de um mamógrafo........................................................................34
Figura 2.15 Tipos de incidências na mamografia. (a) Crânio –caudal CC. (b)
Médio Lateral Oblíqua (MLO) ..............................................................................35
x
Figura 2.16 Diagrama em blocos representando um resuma da “ história” do
fóton desde a emissão da fonte radioativa até o simulador....................................38
Figura 2.17 Estrutura do sistema do código EGSnrc. Os componentes dos códigos que
podem ser escritos pelo usuário estão acima da linha pontilhada e aqueles abaixo da
linha fazem parte do código do programa principal do EGS. ROGERS (2002).............40
Figura 3.1 Esquema da geometria do sistema utilizada na simulação ...........................44
Figura 3.2 Esquema da interações do fóton com a regiões. ...........................................49
Figura 3.2.1 Arquivo de saída da subrotina EDEP.........................................................50
Figura 3.3 Esquema da interação dos fótons com as regiões .........................................52
Figura 3.4 Esquema da interação dos fótons com as regiões. ........................................52
Figura 3.4.1 Arquivo de saída da subrotina espalhamento.............................................53
Figura 4.1 Percentual de dose em função da profundidade utilizando feixes
monoenergéticos e polienergéticos em fantoma de tecido adiposo .......................55
Figura 4.2 Dose e profundidade utilizando feixes monoenergéticos e
polienergéticos em fantoma de tecido glandular....................................................55
Figura 4.3 Dose e profundidade utilizando feixes monoenergéticos e
polienergéticos em fantoma de tecido canceroso...................................................57
Figura 4.4 Dose e profundidade utilizando feixes monoenergéticos e
polienergéticos em fantoma de tecido médio.........................................................58
Figura 4.5 Dose e profundidade utilizando feixes monoenergéticos e
polienergéticos em fantoma simulador BR12........................................................54
Figura 4.6 Espectro do alvo de molibdênio filtrado com molibdênio antes e após
placa de acrílico de 3mm de espessura ..................................................................55
Figura 4.7 Energia % Refletida, Transmitida e Depositada em um fantoma de
tecido adiposo ........................................................................................................55
Figura 4.8 Energia % Depositada, refletida e transmitida em fantoma de tecido
glandular.................................................................................................................62
Figura 4.9 Energia % Depositada, refletida e transmitida em fantoma de tecido
canceroso................................................................................................................62
Figura 4.10 Energia % Refletida, Transmitida e Depositada em um fantoma de
médio......................................................................................................................63
xi
Figura 4.11 Energia % Refletida, Transmitida e Depositada em um fantoma
simulador BR12 .....................................................................................................62
Figura 4.12 Energia % Refletida, Transmitida e Depositada em fantomas que
simulam tecidos com variação de glandularidade..................................................64
Figura 4.13 Fração de Energia depositada F(E) em fantomas que simulam tecidos
com % de glandularidade.......................................................................................65
Figura 4.14 Perfil de Espalhamento fantomas de tecidos da mama...............................66
xii
ÍNDICE DE TABELAS
página
Tabela 2.1 Variáveis que influenciam nos processo de interação dos fótons
(BIRAL, 2002).. ..............................................................................................................20
Tabela 2.2 Importância da energia dos fótons no tecido humano
(BIRAL, 2002).. ..............................................................................................................21
Tabela 3.1 Situações para estudos com o fantoma dividido em 20 regiões. ..................45
Tabela 3.2 Situações para estudos com o fantoma dividido em 3 regiões. ....................46
Tabela 3.3 Características dos tecidos simulados...........................................................47
Tabela 3.4 Composição e densidades dos tecidos com variação de glandularidade
simulados ...............................................................................................................48
Tabela 3.5 Planilha obtida da subrotina EDEP...............................................................51
Tabela 4.1 Percentual de transmissão para todos os tecidos estudados .........................67
Tabela 4.2 - Percentual de transmissão em função da glandularidade...........................68
Tabela 4.3 – Razão S/P para todos os tecidos estudados................................................69
Tabela 4.4 - Razão S/P em função do percentual de glandularidade .............................70
xiii
CAPÍTULO I
INTRODUÇÃO
A cada ano que passa, o câncer se configura e se consolida como um problema
de saúde pública de dimensões nacionais. Estima-se que haverá cerca de 340.000 novos
casos e aproximadamente 123.000 óbitos por câncer em todo o Brasil. O principal tipo
de neoplasia maligna a acometer as mulheres é o câncer de mama, que também é a
principal causa de morte por câncer entre as mulheres no Brasil (INCA, 2002).
Como a ciência ainda não descobriu uma forma eficaz de prevenção do câncer
de mama ou a cura independente do estágio da doença, a detecção precoce é a principal
arma aumentar as chances de cura. Esta detecção precoce pode ser obtida através de
procedimentos ditos de rastreamento do carcinoma da mama (screening) – dentre eles
exames clínicos e técnicas de imagens – preferencialmente anteriores ao resultado do
auto-exame das mamas, quando o nódulo é já clinicamente palpável.
A principal técnica de screening das mamas é a mamografia, que consiste em
se obter uma imagem usando as diferenças de coeficiente de atenuação linear dos
diversos tipos de tecidos e materiais, detectando corpos de diferentes densidades e
formas (Polletti, 2001). O diagnóstico mamográfico é uma tarefa que necessita da
habilidade do radiologista no procedimento e da interpretação da imagem para a
definição do diagnóstico. É um procedimento que necessita de técnica e posicionamento
adequados para que não haja comprometimento da imagem mamográfica; requer ainda
conhecimento e treinamento do radiologista e de equipamentos que produzam boas
imagens. Se os fatores: técnica, treinamento e qualidade da imagem, não forem
associados, imagens de baixa qualidade dificultarão o diagnóstico, gerando ansiedade e
nova exposição do paciente.
A mamografia é uma técnica radiográfica que faz uso de um tubo de raios X,
com características específicas e que está acoplado a um arco móvel, o qual possibilita
um direcionamento angular do feixe adequado aos diversos tipos de incidência: médio-
lateral-oblíqua, crânio-caudal, etc.. O sistema mamográfico possui ainda uma bandeja
1
de compressão cuja finalidade é homogeneizar a espessura da mama e mantendo-a
imóvel ao mesmo tempo.O sistema de detecção faz uso do tradicional conjunto tela-
filme. No entanto, o filme de mamografia deve ser especial e de alto contraste para que
possa compensar o baixo contraste inerente ao tecido mamário. A técnica radiográfica
empregada é de baixa quilovoltagem (kV) e alta miliamperagem (mA).
Conseqüentemente, as doses de radiação são altas (Azevedo, 2001). Quanto maior a
tensão aplicada ao tubo, maior será a energia dos raios X gerados e maior também o seu
poder de penetração. Aumentando-se a corrente, aumenta-se a intensidade do feixe.
Devido às densidades das estruturas anatômicas dos tecidos que compõe a mama serem
muito próximas, na mamografia convencional utiliza-se baixas energias, da ordem de
20KeV, para que haja a possibilidade de se diferenciar um tecido do outro.
A tecnologia dos mamógrafos desenvolveu-se muito desde 1966, quando foi
desenvolvida a primeira máquina dedicada à mamografia. Até então, as imagens
mamográficas eram produzidas por máquinas convencionais de raios-X com anodo de
tungstênio, os quais produziam imagens muito pobres e aplicavam altas doses de
radiação no paciente. Em 1969, foi lançado o primeiro modelo comercial do
“Senographe I”, da companhia CGR. Esse mamógrafo incluía características inovadoras
como o anodo de molibidênio com filtro de molibdênio de 0,3 mm e tamanho do ponto
focal de 0,6mm, com os quais se obtinham imagens de qualidade suficiente e com a
finalidade de solucionar altas doses de exposição. Diversos Fabricantes, como a
Siemens, a Philips, a Picker e a General Eletric passaram a produzir modelos similares
ao da CGR e com isto, surgiu a primeira geração de mamógrafos (Peixoto,1999).
Em 1975, a Du Pont introduziu uma combinação tela-filme fluorescente
desenhada exclusivamente para a mamografia. Em 1977, surgiu o modelo com tubo de
raios X possuindo dois pontos focais: um de tamanho nominal igual 0,45mm para a
mamografia convencional de contato com o filme, e outro chamado de microfoco, de
tamanho nominal igual a 0,09mm, próprio para a realização de projeções ampliadas de
regiões da mama.
Em 1980, inicia o projeto da segunda geração de mamógrafos, reduzindo
significativamente o tempo de exposição e a confiança do paciente durante o
2
procedimento. Em1984, além do tubo de raios X para a mamografia de microfoco e alta
corrente elétrica, aparecem os primeiros equipamentos motorizados para a compressão.
Em 1992, os equipamentos ganharam várias possibilidades de combinação alvo
filtro, especificamente a introdução da tecnologia do ródio, que apresenta melhor
penetração no tecido mamário, sendo especialmente útil para mulheres com mamas
radiodensas. Em 1996, com o aumento da quantidade de mulheres aos serviços de
mamografia, acontece o lançamento do sistema de máquinas de fácil operabilidade e
menos propensas a erros. Sucessivas melhorias técnicas foram sendo implantadas nos
equipamentos, tais como CAE (Controle Automático de Exposição), anodos giratórios,
o sistema de aquisição de dados digital. Em 1988, surge no mercado a mamógrafo com
cassete digital único, que permite a troca da imagem por ponto digital em uma máquina
e, finalmente no ano 2000, surge o primeiro sistema de campo digital total, propiciando
tecnologia digital.
Com o objetivo de melhoria da qualidade da imagem, são usados os simuladores
de tecidos (ou fantomas), os quais são recursos utilizados para se avaliar objetivamente
os parâmetros que influenciam a qualidade da imagem em mamografia. Os simuladores
possuem o propósito principal de simular a interação do feixe com o paciente
objetivando avaliar o enegrecimento, a definição, o contraste da imagem e caracterizar
determinados achados radiológicos.
Os simuladores de tecidos possuem características de espalhamento e absorção
da radiação semelhante aos tecidos que compõem o corpo. Desde a introdução dos
tecidos substitutos no começo do século passado, os simuladores geralmente são
utilizados para avaliação experimental na dosimetria das radiações. Kienbök et al., em
1906, estabeleceram a água e cera como músculo ou tecido equivalente mole. Em 1920,
estudos experimentais baseados em blocos de água e cera predominaram. Naquele
tempo, foram muitos os relatórios gerados sobre curvas de isodose medidos em torno de
fontes de rádio e do radônio utilizando fantomas de água ou cera e depois comparados
com feixes de raios-x medidos. Em 1924, Westman fabricou um fantomas da pélvis de
cera-plástica para fazer avaliação de distribuição de profundidade de dose na
radioterapia ginecológica. Garry et al., em1974, criou a primeira família de fantons
baseados em órgãos matemáticos. A partir de 1970, os fantons começaram a ser
3
produzidos também para outras aplicações, do radiodiagnóstico até proteção
radiológica. O fantoma especial para as imagens mamográficas foi introduzido por
Stanton et al (1978). Adicionalmente, as imagens de fantomas e objetos de testes foram
usados para avaliação de imagens e performance de sistemas radiográficos e também
dos sistemas de telas intensificadoras. Burger (1949) e Hay (1958) empregaram detalhes
em fantons para análises da relação entre o limiar do contraste e objetos visualmente
detectáveis pelo observador humano. Com a introdução de novos plásticos e resinas
substitutos de tecidos (White et al., 1977), poliuretanos (Griffith, 1980) e polietileno
(Hermann et al,1985) e juntamente com técnicas associadas de fabricação, criou-se uma
larga escala de fantomas de alta qualidade. É notável o uso de água substituta, WT1
(água sólida) a qual é muito utilizada como material padrão para dosimetria em
radioterapia (Constantinou et al, 1982).
Quando se trata de simulação computacional, os fantomas geométricos são
utilizados para fazer representações de parte do corpo humano (Coelho, 1993, Zankl et
al 1991). Atualmente com a evolução dos sistemas computacionais, alguns fantomas
matemáticos foram desenvolvidos. Existem na literatura dois tipos de fantomas
matemáticos: os fantomas matemáticos geométricos e os fantomas matemáticos de
elementos de volume. Um dos fantomas geométricos foi desenvolvido pelo Medical
International Radiation Dose Commitee (MIRD). O fantoma MIRD é uma
representação tridimensional do corpo humano, como altura e peso que correspondem
ao homem referência do ICRP (1975) (Eckerman et al, 1996, Hunt 1998). Os principais
órgãos são representados através de equações quadráticas e têm composição e
densidade heterogênea do corpo humano. O fantoma matemático tipo voxel, são
representados por elementos de volume de forma de paralelepípedos, que dividem o
corpo humano em um grande número de paralelepípedos de tamanho único (Veja,
2003).
Os simuladores computacionais foram introduzidos em 1960. Inicialmente eram
simples equações matemáticas utilizadas para representar seções e órgãos do corpo
humano adulto (Hayes & Brucer, 1960; Fisher & Snyder, 1968).
4
As técnicas computacionais de simulação do transporte das radiações vêm sendo
amplamente utilizadas em pesquisas físicas, tanto pela viabilidade dos códigos
computacionais, quanto pelo crescimento do poder dos computadores nas décadas mais
recentes. Em ambiente virtual pode-se explorar diferentes possibilidades sem causar
exposições radiológicas e avaliar diversos parâmetros do transporte da radiação com a
matéria tais como: melhor faixa de energia da radiação a ser utilizado no diagnóstico, a
melhor espessura do material para a atenuação do feixe e determinação do índice de
exposição à radiação. Enfim, a simulação computacional pode ser uma prévia ou uma
comparação do que pode ocorrer na prática, permitindo avaliar os fatores que
influenciam o desempenho de um sistema operacional sem as restrições impostas pela
montagem experimental.
O Técnica de Monte Carlo, segundo Naylor (1971), é uma técnica de simulação
com base probabilística ou estocástica, e é aplicada a dois tipos gerais de problemas: os
que envolvem alguma forma de processos estocásticos (o método foi desenvolvido para
simular distribuições de probabilidade conhecidas ou empíricas) e os problemas
matemáticos determinísticos. Neste caso, obtém-se soluções aproximadas simulando um
processo estocástico cujos momentos, funções de densidade ou funções de distribuição
cumulativas satisfaçam as relações funcionais ou requisitos de soluções de problemas
determinísticos.
Ainda segundo esse autor, a origem do Método de Monte Carlo remonta ao
trabalho de Von Neumann e Ulan, em 1940, no Laboratório de Los Alamos (Estados
Unidos). Nesse trabalho os pesquisadores associaram a expressão “Análise de Monte
Carlo” à técnica matemática que utilizaram para solucionar problemas de blindagem em
reatores nucleares, os quais seriam muito caros em uma solução experimental ou muito
complicados para tratamento analítico.
A técnica de Monte Carlo vem sendo usada para reproduzir teoricamente o
processo estatístico e, como já dito, é particularmente útil para problemas complexos
que não podem ser modelados pelos códigos de computador que usam métodos
determinísticos. Os eventos probabilísticos individuais que compreendem os processos
são simulados seqüencialmente. O controle de distribuição probabilística desses eventos
5
é amostrado estatisticamente para descrever o fenômeno como um todo. Em geral a
simulação é realizada em computadores digitais, porque o número de trilhas necessárias
para descrever os processos de interações adequadamente é normalmente muito grande.
O processo de amostragem estatístico é baseado na seleção de números randômicos –
analogamente ao lançamento de dados em um jogo de cassino - por isto o nome “Monte
Carlo”. No transporte da partícula, a técnica de Monte Carlo é um experimento teórico.
Isto consiste em realmente seguir cada uma das partículas da fonte, no início da sua
vida, até a sua morte em semelhantes categorias (absorção, escape, etc). As
distribuições de probabilidade são amostras randômicas usando dados transportados
para determinar os resultados de cada etapa da vida da partícula (Briesmeister, 1997).
Saliby (1989) trata da evolução do Método de Monte Carlo. De acordo com ele,
a aplicação original desse método voltava-se à avaliação de integrais múltiplas, mas
logo se verificou sua aplicabilidade na solução de diversos problemas matemáticos
complexos. Após o momento inicial, as deficiências foram bem reconhecidas, entre elas
o grande esforço computacional envolvido e a baixa precisão dos resultados. Como no
final da década de 40 os computadores começavam a se tornar realidade, as melhorias
no método direcionaram-se para a obtenção de resultados mais precisos, sem o aumento
proporcional dos tempos de processamento. Esse esforço resultou em técnicas de
redução de variância.
Em 1985, Nelson et al disponibilizaram o sistema computacional EGS4
((Electron-Gamma-Shower ). Este código é baseado no Método de Monte Carlo. O
sistema do código EGS ou “chuveiro de elétrons e raios gama”, é uma importante
ferramenta utilizada no estudo do transporte de radiações. Este sistema foi usado
primeiramente com uma ferramenta da física de altas energias desenvolvida pelo SLAC
(Stanford Linear Accelerator Center). Este código é composto por um conjunto de sub-
rotinas as quais abrangem, como um todo , a física das radiações, de modo a permitir ao
usuário escrever sua própria geometria e contagem das histórias das simulações, sem
mudar o corpo das rotinas principais do programa. (Vigas, 2003)
Diversos trabalhos foram realizados utilizando simulação computacional: em
1986, Wakabayashi, com o objetivo de realizar estimativas de dose equivalente efetiva a
6
partir de irradiações externas no simulador matemático MIRD, realizou uma adaptação
de um programa de cálculo de dose interna, baseado no Método de Monte Carlo, Perles
(2001), utilizou o código EGS4, para o estudo de cálculo da dose de radiação através de
convoluções em meios heterogêneos para aplicações em radioterapia, Vigas(2004)
utilizou a simulação de Monte Carlo para determinação do fator de ganho de dose em
meio aquoso contendo matérias de alto Z, Dance (1990) utilizou o Monte Carlo para .o
cálculo de fatores de conversão para a estimativa de dose glandular da mama; Vega
(2003) utilizou o MCNP para análise de distribuição de dose em exames tomográficos;
da Silva (2003) utilizou o código para fazer a dosimetria reconstrutiva de acidente
radiológico.
A dose para a mama representa um risco potencial oriundo do procedimento
mamográfico e é determinada através de procedimentos estabelecidos. O kerma no ar,
exposição e dose superficial são as quantidades dosimétricas usadas mais comumente
em dosimetria clínica e podem ser convertidas para dose absorvida na mama utilizando
coeficientes de conversão apropriado, que podem ser derivadas tanto
experimentalmente como através de simulações matemáticas (Zoetelief & Jansen, 1995;
Hart et al,1994) .
Outra quantidade apropriada para dosimetria é a energia absorvida pelo tecido
mamário irradiado (Carlsson et al, 1999). A energia absorvida pode fornecer a
informação da distribuição energética apesar das propriedades de espalhamento e
penetração dos diferentes espectros mamográficos. A determinação da energia
absorvida bem como, sua distribuição interna na mama, podem ser aproximadas com
medidas em fantomas físicos carregados com dosímetros termoluminescentes.
Entretanto, este método consome muito tempo e limita-se por padrões comuns
existentes de espectros mamográficos, de composições de fantomas da mama e de
geometrias. Diversos procedimentos computacionais tem sido usados e baseam-se
principalmente na simulação de Monte Carlo e no tratamento dessas limitações
utilizando o coeficiente de conversão da dose na entrada da superfície ou do kerma no
ar para a energia absorvida (Wu et al, 1991; Zoetelief & Jansen,1995).
7
Modelos de simulação de Monte Carlo tem sido amplamente utilizados em
estudos relacionados a radiação (Jarry et al,2003) e especialmente em mamografia
(Dance 1990; Wu et al., 1991; Zoetelief & Jansen, 1995). Eles incluem a simulação por
raios X gerados através da distribuição espectral, bem como por interações da radiação
com a matéria.
O objetivo deste trabalho é fazer a avaliação e caracterização do espalhamento
dos raios X em tecidos e simuladores mamográficos usando a técnica de Monte Carlo
usando o código EGS4. Para tanto, estudaremos:
- a dose percentual em função da profundidade utilizando feixes de energia do
espectro do Mo filtrado por 0,03mm de Mo, feixe monoenergéticos de 17,44 keV e
19,6 keV;
- a fração de energia depositada, f(E), utilizando feixes de energia do espectro do Mo
filtrado por 0,03mm de Mo, feixe monoenergéticos de 15 keV, 17,44 keV e 19,6
keV;
- a influência do prato de acrílico nas características de espalhamento dos tecidos e
na razão radiação espalhada e radiação primária;
- o perfil de espalhamento dos fótons em função do ângulo ( número % de fótons
transmitidos a 0°, espalhados no intervalo 0 < ângulo < 90° e no intervalo ângulo
> 90 para os diversas composições de tecido;
- o percentual de energia transmitida na saída, refletida na entrada e depositada
utilizando em função do feixe de incidência no fantoma.
Na simulação computacional, os tecidos dos fantomas foram simulados
usando os valores da ICRU44 (International Comission Radiological Units).
No capítulo 2 serão apresentados os fundamentos teóricos. No capítulo 3, são
apresentados os parâmetros utilizados nos códigos EGS4 para a realização das
simulações e também os materiais e a metodologia utilizada para simulação do fantoma
matemático, da fonte pontual e da composição dos tecidos mamários estudados. No
capítulo 4, são apresentados os resultados, comparando-os com a literatura quando
8
possível e apresentando as diferenças encontradas nos resultados. No capítulo 5, são
apresentadas as conclusões e sugestões.
9
CAPÍTULO II
FUNDAMENTOS TEÓRICOS
Nestes capítulos são apresentados os fundamentos teóricos da produção dos
raios X, os principais mecanismos pelos quais as radiações eletromagnéticas interagem
com a matéria, coeficientes de atenuação, a função do espalhamento no
radiodiagnóstico, anatomia e fisiologia da mama, simuladores de tecidos, fundamentos
sobre simulação de Monte Carlo e o código EGS4.
2.1 - Fundamentos da Produção do Raio X
2.1.1 - Introdução
Em 1885, Roentgen descobriu os raios X, que eram produzidos quando um feixe
de raios catódicos atingia um alvo sólido e que o funcionamento de um tubo de raios
catódicos produzia fluorescência num anteparo coberto com cianeto de bário e platina,
colocado a alguma distância do tubo. O efeito foi atribuído à radiação vinda das
paredes do tubo de raios catódicos. Estudando este novo tipo de radiação, Roentgen
percebeu que se materiais opacos à luz eram colocados entre o tubo e o anteparo, a
intensidade da fluorescência diminuía mas não desaparecia, mostrando que os raios X
podiam atravessar substâncias que eram opacas à luz ordinária. Também descobriu que
a radiação X podia escurecer qualquer placa fotográfica e produzir ionização em
qualquer gás através do qual passasse. Esta última propriedade é usada para medir a
intensidade de radiação. Observou que estes raios X se propagavam em linha reta a
partir da fonte e não podiam ser desviados por campos elétricos e magnéticos,
concluindo que eles não eram partículas carregadas. Trabalhos posteriores mostraram
que os raios X podiam ser refletidos, refratados e difratados, existindo evidência
convincente de que estes raios eram radiação eletromagnética como a luz, mas de um
comprimento de onda muito menor. Os raios X se tornaram uma valiosa ferramenta na
pesquisa atômica e uma grande soma de informações a respeito da estrutura atômica foi
obtida dos estudos de espalhamento e absorção de raios X por átomos (Kaplan, 1978).
10
Os raios X, assim chamados por seu descobridor Roentgen porque sua natureza
era então desconhecida, são radiações eletromagnéticas com comprimento de onda
menor que aproximadamente 1,0 A. Eles apresentam propriedades típicas de ondas
como polarização, interferência e difração, da mesma forma que a luz e todas as outras
radiações eletromagnéticas (Eisberg et al, 1994).
2.1.2 - Interação elétron-alvo
As máquinas de raios X foram planejadas de modo que um grande número de
elétrons seja produzido e acelerado para tingir um anteparo sólido (alvo) com grande
energia cinética. No tubo de raios X os elétrons obtêm alta velocidade pela alta
voltagem aplicada entre o anodo e o catodo. Num aparelho moderno de raios X
operando a, por exemplo, 70 kVp, quase todos os elétrons atingem o alvo com uma
energia cinética de 70 keV, correspondente a uma velocidade de aproximadamente
metade da velocidade da luz no vácuo. Os elétrons que atingem o alvo interagem com o
mesmo, transferindo suas energias cinéticas para os átomos do alvo. Estas interações
ocorrem a pequenas profundidades de penetração dentro do alvo. Os elétrons interagem
com qualquer elétron orbital ou núcleo dos átomos do alvo. As interações resultam na
conversão de energia cinética em energia térmica e em energia eletromagnética (IRD,
1999).
2.1.3 Mecanismos de Produção de Raios X
Existem dois mecanismos de produção de raios X, dependendo do tipo de
interação entre os elétrons e o alvo:
• raios X por frenamento, o qual envolve um elétron passando bem próximo a um
núcleo do material do alvo,
• raios X característico, que envolve uma colisão entre o elétron incidente e um
elétron orbital ligado ao átomo no material do alvo.
2.1.3.1 Radiação de Frenamento (Bremsstrahlung)
O processo envolve um elétron passando bem próximo a um núcleo do material
do alvo (figura 2.1). A atração entre o elétron carregado negativamente e o núcleo
11
positivo faz com que o elétron seja desviado de sua trajetória perdendo parte de sua
energia. Esta energia cinética perdida é emitida na forma de uma raio X, que é
conhecido como “bremsstrahlung” ou radiação de frenamento. Dependendo da
distância entre a trajetória do elétron incidente e o núcleo, o elétron pode perder parte
da ou até toda sua energia. Isto faz com que os raios X de “bremsstrahlung” tenham
diferentes energias, desde valores baixos até a energia máxima que é igual à energia
cinética do elétron incidente (IRD, 1999).
Figura 2.1 - Formação de raios X de Bremsstrahlung (IRD, 1999).
2.1.3.2 - Raios X Característicos
Esse processo envolve uma colisão entre o elétron incidente e um elétron orbital
ligado ao átomo no material do alvo (figura 2.2). O elétron incidente transfere energia
suficiente ao elétron orbital para que seja ejetado de sua órbita, deixando uma lacuna.
Esta condição instável é imediatamente corrigida com a passagem de um elétron de uma
órbita mais externa para este buraco. Esta passagem resulta numa diminuição da
energia potencial do elétron, e o excesso de energia é emitido como raios X. este
processo de preenchimento pode ocorrer numa única onda eletromagnética emitida ou
em transições múltiplas (emissão de vários raios X de menor energia). Como os níveis
de energia dos elétrons são únicos para cada elemento, os raios X decorrentes deste
processo também são únicos e, portanto, característicos de cada elemento (material).
Daí o nome de raios X característico (IRD, 1999).
12
Figura 2.2 - Formação de raios X característicos: (a) ejeção de elétron orbital
(ionização) e (b) emissão de raios X característico (IRD, 1999).
2.1.4 - Espectro de Emissão do Raio X
O espectro de emissão é fundamental para descrever os processos de produção
da imagem em um aparelho de raios X. É obtido através de um gráfico da quantidade
de fótons de determinada energia versus as diferentes energias (figura 2.3). A energia
máxima expressa em keV é igual em magnitude à voltagem de aceleração (kVp), mas
existem poucos fótons desta energia. A forma geral do espectro contínuo é a mesma
para qualquer aparelho de raios X. Por causa da auto-absorção, o número de fótons de
raios X emitidos é muito pequeno para energias muito baixas, atingindo zero, para
energias abaixo de 5 keV. Os traços correspondem às radiações características que,
para anodo de tungstênio, só aparecem nos espectros gerados com tensão acima dos 70
kVp (IRD, 1999).
Figura 2.3 - Espectro de raios X (IRD, 1999).
13
2.1.5 - A produção de raios-X no tubo
Num tubo de raios X o feixe de elétrons é gerado por emissão termoiônica num
filamento aquecido. O campo elétrico é obtido aplicando-se uma alta voltagem entre os
terminais do tubo de raios X onde o alvo metálico, anodo, é polarizado positivamente e
o filamento, catodo, negativamente. A emissão de raios X só ocorre, obviamente,
quando estiver ligada a alta tensão. Quanto maior a tensão aplicada ao tubo, maior será
a energia dos raios X gerados e maior também o seu poder de penetração.
Aumentando-se a corrente, aumenta-se a intensidade do feixe. A figura 4 mostra o
básico de uma máquina de raios X. As máquinas utilizadas para mamografia apresentam
a kilovoltagem na faixa 25 a 50 kV, radiologia oral de 50 a 90 kV; para
radiodiagnóstico, de 100 kV a 150 kV e as utilizadas em radiografia industrial, de 150 a
500 kV (IRD, 2001).
Quanto mais se aumenta a diferença de potencial, mais a radiação característica
se destaca em relação à radiação contínua possibilitando a utilização de um
comprimento de onda pré-determinado.
Figura 2.4-Tubo de raios X (fonte: FIOCRUZ).
14
2.1.6 - Interação da radiação eletromagnética com a matéria
Há vários processos que caracterizam a interação da radiação X ou gama com a
matéria e dependem essencialmente da energia da radiação e do meio material que ela
atravessa. Os principais mecanismos pelos quais as radiações eletromagnéticas
interagem com a matéria são: efeito fotoelétrico, efeito Compton, produção de pares,
fotodesintegração.
A figura 2.4 apresenta a importância relativa dos três maiores tipos de interação
da radiação X ou gama com a matéria para a variação de número atômico (Z) e da
energia dos fótons. As interações fotoelétricas predominam para todos os materiais em
energias de fótons sufucientemente baixas, mas à medida que a energia cresce, o efeito
fotoelétrico diminui mais rapidamente que o efeito Compton e este acaba se tornando o
efeito predominante. Continuando a aumentar a energia do fóton, ainda que o efeito
Compton decresça em termos absolutos, continua aumentando em relação ao efeito
fotoelétrico. Acima da energia de alguns MeV para o fóton, a produção de pares passa a
principal contribuição para as interações de fótons.(Tahuata, 2003)
Na faixa de energia dos processos radiográficos (20 – 125 kVp) apenas dois
processos são importantes: a absorção fotoelétrica e o espalhamento Comptom.
Dependendo da energia de um fóton de raios X e do número atômico do objeto, o fóton
pode interagir com o objeto tanto por efeito fotoelétrico como por efeito Comptom ou
simplesmente atravessar o objeto sem interagir. (IRD, 1999). A seguir serão descritas as
principais probabilidades de interação.
15
Figura 2.5 - Importância relativa dos três maiores processos de interação da radiação X
ou gama com a matéria. As linhas mostram os valores de Z e de hv em que dois
processos de interação têm igual probabilidade de ocorrer (Knoll 1989).
2.1.6.1 - Absorção fotoelétrica
É um processo de colisão inelástica, isto é, em que a energia toda a energia do
fóton se transmite para um só elétron. O fóton desaparece e o elétron é ejetado, em
geral com energia cinética muito elevada. Este, através de choques sucessivos, retira
elétrons de outros átomos, constituindo a ionização secundária. O processo consiste em
gerar elétrons das camadas mais internas (camada k) e para a radiação de baixa energia,
é a mais importante. Se a radiação eletromagnética incidente possui energia superior a
1MeV, como pode se observar na figura 2.4, o efeito fotoelétrico é pouco importante, a
não ser para elementos mais pesados, já que é proporcional a Z
5
, onde Z é o número
atômico do elemento.
O efeito fotoelétrico, representado na figura 2.5, é caracterizado pela
transferência total da energia da radiação X ou gama (que desaparece) a um único
elétron orbital, que é expelido com uma energia cinética bem definida (IRD, 2001),
ec
BhE −ν= 2.1
onde:
h é a constante de Planck;
ν é a freqüência da radiação;
B
e
é a energia de ligação do elétron orbital.
16
Figura 2.6 – Representação do efeito fotoelétrico.
2.1.6.2 - Espalhamento por Elétron Livre - Efeito Compton e Thomson
O Efeito Compton envolve uma colisão da radiação incidente com o elétron
orbital. Existe apenas uma transmissão parcial da energia por parte da radiação
eletromagnética, que, em conseqüência muda de direção (figura 2.6.). O elétron é
ejetado com certa velocidade e produz ionização secundária, enquanto que a radiação é
alterada em sua trajetória, podendo produzir novos efeitos Compton. O fóton espalhado
se move então numa direção diferente da inicial, e portanto não contribui em nada para
a formação da imagem (na realidade, ele tem uma contribuição negativa para a
imagem). O efeito Compton pode ser tratado como uma colisão elástica entre um fóton
e um elétron livre (um elétron livre nesse caso, é aquele cuja energia de ligação do
átomo é muito menor que a energia do fóton incidente; ou fracamente ligado ao átomo,
tais como os elétrons dos níveis mais externos).
O espalhamento Thomsom é descrito com base na teoria clássica de
espalhamento da radiação eletromagnética. Considera-se um feixe de radiação
eletromagnética como ondas cujo campo elétrico oscilante interage com as cargas dos
elétrons presentes no meio material, assumidos como livres. Esta interação faz com que
os elétrons oscilem. Como resultado de suas acelerações, os elétrons irradiarão ondas
eletromagnéticas com a mesma freqüência e a mesma fase de ondas incidentes. Desta
maneira, os elétrons absorvem energia do feixe da radiação eletromagnética e a
espalham em todas as direções, sem no entanto alterá-la.
17
A probabilidade de ocorrência do espalhamento Thomsom aumenta com Z
2
, pois
independe da freqüência e, portanto da energia da radiação incidente, sendo um
fenômeno comum a todo o espectro eletromagnético.
Figura 2.7- Representação do efeito Compton
2.1.6.3 – Espalhamento por Átomo livre - Compton coerente ou efeito Rayleigh
Chama-se espalhamento Rayleigh ao processo no qual um fóton é espalhado por
elétrons ligados ao átomo com troca de momento, mas conservando a sua energia, ou
seja os átomos são deixados no mesmo estado após o espalhamento. Tal processo,
inicialmente referente à luz visível, recebeu o seu nome em honra a Lord Rayleigh
(1881). O espalhamento Rayleigh é elástico e coerente.
Em interações de fótons de baixa energia com elétrons muito ligados, pode
ocorrer uma interação onde o átomo todo absorve o recuo e o fóton praticamente não
perde a energia, mudando simplesmente sua direção. Esse tipo de interação é
denominada espalhamento Compton coerente ou efeito Rayleigh, e a direção de
espalhamento predominante é para frente. O Efeito Rayleigh tem maior probabilidade
de ocorrência para baixas energias dos fótons e para valores altos de Z. Para o carbono,
o efeito ocorre na região dos 20 keV de energia dos fótons e contribui com um máximo
de 15% de participação na atenuação total. O efeito Rayleigh pode ser considerado
como um caso particular do espalhamento Compton (IRD, 2001).
Neste tipo de espalhamento, também conhecido como espalhamento coerente,
usando um raio gama ou X, geralmente com energia menor que 1MeV, é espalhado por
18
um elétron ligado que não é removido do átomo. A interação então ocorre com o átomo
como um todo, que recua com o elétron ligado. A radiação espalhada por todos os
elétrons ligados a um mesmo átomo interfere coerentemente, de maneira que o
espalhamento Rayleigh se concentra fortemente em torno de θ = 0
o
. O espalhamento
Rayleigh por átomos arranjados em uma estrutura cristalina regular é responsável por
fenômenos de difração de raios X.
Sendo Z o número atômico do átomo, a probabilidade de ocorrência do
espalhamento Rayleigh aumenta com Z
2
, pois a energia de ligação dos elétrons ás
camadas mais internas do átomo é proporcional a Z
2
.
Neste tipo de espalhamento, o fóton primeiramente transfere toda sua energia
para o átomo e este, em seguida, irradia essa energia de volta para o elétron que segue
seu caminho com apenas um pequeno desvio na sua trajetória. Este tipo de
espalhamento ocorre principalmente no material de alto Z e com fóton de baixa energia.
Em contra partida, este espalhamento é desprezível para fótons altamente energéticos
interagindo com tecidos de baixo Z, no caso do tecido do corpo humano.
2.1.6.4 - Produção de pares
Uma das formas predominante de absorção da radiação eletromagnética de alta
energia é a produção de par elétron-pósitron (
). Este efeito ocorre quando
fótons de energia superior a 1,022 MeV passam perto de núcleos de número atômico
elevado, interagindo com o forte campo elétrico nuclear. Nesta interação, ilustrada na
figura 8, a radiação desaparece e dá origem a um par elétron-pósitron (2mc
+−
+ ee
2
= 1,022
MeV), por meio da reação:
. As duas partículas transferem a sua
energia cinética para o meio material, sendo que o pósitron e volta a se combinar
com um elétron do meio e dá origem a 2 fótons, cada um com energia de 0,511 keV
(IRD, 2001).
c
Eee ++=γ
+−
c
E
−
e
+
Em vista do que foi exposto sobre os processos de interação de fótons no meio
biológico, a tabela 2.1 mostra as variáveis que influenciam nos processos de interação
enquanto que a tabela 2.2 ressalta a importância das faixas de energia dos fótons e os
19
mecanismos prováveis de interação. As faixas de energias , nesta última tabela, seriam
diferentes caso fossem considerados meios absorvedores com Z efetivo maiores. (Vigas,
2004).
Figura 2.8 – Representação do efeito de produção de pares. (IRD, 2001)
Tabela 2.1 Variáveis que influenciam nos processo de interação dos fótons (Biral,
2002).
Dependência do Coeficiente de Atenuação Linear
Modos de Interação
Energia Z Densidade Eletrônica Densidade Física
Fotoelétrico
1/(hν)
3
Z
3
-
ρ
Comptom
1/(hν)
-
ρ
e
ρ
Produção de Pares
hν
Z -
ρ
Tabela 2.2 Importância da energia dos fótons no tecido humano (Biral, 2002).
Faixa de Energia Processos de atenuação dominantes
Até 50 keV Fotoelétrico
60 – 90 keV Fotoelétrico + Comptom
200 keV – 2 MeV Comptom
5 MeV – 10 MeV Comptom + Produção de Pares
Acima de 50 MeV Produção de Pares
20
2.1.6.5 - A absorção fotoelétrica e o efeito Compton na formação da imagem
Na prática os processos Compton e fotoelétrico contribuem, ambos, para a
produção da radiografia. A percentagem relativa do total de interações que ocorrem por
um processo ou outro depende da energia do fóton. Portanto, o contraste objeto depende
da composição da massa efetiva e do número atômico do objeto, respectivamente,
considerando que o objeto seja composto de vários materiais de diferentes números
atômicos. Para um dado objeto, o contraste será maior para feixes de baixa energia
(predominância do efeito fotoelétrico) e menor para energias mais altas (predominância
do efeito Compton) (IRD, 1999).
2.1.6.6 - O função do Espalhamento no Radiodiagnóstico
A seguir será descrito de maneira simples qual é o papel do espalhamento na
radiologia. É importante mencionar que nesta área os objetos são de dimensões grandes,
usualmente vários caminhos livres médios dos fótons, aumentando com isto a
ocorrência de espalhamento múltiplo e compreendendo o intervalo amplo do ângulo de
espalhamento (Polleti, 2001).
2.1.6.7 - Desvantagem da Radiação Espalhada: Diminuição do Contraste
A formação da imagem radiográfica convencional baseia-se no princípio de
obter-se uma imagem usando a diferença de coeficientes de atenuação entre os diversos
tipos de tecido como ilustra a figura 2.8, onde é considerada a radiação primária. As
variações na composição e espessura do tecido (figura 2.8 a) originam uma diferença na
atenuação do feixe que faz surgir uma variação espacial na intensidade dos raios X após
atravessar o paciente (figura 2.8b).A radiação transmitida irá impressionar um detector,
geralmente um filme semelhante ao fotográfico, produzindo neste sistema regiões que
recebem o nome de centro de imagem latente (CIL), que dão origem a imagem latente,
nos quais atuarão os processos de revelação que resultarão na imagem visível (Curry et
al, 1990). As variações espaciais nas intensidades dos raios X são assim convertidas em
variações de intensidades ópticas advindas da resposta do receptor (tela - filme) à
exposição (figura 2.8 c), formando a imagem radiográfica (figura 2.8 d).
21
Na realidade, a radiação transmitida é composta pelas radiações primária e
espalhada, sendo esta última formada fótons que se desviaram de seu caminho original.
Este espalhamento atua na formação da imagem conforme é mostrado na figura 2.9,
adicionando à intensidade um fundo quase constante ao longo da distribuição espacial.
Com isto tem-se uma maior exposição do sistema tela-filme degradando, desta forma, o
contraste da imagem (Barnes, 1991).
Figura 2.9. Diagrama que ilustra a formação da imagem radiográfica convencional sem
considerar o espalhamento: (a) paciente; (b) intensidade da radiação transmitida; (c)
resposta à exposição do receptor de imagem, tela-filme; (d) imagem radiográfica
(filme).
22
Figura 2.10. Diagrama que ilustra a formação da imagem radiográfica convencional
sem considerando a radiação transmitida primária e espalhada: (a) paciente; (b)
intensidade da radiação transmitida – B1 só espalhamento; B2 total; (c) imagem
radiográfica (filme).
Como visto na figura 2.9 o espalhamento elástico e o inelástico contribuem com
ruído na formação da imagem, pois os fótons espalhados por estes processos chegam ao
receptor da imagem como um fundo no filme. Este fundo é decorrente da interpretação
que o receptor faz, não diferenciando fótons espalhados daqueles transmitidos sem
nenhuma interação. Desta forma, fótons espalhados contribuem para a redução o
contraste na imagem radiológica e caso não sejam minimizados, pode reduzir o
contraste em até 60% (Jonhs & Yaffe, 1982, Wagner, 1991, Poletti et al, 1997).
23
Na tentativa de diminuir a radiação espalhada que chega ao receptor, várias
técnicas de controle do espalhamento foram introduzidas (Barnes,1991) . Destes
métodos, os mais eficientes, comparativamente, são o aumento do espaço de ar e a
utilização da grade.
O aumento do espaço de ar (“Air gap”) é um método para se evitar a radiação
espalhada e consiste em aumentar a distância entre paciente e o receptor, de forma que a
maioria dos fótons espalhados chamados fótons de “escape”, não atinjam o filme. A
eficiência desta técnica é grande quando se tem grandes espaços de ar e tamanho de
campo pequeno. Em geral, seu uso está limitado pela penumbra (tamanho do ponto
focal) e sobrecarga do tubo de raios X (Barnes, 1991)
A grade é um colimador com faixas radiopacas de material com alto Z, em geral
chumbo, interpostas com material interespacial radioluzente de baixo Z. Uma vez
posicionado entre o paciente e o receptor de imagem, evita que a radiação espalhada no
paciente alcance o sensor e degrade a imagem. De qualquer modo, uma significativa
porção (tipicamente, 25% - 40%) da radiação primária é atenuada pelas faixas de
chumbo e pelo material interespacial. Tipicamente de 75% a 85% da radiação espalhada
é absorvida (Poletti et al, 1997).
O conhecimento dos mecanismos e a quantificação do espalhamento são
fundamentais para o desenvolvimento de novos métodos que objetivem a redução
desses efeitos indesejáveis.
2.1.6.8 - Vantagem da Radiação Espalhada - Possível Ferramenta para
Caracterizar Tecidos
O conceito de considerar o espalhamento como uma desvantagem vem mudando
ultimamente, devido a dois fatores importantes (Harding et al, 1987, Speller &
Horrocks, 1991). Em primeiro lugar, os fótons espalhados carregam informação sobre a
estrutura atômica do paciente (informação que não é considerada na radiografia
convencional) e em segundo, na maioria das energias usadas nas aplicações médicas, a
interação mais provável é o espalhamento (elástico + inelástico). Estes fatos levaram a
24
se pesquisar novas técnicas de imagem que utilizem as propriedades de espalhamento
dos diferentes tecidos, técnicas estas designadas na literatura como radiografia seletiva
ou imagem seletiva espectral em momento transferido (Speller, 1999).
2.1.6.9 - Coeficiente de atenuação Linear Total
Quando um feixe de radiação gama ou X incide sobre um material de espessura
x, parte do feixe é espalhada, parte é absorvida pelos processos já descritos. Uma fração
da radiação atravessa o material sem interagir. A intensidade I do feixe emergente está
associada á intensidade Io do feixe incidente, pela relação:
x
0
eII
µ−
= 2.2
onde
µ é a probabilidade do feixe sofrer atenuação devido a eventos de espalhamento
Compton, absorção fotoelétrica ou formação de pares, sendo denominado coeficiente de
atenuação total ou linear. Assim, o coeficiente de atenuação linear pode ser escrito
como:
κ+τ+σ=µ 2.3
onde
σ é o coeficiente de atenuação linear Compton total (espalhamento e absorção),
que é a probabilidade do fóton ser espalhado para fora da direção inicial do feixe pelo
material absorvedor;
τ é o coeficiente de atenuação devido ao efeito fotoelétrico;
κ é o coeficiente de atenuação devido à formação de par.
2.1.6.10- Coeficiente de atenuação linear de massa
O coeficiente de atenuação de um material para um determinado tipo de
interação varia com a energia da radiação, mas depende, para um mesmo material, de
seu estado físico ou fase. Assim, a água pode assumir valores diferentes de seus
coeficientes de atenuação conforme esteja no estado de vapor, líquido ou sólido. Da
mesma forma, o carbono depende de sua forma alotrópica de apresentação: grafite,
diamante, pó sintetizado (Tahuata, 2003).
25
2.1.6.11 - Coeficiente de atenuação e seção de choque microscópica
Os efeitos fotoelétricos, Compton e formação de par, muitas vezes são tabelados
segundo sua seção de choque microscópica de interação, assim o vínculo entre diversos
valores é dado pelas relações:
Efeito fotoelétrico:
τ=
ρ
τ
A
N
)g/cm(
a
f
2
2.4
Efeito Compton:
σ=
ρ
σ
A
N
)g/cm(
a
c
2
2.5
Formação de Par:
κ=
ρ
κ
A
N
)g/cm(
a
p
2
2.6
onde:
A é o número de massa (g/mol)
N
a
é o número de Avogadro = 6,02 x 10
23
(átomos/mol)
Z é o número atômico
τ
f ,
σ
e
e κ
p
são respectivamente, as seções de choque microscópicas para o efeito
fotoelétrico (cm2/g) , Compton (cm2 / elétron) e formação de pares (cm2/ átomo)
2.1.6.12 - Coeficiente de atenuação de uma mistura ou composto
O coeficiente de atenuação linear de massa µ / ρ para uma mistura ou substância
química composta é obtido pela relação:
i
i
i
i
w
∑
ρ
µ
=
ρ
µ
2.7
w
I
é a fração em peso do elemento i na mistura ou composto
µ
i
é o coeficiente de atenuação do elemento i;
ρ
i
é a densidade do elemento i.
26
2.1.6.13 - Coeficiente de transferência de energia
O coeficiente total de transferência de energia ( ) para interações com fótons,
desprezando qualquer interação fotonuclear, é dado por:
tr
µ
ρ
κ
ρ
σ
ρ
τ
ρ
µ
trtrtrtr
++= 2.8
ρ
µ
tr
está relacionado como o coeficiente de massa de transferência de energia por meio
de seus componentes:
−++
−=
νρ
κ
ρ
σ
ν
δ
ρ
τ
ρ
µ
h
mc
h
atr
2
2
11
2.9
onde:
ν
δ
h
é a fração emitida pela radiação característica no processo de efeito
fotoelétrico,
δ é a energia média emitida como radiação de fluorescência por fóton absorvido
hν é a energia do fóton incidente;
ρ
σ
a
é a fração de energia do efeito que é efetivamente transferida;
−
νh
mc
2
2
1 é a fração que resta no efeito de formação de pares, subtraindo-se a
energia dos dois fótons de aniquilação.
2.1.6.14 - Valor efetivo de (Z/A) de um material
Para se obter o valor efetivo de Z/A de um material composto é por média
ponderada, expressa por:
=
∑
∑
i
i
i
i
i
i
ef
a
A
Z
a
A
Z
2.10
onde: a
i
é a fração em peso de átomos com número atômico Z
i
, e massa atômica
A
i
27
2.2 – Anatomia e Fisiologia da Mama
2.2.1 – Introdução
Em homens e mulheres, as mamas são idênticas até a puberdade, quando o
estrogênio e outros hormônios iniciam o desenvolvimento da mama nas mulheres. Esse
desenvolvimento geralmente ocorre em torno de 10 anos de idade e continua até cerca
dos 16 anos, embora a faixa seja ampla e possa variar de 9 a 18 anos. Os estágios de
desenvolvimento da mama são descritos como estágios de Tanner de 1 a 5. O estágio 1
descreve uma mama pré - púbere. O estágio 2 é o brotamento mamário, o primeiro sinal
de puberdade na mulher. O estágio 3 envolve o aumento adicional do tecido mamário e
da auréola, e o estágio 4 ocorre quando o mamilo e a aréola formam um montículo
secundário no ápice do tecido mamário. O estágio 5 é o desenvolvimento continuado de
uma mama maior com contorno próprio.(Harrison, 2001)
A largura da mama, denominada de diâmetro médio-lateral, na maioria das
pacientes é maior que a medida vertical, do topo à base (figura 9). A medida vertical
pode ser descrita como diâmetro crânio-caudal.
Figura 2.11 – Mama: visão externa e posicionamento
Na figura 2.12(a), é mostrado na composição da mama o tecido glandular,
juntamente com tecido fibroso (que une os lobos) e o tecido adiposo (dentro dos lobos e
entre estes). Na figura 2.12(b), essas glândulas mamárias pareadas estão localizadas
28
entre a segunda e a sexta costela, sobre o músculo peitoral maior, desde o esterno até a
linha mesoaxilar.
(a) (b)
Figura 2.12. (a) e (b) – Vista lateral da mama em corte.
As mamas consistem na composição de 12 a 20 lobos (conjunto de lóbulos) em
forma de cone, os quais são constituídos de lóbulos contendo grumos de ácinos
(pequenas estruturas que terminam em um duto e responsável pela produção de leite).
Esses lóbulos da mama constituem a parte de tecido glandular. Quantidades variáveis de
tecido adiposo ou gorduroso (gordura mamária) envolvem a glândula mamária. Uma
camada de tecido adiposo logo abaixo da pele circunda e recobre o tecido glandular A
pele que reveste a mama é de espessura uniforme, exceto na área da aréola e do mamilo.
Cada mama é abundantemente suprida por vasos sanguíneos, nervos e vasos
linfáticos denominados parênquima mamário.
Resumindo, e representando na figura 2.13, o tecido mamário pode ser dividido
em três grupos principais:
(1)-o tecido glandular que consiste nos conjunto de dutos e lóbulos;
(2)-o tecido conjuntivo ou fibroso serve para dar a sustentação para o tecido
glandular é a parte que une os lóbulos e o tecido adiposo;
(3)-o tecido adiposo que preenche o espaço interlobular e a gordura subcutânea
29
.
Figura 2.13 –Corte transversal representando os diferentes tipos de tecidos da mama.
2.2.2 - Classificação da Mama
A densidade relativa da mama é principalmente afetada pelas características
mamárias inerentes a cada paciente, estado hormonal, idade e gestações. As glândulas
mamárias sofrem alterações cíclicas associadas à elevação e quedas das secreções
hormonais durante o ciclo menstrual, alterações durante a gravidez e lactação e
alterações graduais que ocorrem durante a vida do paciente. No entanto, em termos
gerais, as mamas podem ser classificadas em três categorias amplas, dependendo das
quantidades relativas de tecido glandular versus tecido adiposo. Essas três categorias
podem ser descritas da seguinte maneira:
a) Mama fibroglandular: é a mama mais jovem. É bastante densa, por conter uma
quantidade relativamente pequena de tecido adiposo. A faixa etária comum para a
categoria fibroglandular se situa entre a pós-puberdade até cerca de 30 anos de idade.
No entanto, mulheres de 30 anos que são nulíparas (nunca tiveram filho), gestantes e
mulheres na fase da lactação de qualquer idade também pertencem a este grupo, porque
possuem um tipo de mama muito denso.
b) Mama fibroadiposa. A medida que a mulher envelhece e sofre maiores alterações
nos tecidos mamários, a pequena quantidade de tecido adiposos desvia para uma
distribuição mais equânime de gordura e tecido fibroglandular. Por conseguinte, no
grupo etário de 30 a 50 anos de idade, a mama já não é mais tão densa quanto a do
grupo mais jovem. Radiograficamente, esta mama é de densidade média e exigem
30
menos exposição que a mama tipo fibroglandular. Várias gestações em fase precoce da
vida reprodutiva aceleram o desenvolvimento de suas mamas para o tipo fibroadiposo.
c) Mama adiposa. É o tipo de mama que ocorre após a menopausa, comumente à partir
dos 50 anos de idade. Após a vida reprodutiva da mulher, a maioria do tecido glandular
mamário se atrofia e é substituído por tecido adiposo, em um processo chamado
involução. Uma exposição ainda menor é necessária a este tipo de mama em relação
aos tipos anteriormente descritos. As mamas das crianças e da maioria dos homens,
contém, principalmente gordura em pequenas proporções, por isso também se
enquadram nessa categoria. Apesar da maioria das mamografias serem realizadas em
mulheres, é importante a conscientização de que entre 1 a 2% de todos os cânceres de
mama são encontrados em homens.(Bontrager)
2.2.3.Radiologia do tecido mamário
O termo densidade radiológica diz respeito a variação da capacidade de
penetração dos raios-X em função da diferenças entre os tecidos do corpo humano.
Assim, as partes de um órgão que têm a capacidade de absorver mais raios-X tem
aparência mais clara que as parte que absorvem menos os raios-X.
Um dos maiores problemas ao se analisar as radiografias de mama é a presença
de vários tecidos cujo contraste inerente é muito baixo. Na radiografia convencional, o
contraste é grande devido às grandes diferenças na densidade de massa (ρ) e o número
atômico efetivo (Z) entre osso, músculo, gordura e tecido pulmonar. Na mamografia,
são obtidas imagens de estruturas de densidade e número atômico semelhantes, o que
resulta em baixo contraste intrínseco aos tecidos que a compõe.(Gomes, 2001)
Os tecidos fibrosos e glandulares são de densidade simular, isto é, a radiação
é absorvida igualmente por esses dois tecidos. A principal diferença nos tecidos
mamários é o fato de o tecido adiposo ser menos denso que os outros dois. Essa
diferença na densidade entre o tecido adiposo e os tecidos fibroso e glandular fornece as
diferenças de densidade fotográfica evidenciadas na radiografia.
31
Na mamografia, devido a maior quantidade de gordura, que absorve menor
quantidade de raios x, aparece mais escura no mamograma. Na figura 2.14, podemos
diferenciar os contrastes apresentados pelo tecido fibroglandular e o tecido adiposo.
Figura 2.14. Diferença no contraste do tecidos fibroglandular e adiposo (fonte:
Bontrager)
2.3 - Formação do Câncer
As células se reproduzem naturalmente em função de diversas necessidades, tais
como: para substituição de células mortas, para regenerar um ferimento ou devido ao
próprio crescimento do corpo. Nesse processo mecanismos celulares controladores são
responsáveis por regular tanto a proliferação (quantidade de células novas produzidas)
quanto a diferenciação celular (semelhança entre a célula nova e uma sadia). Esse
mecanismo regulador que mantém o equilíbrio entre o crescimento celular e o bem estar
do organismo nem sempre se mantém, pois eventualmente há uma perda de controle
gerando tumores, os quais podem ser:
- Malignos: nesse caso as células recém criadas não guardam semelhança ou são
pouco semelhantes às que lhe deram origem. Há um alto risco de vida envolvido,
principalmente devido à possibilidade de metástase do câncer, ou seja, a sua dispersão
pelo corpo em função do desprendimento de células cancerígenas de massas malignas,
que ao alcançarem a corrente sanguínea ou linfática provocam a disseminação da
doença, o que pode levar à irreversibilidade da mesma;
- Benignos: apesar de terem a mesma origem dos malignos não desenvolvem
metástase e raramente levam ao risco de vida.
32
2.4 - O Câncer de Mama
O câncer de mama se origina nas mamas, sendo muito raro em homens
especialmente devido a atrofia destes órgãos, já que estes não funcionam no ciclo
reprodutivo como nutrizes. Esse tipo de câncer corresponde a aproximadamente 1% do
total de todas as ocorrências (INCA).
Os cânceres de mama ocorrem em qualquer local da mama, porém a maior parte
é encontrada no quadrante superior externo, onde se localiza a maior parte do tecido
mamário. Geralmente as lesões são indolores, fixas e com bordas endurecidas e
irregulares.(Harrison, T.R.)
Normalmente o câncer de mama se apresenta como um nódulo na mama. O
câncer mamário mínimo é definido como uma um câncer com menos de 0,5 cm de
diâmetro, e pode-se referir ao carcinoma lobular in situ, câncer intraductal e cânceres
invasivos. A maioria dos cânceres que são clinicamente palpáveis medem 1 cm ou mais
de tamanho
2.5 - O mamógrafo
O mamógrafo é um aparelho de raios x dedicado especialmente à mamografia, que
proporciona flexibilidade no posicionamento do paciente, apresenta dispositivo de
compressão, baixa relação de grade, tubos de raios x com pequeno tamanho de ponto
focal para radiografia ampliada, receptor de imagem (cassete com tela-filme) .A maioria
dos equipamentos apresenta também, o controle automático de exposição.(Gomes,
2001)
O compartimento de compressão do mamógrafo é um acessório que tem como
função comprimir a mama com uma placa de material radiotransparente até que se
consiga uma menor espessura possível. Ele é responsável por melhorar a resolução
levando as estruturas da mama mais próximas ao filme e por evitar a movimentação da
mama, conseguindo assim uma menor dose de radiação. Isso diminui a espessura da
mama, separando as estruturas superpostas e ajudando na diferenciação entre massas
sólidas e císticas.(Toledo,2001)
33
Geralmente a tensão utilizada em mamografia varia de 25 a 50kVp (entre 28 e
32 kVp para a maioria dos exames). Esse valor depende da espessura da mama.(Toledo,
2001). A figura 2.15 abaixo mostra o esquema do sistema mamográfico.
Figura 2.15. Esquema de um mamógrafo
As incidências Crânio-caudal (CC), figura 2.14(a), e médio-lateral- Oblíqua
(MLO),figura 2.14(b), são as incidências básicas ou padrões, também algumas vezes
denominados incidências de rotina ou rotinas do serviço; são as incidências ou posições
comumente realizadas na maioria dos serviços de mamografia. A incidência crânio
caudal abrange praticamente todo o parênquima mamário,mas não inclui os tecidos da
parte axilar. A incidência médio-lateral oblíqua (MLO) permite a detecção profunda da
face lateral do tecido mamário.Ambas as mamas são estudadas separadamente para
comparação.(Bontrager).
34
(a)
(b)
Figura 2.16. Tipos de incidências na mamografia. (a) Crânio-caudal CC. (b) Médio
Lateral Oblíqua (MLO)
O controle automático de exposição, também chamado de fototemporizador,
corta a exposição quando o detector de radiação, detecta a dose necessária para produzir
um enegrecimento determinado do filme. Compensa adequadamente kVp e espessura da
mama. O controle automático de exposição (CAE) deve propiciar imagens reproduzidas
de alta qualidade para evitar repetição do procedimento e conseqüentemente o aumento
da dose.
2.6 - Os Simuladores de Tecidos
O uso de simuladores de tecidos ou fantomas é uma maneira de se avaliar
objetivamente a qualidade da imagem em mamografia. Possuem propósito principal de
simular a interação do feixe com o paciente objetivando avaliar o enegrecimento, a
definição, o contraste da imagem e caracterizar determinados achados radiológicos.
De modo geral, um simulador de mama ideal deve corresponder as
características de coeficiente de atenuação linear, de massa, de absorção de massa
distribuição angular e energética da radiação espalhada;tamanho e forma observadas em
uma mama real.(Domingos, 2001)
35
Os simuladores são muito convenientes por atenderem importantes requisitos:
não submeter pessoas à radiação, serem construídos de acordo com a necessidade do
trabalho a ser realizado e suportar longas rotinas de testes sem alterar as suas
características.
Resumindo, os simuladores servem para simular a interação do feixe com o
paciente, objetivando avaliar a atenuação do feixe de irradiação (enegrecimento),
avaliação qualitativa do desempenho da imagem (a definição e o contraste da imagem
radiográfica) e avaliação quantitativa do desempenho da imagem (caracterizar achados
radiológicos) (Domingos,2001)
Quando se trata de simulação computacional, os fantomas geométricos são
utilizados para fazer representações de parte do corpo humano (Coelho, 1993, Zankl et
al. 1991). Atualmente com a evolução dos sistemas computacionais, alguns fantomas
matemáticos foram desenvolvidos. Existem na literatura dois tipos de fantomas
matemáticos: os fantomas matemáticos geométricos e os fantomas matemáticos de
elementos de volume. Um dos fantomas geométricos foi desenvolvido pelo Medical
International Radiation Dose Commitee (MIRD). O fantoma MIRD é uma
representação tridimensional do corpo humano, como altura e peso que correspondem
ao homem referência do ICRP (1975) (Eckerman et al., 1996, Hunt 1998). Os principais
órgãos são representados através de equações quadráticas e têm composição e
densidade heterogênea do corpo humano. (Vega,2003).
2.7 – A Simulação Computacional
Em essência, simulação é uma técnica que consiste em realizar um modelo da
situação real, e nele levar a cabo experiências. Essa definição, dada por Naylor et al.
1971, é muito ampla, e pode incluir coisas aparentemente não relacionadas, como jogos
militares, jogos de negócios, modelos reduzidos, etc. Numa definição mais restrita, dada
pelo Enrilic (1985), a simulação é um método empregado para estudar o desempenho de
um sistema por meio da formulação de um método matemático, o qual deve reproduzir,
as características, do sistema original. Manipulando o modelo e analisando resultados,
pode-se concluir como diversos fatores afetarão o desempenho do sistema.
36
Através da simulação não é possível obter, de imediato, resultados, que levem à
otimização de um objetivo desejado. Entretanto, é possível simular, por meio do
modelo, uma série de experimentos e, posteriormente, escolher a condição cujos
resultados sejam mais aceitáveis (Enrlich, 1985)
Dessa definição conclui-se que o principal objetivo da simulação é conhecer o
comportamento de um sistema e avaliar estratégias para sua operação.
2.7.1 - O Método de Monte Carlo
A técnica de Monte Carlo vem sendo usada para reproduzir teoricamente o
processo estatístico. Os eventos probabilísticos individuais que compreendem os
processos são simulados seqüencialmente. O controle de distribuição probabilística
desses eventos são amostrados estatisticamente para descrever o fenômeno como um
todo. O processo de amostragem estatístico é baseado na seleção de números
randômicos – analogamente ao lançamento de dados em um jogo de cassino - por isto o
nome “Monte Carlo”. No transporte da partícula, a técnica de Monte Carlo é pré-
eminentemente realística (um experimento teórico). Isto consiste em realmente seguir
cada uma das partículas da fonte , do início da sua vida, até a sua morte em semelhantes
categorias (absorção, escape, etc). As distribuições de probabilidade são amostras
randômicas usando dados transportados para determinar os resultados de cada etapa da
vida da partícula (Briesmeister,1997)
O método de Monte Carlo pode a princípio, resolver qualquer problema de
transporte de partículas, em qualquer geometria. O método simula leis físicas que agem
sobre as partículas. A exatidão do resultado depende somente da aproximação das
teorias físicas com a “ realidade” das interações, e do número de histórias a serem
executadas. (Hunt, 1998)
37
A figura 2.17 apresenta um diagrama ilustrando a simulação da trajetória
completa de um fóton emitido por uma fonte radioativa na direção do simulador:
Figura 2.17. Diagrama em blocos representando um resuma da “ história” do
fóton desde a emissão da fonte radioativa até o simulador.
2.7.2 - O Programa de Simulação EGS4
O sistema EGS é um pacote de rotinas de simulação de interações
eletromagnéticas desenvolvido pelos pesquisadores do SLAC (Stanford Linear
Accelerator Center) em 1978 com o objetivo de estudar as interações eletromagnéticas
em aceleradores. As primeiras distribuições tinham como limite inferior de energia para
o transporte de fótons a energia de 100 keV e 1MeV para elétrons. Porém a
38
popularidade deste programa cresceu principalmente quando estes limites inferiores
caíram para 1 keV (fótons) e 10 keV (elétrons), mostrando que o programa foi muito
bem recebido pelos pesquisadores que trabalhavam a baixas energias. A versão EGS4
foi lançada em 1985, consolidando estes desenvolvimentos. As rotinas são escritas em
Mortran3, uma linguagem de programação que permite ao usuário tanto chamar as
rotinas do EGS4, como processar os dados que estão sendo simulados.(Perles,2001)
A estrutura do EGS, é composta de um conjunto de sub-rotinas as quais
abrangem, como um todo, a física das simulações, de modo a permitir ao usuário
escrever sua própria geometria e contagem das histórias das simulações, sem mudar o
corpo das rotinas principais do programa. Por exemplo, ao se fazer incidir 100 fótons de
10MeV sobre uma camada de 1cm de chumbo, pode-se desejar saber parâmetros, tais
como, quantas e quais partículas emergem da camada, seus ângulos de espalhamentos e
respectivas energias. Tudo isto, usando apenas uma entrada de dados nas sub-rotinas do
programa. A figura 16, ilustra o código do sistema EGSnrc no qual o EGS4 foi
formulado. (Vigas, 2004).
O usuário fica responsável em escrever as rotinas que definem a geometria,
usando interfaces simples HOWNEAR e HOWFAR, e a rotina da contagem
(AUSGAB) que é chamada sob condições especiais bem definidas. Esta rotina
permitem ao usuário obter contagens de algum parâmetro de interesse. Assim, o usuário
tem a permissão de saber onde tal interação ocorreu, com qual freqüência e o que
aconteceu com a partícula depois dessa interação. A Figura 2.8 também fornece um
sumário dos processos físicos modelados pelo código EGS, como seguem:
• Aniquilamento de pósitrons - ANNIH
• espalhamento inelástico Moller e Bhabha de elétron e pósitrons –
MOLLER/BHABHA;
• produção de bremsstrahlung por pósitrons e elétrons – BREMS;
• espalhamentos elástico simples e múltiplo de elétrons e pósitrons –
SSCAT/MSCAT;
• produção de par por fótons – PAIR;
• espalhamento Compton de fótons por elétrons ligados – COMPT;
39
• interação fotoelétrica de fótons com átomos atômicos – PHOTO;
• espalhamento coerente Rayleigh de fótons por átomos – RAYLE;
• produção de raios-X de fluorescência pelo átomo e por elétrons AUGER
- RELAX-
. .
Figura 2.18. Estrutura do sistema do código EGSnrc. Os componentes dos códigos que
podem ser escritos pelo usuário estão acima da linha pontilhada e aqueles abaixo da
linha fazem parte do código do programa principal do EGSnrc. ROGERS (2002)
Em linhas gerais, o tratamento do código EGS4 para fótons pode ser descrito
como: assume-se que os parâmetros iniciais de um fóton estejam no topo do
empilhamento (a pilha de partículas é feita através de uma matriz que retém as
características das partículas a serem processadas). Se a energia for menor que a energia
mínima a ser considerada, a energia de descarte, o fóton é descartado, a história é
terminada e novo evento tem início. Se a energia do fóton for maior que a energia de
40
descarte, escolhe-se, baseado na seção de choque macrocóspica do meio e na distância,
a nova interação, e o fóton é transportado. Se a geometria de irradiação consistir de
várias regiões, estas deverão ser consideradas neste ponto. Se o fóton ultrapassar as
regiões de interesse, é então descartado, caso contrário, é escolhido, baseado nas
probabilidades de ocorrência dos vários efeitos de interação, o tipo de interação ao qual
o fóton será submetido. São considerados os efeitos fotoelétricos, Compton e 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 de acordo com as distribuições apropriadas
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 (Conti, 1999)
Ainda na figura 2.18, é ressaltado um componente importante em qualquer
simulação: o pacote PEGS4 que é responsável pela geração de dados de seções de
choque para todos os processos físicos envolvidos nos processos físicos. Este pacote é
preparado previamente pelo usuário através da utilização de programas internos no
EGS4. Assim, no decorrer das simulações, o programa principal chama os dados das
seções de choque contidos no PEGS4 mediante a ação da rotina HATCH com a
finalidade de verificar e classificar os possíveis eventos das partículas em cada seção do
meio.
2.7.3 - Incertezas em códigos computacionais de Monte Carlo (Silva, 2003)
O resultado de um cálculo, utilizando o método de monte Carlo, representa a
média de várias histórias executadas durante a simulação. As histórias são geradas por
amostragem aleatória, e é atribuído um valor da grandeza estudada a cada “história”.
Seja p(x) a função probabilidade da escolha de uma “história” de valor x. A
resposta verdadeira (média real) E(x) é o valor representado de x, onde:
41
∫
=
x
dxxxpXE
0
)()( 2.11
Os valores de p(x) e, portanto,de E(x), não são conhecidas exatamente, mas a
média verdadeira, M, pode ser estimada através do método de Monte Carlo:
∑
=
N
I
Xi
N
M
1
2.12
Onde x
i
,é o valor de x correspondente à história i, e N é o número total de
histórias.
A variância, S
2
, pode ser estimada através de Monte Carlo, utilizando:
1
)(
2
2
−
−
=
∑
N
XXi
S
N
I
2.13
Onde S é o desvio padrão da população x
i
que foram gerados por amostragem
aleatória.
A variança da distribuição de médias M é calculada pela equação:
1
2
2
−
=
N
S
S
M
2.14
Para se reduzir S
M
à metade é necessário executar quatro vezes o número de
“histórias”, o que é um problema inerente ao método de Monte Carlo. A quantidade S
M
pode ser reduzida mantendo N constante, através de técnica de redução de variância.
Utilizando o Teorema de Limite Central, quando N>>1:
0,05)(p SM 1,96 M E(x) SM 1,96 M <+<< 2.15
42
CAPÍTULO III
MATERIAIS E MÉTODOS
A seguir, são apresentados os parâmetros utilizados nos códigos EGS4 para a
realização das simulações. Apresentamos também os materiais e a metodologia utilizada
para a obtenção dos dados, para simulação do fantoma matemático, da fonte pontual e
da composição dos tecidos mamários estudados.
3.1 – Geometria do Sistema
Neste trabalho, foi simulada uma fonte pontual com incidência perpendicular ao
fantoma. Foram utilizados dois feixes monoenergéticos de 17,44 keV e 19,6 keV e o
espectro de raios X polienergético com alvo de Mo filtrado com Mo. Para os feixes
monoenergéticos, utilizou-se a intensidade incidente de 10
6
fótons. Foi realizado o
estudo das características de atenuação e espalhamento dos tecidos constituintes da
mama com o objetivo de avaliar a influência destas características na formação da
imagem. Este estudo foi dividido em 5 etapas:
• Estudo do percentual de dose em função da profundidade utilizando o espectro
do Mo filtrado por 0,03mm de Mo e também feixes monoenergéticos de 17,44 keV e
19,6 keV;
• Estudo do parâmetro Fração de energia depositada, f(E), para o espectro do Mo
filtrado por 0,03mm de Mo e feixes monoenergéticos de 15 keV, 17,44 keV e 19,6 keV;
• Levantamento do perfil de espalhamento - intensidade em função do ângulo de
espalhamento - para as diversas composições de tecido mamário;
• Percentual de energia transmitida, refletida e depositada na mama para os
diferentes feixes simulados.
• Estudo da influência do prato compressor de acrílico na razão S/P (radiação
secundária em relação à radiação primária) dos tipos de tecidos simulados.
43
Para a realização desse trabalho foram feitas alterações em algumas sub-
rotinas, nos programas do código EGS4, de modo a simular: a geometria do sistema, as
limitações das regiões de interesse, os materiais constituintes da mama, as diferentes
regiões de interesse, os diferentes feixes.
A figura 3.1 mostra o esquema representativo da geometria utilizada nas
simulações usando o código de Monte Carlo EGS4. O fantoma foi simulado com a
dimensão de 16 x 8 x 4,5 cm. Com o objetivo de se obter informações da dose em
diferentes profundidades no fantoma, a região 4 do fantoma foi dividida em 20 regiões:
2 simulando camadas superficiais de pele e 18 simulando o tecido mamário. Para o
estudo da distribuição de fótons espalhados, o fantoma foi dividido somente em 3
regiões (2 de pele mais 1 de tecido de mama). Para ambas as geometrias estudas uma
placa de acrílico simulando o prato compressor foi colocada na região anterior ao
fantoma.
Figura 3.1 - Esquema da geometria do sistema utilizada na simulação.
A região 1 é constituída de ar e envolve todo o sistema, esta é a região onde
obteremos os resultados referentes às frações de energia transmitida e espalhada pelo
fantoma. A região 2 é constituída por uma placa de acrílico de 3 mm de espessura,
simulando o prato compressor do mamógrafo (Dance, 1990). As regiões 3 e 4 do
sistema representam o fantoma e possui dimensões análogas às dimensões de um
44
fantoma de mama comprimida (ICRU 48). A região 3 representa as camadas
superficiais de pele (parte anterior e posterior do fantoma) com uma espessura fixa de
0,5cm e sempre simulada como tecido adiposo, conforme protocolo europeu de controle
de qualidade (Protocolo Europeu, 1996). A 4
a
região representa a mama simulada com
uma espessura de 3,5cm (representada como regiões 2 a 19 na tabela 3.1) e diferentes
composições de tecidos (glandular, adiposo, canceroso e com variação do percentual
glandular).
Considerando isoladamente o fantoma da mama (região 3 e 4 da figura 3.1)
passam a ter uma nova configuração. Região 1 representa a pele, as regiões 2 a 19 a
parte interna da mama e a região 20 representa a camada de pele na base da mama. A
tabela 3.1 mostra todas as situações estudadas.
Tabela 3.1 - Situações para estudos com o fantoma dividido em 20 regiões.
Fantoma
Situações
Pele Mama (regiões 2 a 19) Pele
1
Adiposo Adiposo Adiposo
2
Adiposo Glandular Adiposo
3
Adiposo Canceroso Adiposo
4
Adiposo Misto Adiposo
5
Simulador BR12 Simulador BR12 Simulador BR12
6
Adiposo Variação do % glandular Adiposo
A tabela 3.2 apresenta as situações para o estudo do perfil de espalhamento em
diferentes ângulos. Nessa etapa o fantoma foi simulado com 3 regiões: as regiões 1 e 3
representam a camada de pele de espessura de 0,5 cm, e a região 2 representa a mama
com espessura de 3,5 cm. Lembrando sempre que em ambos os casos existe um placa
de acrílico de 3mm de espessura colocada antes do fantoma.
45
Tabela 3.2 - Situações para estudos com o fantoma dividido em 3 regiões.
Fantoma
Situações
Pele Mama (região 2) Pele
1
Adiposo Adiposo Adiposo
2
Adiposo Glandular Adiposo
3
Adiposo Canceroso Adiposo
4
Adiposo Misto Adiposo
5
Simulador BR12 Simulador BR12 Simulador BR12
3.2 - Fonte
Foram escolhidas energias geralmente utilizadas em exames mamográficos
(IRD,2003). Utilizamos uma fonte pontual gerando feixes monoenergéticos
representativos das camadas K
α
e K
β
do alvo de Molibdênio 17,44 keV e 19,6 keV,
respectivamente, com uma intensidade 10
6
fótons para cada pico. Também foi utilizado
um espectro de raios X para um alvo de molibdênio e filtro de molibdênio com
espessura de 0,03mm, com a finalidade de se obter resultados que representassem a
situação mais próxima do real.
3.3 – Biblioteca dos Materiais - Composição dos Tecidos Mamários
Foram simulados os tecidos representativos que compõem uma mama sadia
(glandular e adiposo) e o simulador de mama BR12. As composições e densidades dos
tecidos glandular e adiposo e do simulador BR12 foram obtidas da ICRU44. Além do
tecido de mama sadio e do simulador, também foi simulado um tipo de tecido doente
correspondente à composição do tecido canceroso, obtido por Polleti (2001). A tabela
3.3 apresenta as características dos tecidos simulados.
46
Tabela 3.3 – Características dos tecidos simulados.
Composições Químicas (frações de massa)
Tecido
Densidade
(Kg m
-3
)
H C N O Na P S Cl
Adiposo
950 11,4 59,8 0,7 27,8 0,1 - 0,1 0,1
Glandular
1020 10,6 33,2 3 52,7 0,1 0,1 0,2 0,1
BR12
970 8,7 69,9 2,4 17,9 - - - 0,1
Canceroso
1030 9,8 27,7 5,9 58,6 - - - -
Acrílico
1170 8 60 - 32 - - - -
Para avaliar a influência do percentual de glandularidade, torna-se necessária a
obtenção da composição e das densidades para valores de zero a 100%. À partir da
composição e da densidade do tecido adiposo e glandular (tabela 3.3) foram obtidas as
novas composições e densidades para as variações do percentual de glandularidade
(tabela 3.4), usando as equações 3.1 e 3.2.
)f1( f
gagg%
−ρ+ρ=ρ 3.1
onde:
ρ
%g
é a densidade do tecido com variação de glandularidade;
ρ
g
é a densidade do tecido glandular;
f
g
é a fração de tecido glandular que compõem o tecido;
ρ
a
é a densidade do tecido adiposo.
)f1( C fCC
eeaeeg%e
−+=
3.2
onde:
C
e%
é a composição do elemento x do tecido com variação de glandularidade;
C
eg
é a composição do elemento x do tecido glandular;
f
e
é a fração do tecido glandular que compõe o tecido;
C
ea
é a composição do elemento x do tecido adiposo.
47
Tabela 3.4 – Composição e densidades dos tecidos com variação de glandularidade.
Composições Químicas (frações de massa) % glandular Densidade
(kg m
-3
)
H C N O Na P S Cl
100
1020 10,6 33,2 3,0 52,7 0,1 0,1 0,2 0,1
90
1013 10,68 35,86 2,77 50,21 0,18 0,09 0,19 0,1
80
1006 10,76 38,52 2,54 47,72 0,16 0,08 0,18 0,1
70
999 10,84 41,18 2,31 45,23 0,14 0,07 0,17 0,1
60
992 10,92 43,84 2,08 42,74 0,12 0,06 0,16 0,1
50
985 11 46,5 1,85 40,25 0,1 0,05 0,15 0,1
40
978 11,08 49,16 1,62 37,76 0,08 0,04 0,14 0,1
30
971 11,16 51,82 1,39 35,27 0,06 0,03 0,13 0,1
20
964 11,24 54,48 1,16 32,78 0,04 0,02 0,12 0,1
10
957 11,32 57,14 0,93 30,29 0,02 0,01 0,11 0,1
0
950 11,4 59,8 0,7 27,8 0,1 - 0,1 0,1
3.4 - Execução do Programa de Simulação
Para as simulações efetuadas pelo programa, foram executadas as seguintes
operações:
1 - Dados de entrada do programa principal:
• energia inicial do feixe dos raios X;
• tipo de partícula incidente (fótons);
• energia de corte das partículas secundárias;
• cossenos diretores do feixe da fonte;
• materiais das regiões dos fantomas;
• material do meio externo ao fantoma (ar);
• número inicial de partículas incidentes;
• espessura de cada região do fantoma;
48
2 - Implementação na subrotina da geometria –HOWFAR– como o fornecimento do
número de planos, limites das regiões e meios de todo o sistema de simulação;
3 - Modificação na subrotina AUSGAB, através da qual será construído o banco de
dados dos valores das energias armazenadas pelas diferentes regiões do sistema e
também as energias refletidas e transmitidas;
4 - Construção das bibliotecas das seções de choque das regiões de interesse. Esta
biblioteca faz parte da do pacote PEGS4 e é chamada pela subrotina HATCH do
programa principal, que contém dados da composição das regiões do sistema simulado.
3.5 - Parâmetros Obtidos nas Simulações
3.5.1 - Energia Depositada
Considerando apenas um fóton emitido pela fonte, o mesmo é acompanhado até
a energia de corte definida pelo programa (1 keV). Na interação com o meio poderá
ocorrer a absorção ou transferência parcial da energia do fóton. Esta energia transferida,
por sua vez poderá produzir radiações secundárias. As energias depositadas produzidas
pelas radiações primárias e secundárias são contabilizadas nas regiões, seguindo o
esquema apresentado na figura 3.2.
Região 1 Região 2 Região 3 Região 4 Região 5 Região 6
Feixe Incidente
Figura 3.2 - Esquema da interação dos fótons com as regiões.
49
Na figura 3.2.1 é apresentado um exemplo da saída da subrotina EDEP, que
simula a energia depositada:
Figura 3.2.1 – Arquivo de saída da subrotina EDEP.
Após a obtenção dos arquivos de saída, os dados foram transferidos para uma
planilha, conforme mostrada na tabela 3.5.
50
Tabela 3.5 – Planilha obtida do programa de EDEP
Material Região Energia Depositada Energia (MeV) Dose %
Ar 1 Refletida pelo fantoma 153,88 3,65
Acrílico 2 no Acrílico 1398,20 33,15
3 no Tecido 878,88 20,84
no Tecido 304,79 7,23
no Tecido 241,10 5,72
no Tecido 188,49 4,47
no Tecido 153,52 3,64
no Tecido 126,33 3,00
no Tecido 105,20 2,49
no Tecido 89,89 2,13
no Tecido 74,25 1,76
no Tecido 63,24 1,50
no Tecido 54,63 1,30
no Tecido 47,15 1,12
no Tecido 40,57 0,96
no Tecido 34,72 0,82
no Tecido 30,56 0,72
no Tecido 25,19 0,60
no Tecido 22,65 0,54
no Tecido 20,11 0,48
no Tecido 16,81 0,40
3 no Tecido 22,81 0,54
Transmitida pelo fantoma 115,25 2,73
Transmitida pela lateral 1 do fantoma 4,43 0,11
Transmitida pela lateral 2 do fantoma 4,09 0,10
Transmitida pela lateral 3 do fantoma 0,27 0,01
Transmitida pela lateral 4 do fantoma 0,24 0,01
Total depositada no sistema 4217,27 100,00
Total depositada somente no fantoma 2540,90 60,25
Região 4
Fantoma - Tecido
Ar
De posse da tabela 3.5, obtemos os dados de dose % em função da
profundidade, energias transmitida, refletida e depositada e a fração de energia
depositada f(E).
3.5.2 - Energia Refletida e Energia Transmitida
Continuando o raciocínio descrito sobre energia depositada, o fóton incidente
pode ser absorvido, transmitido ou espalhado. Para a energia refletida, será considerada
toda a energia depositada região 1 e para a energia transmitida toda a energia depositada
na região 4.
51
Região 1 Região 2 Região 3 Região 4 Região 5 Região 6
Feixe Incidente
Feixe Refletido
Feixes Transmitidos
Figura 3.3 - Esquema da interação dos fótons com as regiões.
3.5.3 - Distribuição Angular
O feixe transmitido é obtido pela contagem dos fótons que chegam à região 6
a 0° a 90°. O feixe de fótons espalhados em ângulos superiores a 90° é chamado de
feixe refletido.
Região 1 Região 2 Região 3 Região 4 Região 5 Região 6
Feixe Incidente
Feixe Refletido
Feixes Transmitidos
0
o
Figura 3.4 - Esquema da interação dos fótons com as regiões.
Na figura 3.4.1, mostra um exemplo da saída do subrotina de espalhamento.
Após a obtenção do arquivo de saída os mesmos foram transferidos para uma planilha e
trabalhados a fim de se obter os parâmetros: Perfil de espalhamento, razão S/P,
Transmissão a 0°.
52
Figura 3.4.1- Arquivo de saída da subrotina espalhamento.
3.6 - Conversão dos resultados obtidos nas simulações
A fim de se obter os resultados para f(E), razão S/P, Percentual de Dose x
profundidade, percentual de energia transmitida, refletida e depositada, foram feitos os
procedimentos apresentados.
3.6.1 - Fração de Energia Deposita f(E)
Através do parâmetro f(E) pode-se observar a distribuição da energia
depositada em relação à energia do feixe incidente em função da variação do percentual
de glandularidade do tecido simulado. (Boone,1999)
53
1. Para feixes monoenergéticos:
()
F
Faf
E
N/E
)E(f = 3.3
onde :
f(E) é a fração de energia absorvida pelo fantoma;
E
af
é a energia absorvida pelo fantoma;
N
F
é o número de fótons incidentes;
E
F
é a energia do fóton incidente.
2. Para o feixe polienergético:
F(E
média
) = (E
af
/ Σ N
i
) / E
média
3.4
e
E
média
= Σ E
i
N
i
/ Σ N
i
3.5
onde :
F(E
média
) é a fração de energia absorvida pelo fantoma;
E
af
é a energia absorvida pelo fantoma;
Σ N
i
é o somatório dos fótons do espectro de radiação;
Σ E
i
N
i
é o somatório do produto da energia E
i
pela número de fótons N
i
3.6.2 - Razão Sinal Ruído S/P
A razão S/P tem por objetivo avaliar a relação entre a intensidade da radiação
primária e secundária. Esse parâmetro indica a característica de espalhamento dos
tecidos possibilitando a posterior avaliação do uso de recursos que melhorem a
qualidade da imagem (Jing et al, 1998, Penco, 2000).
54
CAPÍTULO IV
RESULTADOS
Neste capítulo são apresentados os resultados obtidos no
desenvolvimento deste trabalho, que envolve:
estudo da fração de energia depositada na mama,
estudo da fração de energia refletida e transmitida
estudo do perfil de espalhamento em função de diferentes energias do feixe
incidente,
avaliação do Percentual de Dose absorvida em função da profundidade,
avaliação do parâmetro Fração de Energia Depositada f(E),
avaliação da razão S/P em função da energia incidente do feixe e da
composição da mama,
estudo da influência do prato compressor de acrílico na transmissão e
espalhamento dos fótons nos diversos tipos de tecidos estudados.
4.1 – Curvas de Percentual de Dose x Profundidade
As curvas de Percentual de Dose em função da profundidade foram obtidas
usando-se a geometria mostrada na figura 3.1. As figuras 4.1 a 4.5 mostram
estas curvas para as situações de 1 a 5 apresentadas na tabela 3.1 (tecidos
adiposo, glandular, canceroso, médio e o simulador BR12), respectivamente,
utilizando os feixes incidentes monoenergéticos (17,44 keV e 19,6 keV) e
polienergético (espectro do Mo/Mo). É importante lembrar que nas figuras
4.1 a 4.5:
-o primeiro ponto do gráfico corresponde à dose % em 3mm de placa de
acrílico;
-o segundo e o último ponto correspondem a dose % em 5mm de pele (tecido
adiposo);
-do terceiro ponto ao penúltimo ponto do gráfico correspondem a dose % em
3,5cm de tecido;
55
-o fantoma da mama possui 4,5 cm de espessura.
Adiposo
0
5
10
15
20
25
30
35
0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5 4,0 4,5 5,0
Profundidade(cm)
Dose %
Mo
17,44 keV
19,6 keV
Figura 4.1 – Percentual de Dose absorvida em função da profundidade utilizando
feixes monoenergéticos e polienergéticos em fantoma de tecido adiposo.
Glandular
0
5
10
15
20
25
30
35
0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5 4,0 4,5 5,0 5,5 6,0
Profundidade(cm)
Dose (%)
Mo
17,44 keV
19,6 keV
Figura 4.2 – Percentual de Dose absorvida em função da profundidade utilizando feixes
monoenergéticos e polienergéticos em fantoma de tecido glandular.
56
Canceroso
0
5
10
15
20
25
30
35
0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5 4,0 4,5 5,0
Profundidade(cm)
Dose %
Mo
17,44 keV
19,6 keV
Figura 4.3 - Percentual de Dose absorvida em função da profundidade utilizando feixes
monoenergéticos e polienergéticos em fantoma de tecido canceroso
Médio
0
5
10
15
20
25
30
35
0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5 4,0 4,5 5,0
Profundidade(cm)
Dose%
Mo
17,44 keV
19,6 keV
Figura 4.4 - Percentual de Dose absorvida em função da profundidade utilizando feixes
monoenergéticos e polienergéticos em fantoma de tecido médio.
57
Simulador BR12
0
5
10
15
20
25
30
35
0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5 4,0 4,5 5,0 5,5
Profundidade (cm)
Dose (%)
Mo
17,44 keV
19,6 keV
Figura 4.5 - Percentual de Dose absorvida em função da profundidade utilizando feixes
monoenergéticos e polienergéticos em fantoma simulador BR12.
Analisando as respostas apresentadas nas figuras 4.1 a 4.5, em conjunto,
podemos observar que:
• O maior valor para o depósito de percentual de dose se dá no prato compressor
de acrílico e na camada de pele. Podemos ainda observar que o Percentual de
Dose no acrílico para o feixe Mo/Mo é sempre maior em comparação com as
demais energias, para todos os tecidos estudados.
• O Percentual de Dose no prato compressor é menor que o Percentual de Dose
na camada de pele para feixes monoenergéticos de 17,44 keV e 19,6 keV. Para
o espectro do Molibdênio esta situação se inverte.
• Analisando o Percentual de Dose somente na região 4 do sistema (excluindo
acrílico e pele) observamos que as diferenças existentes entre os valores de
Percentual de Dose para um mesmo tipo de tecido, para as diferentes energias
58
do feixe, apresentam uma menor variação entre os pontos, comparados com as
variações existentes em relação ao acrílico e pele.
• Ainda analisando o Percentual de Dose, percebemos para os tecidos adiposo,
médio e BR12 o valor do Percentual de Dose é menor que os valores para os
tecidos glandular e canceroso. Observamos também que os tecidos canceroso e
glandular apresentam um comportamento semelhante, apresentando os maiores
valores de Percentual de Dose comparados com os demais tecidos.
• Observamos que, para o feixe de Mo/Mo, o Percentual de Dose na região 4 do
sistema (mama propriamente dita, excluindo a pele) é sempre menor
comparada com os valores de Percentual de Dose para os outros feixes (17,44
keV e 19,6 keV).
A figura 4.6 apresenta o espectro do Mo/Mo, simulado no código MCNP4B,
com e sem a presença do prato compressor de acrílico de 3 mm.
0 5 10 15 20 25 30 35
Energia (keV)
Intensidade
antes do Acrílico
após Acrílico
Figura 4.6 - Espectro Mo/Mo antes e após o prato compressor.
59
Observa-se na figura 4.6 que grande parte dos fótons de baixa energia são
atenuados no acrílico. Sendo assim, verificamos que o acrílico deixa passar uma
pequena porcentagem desses fótons que iram contribuir para a energia depositada na
mama. No entanto, pode-se notar que a maior parte é depositada na pele.
4.2 – Percentuais de Energia Refletida, Transmitida e Depositada
As figuras 4.7 a 4.11 apresentam os percentuais das energias refletida,
transmitida e depositada para os tecidos adiposo, glandular, canceroso, médio e para o
simulador BR12, respectivamente, para todos os feixes de energia estudados.
Adiposo
0
10
20
30
40
50
60
70
80
Mo/Mo 17,44 keV 19,6 keV
Feixe incidente
E (%)
Refletida
Transmitida
Depositada
Figura 4.7 - Percentual de Energia Refletida, Transmitida e Depositada para o tecido
adiposo.
60
Glandular
0
10
20
30
40
50
60
70
80
Mo/Mo 17,44 keV 19,6 keV
Feixe incidente
E (%)
Refletida
Transmitida
Depositada
Figura 4.8 – Percentual de Energia Depositada, refletida e transmitida para o tecido
glandular.
Canceroso
0
10
20
30
40
50
60
70
80
Mo/Mo 17,44 keV 19,6 keV
Feixe Incidente
E (%)
Refletida
Transmitida
Depositada
Figura 4.9 – Percentual de Energia Depositada, refletida e transmitida para o tecido
canceroso.
61
Médio
0
10
20
30
40
50
60
70
80
Mo/Mo 17,44 keV 19,6 keV
Feixe Incidente
E (%)
Refletida
Transmitida
Depositada
Figura 4.10 - Percentual de Energia Refletida, Transmitida e Depositada para o tecido
médio.
BR12
0
10
20
30
40
50
60
70
80
Mo/Mo 17,44 keV 19,6 keV
Feixe Incidente
E (%)
Refletida
Transmitida
Depositada
Figura 4.11- Percentual de Energia Refletida, Transmitida e Depositada para o
simulador BR12.
62
Na análise das figuras 4.7 a 4.11 podemos observar que:
• Os resultados utilizando-se o espectro de Molibdênio e a fonte monoenergética
de 17,44 keV tiveram um comportamento semelhante entre si, isto é, o
percentual de energia depositada é maior que o da energia refletida e esta por
sua vez maior que a energia transmitida (exceto para o tecido adiposo).
• Para o feixe de 19,6 keV há uma inversão do comportamento observado
anteriormente, isto é, o percentual de energia transmitida é maior que o da
energia refletida para todos os tecidos estudados. Sendo assim, percebemos que
para o tecido adiposo o percentual de energia transmitida é maior que o da
energia refletida para todas as energias simuladas.
• O percentual de energia depositada na mama é sempre maior que a soma dos
percentuais das energias transmitida e refletida para todas as energias e tecidos
estudados.
A figura 4.12 apresenta, os percentuais de energias refletida, depositada e
transmitida em função da fração de glandularidade (0 até 100%) do fantoma. Para esse
estudo foi utilizado somente o feixe incidente monoenergético de 17,44keV, por ser o
pico mais intenso do espectro Mo/Mo. A geometria simulada é apresentada na figura
3.1 com a configuração da situação 6 mostrada na tabela 3.1.
63
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
0% 10% 20% 30% 40% 50% 60% 70% 80% 90% 100%
% Glandularidade
E (%)
Refletida
Transmitida
Depositada
Figura 4.12 – Percentual de Energias Refletida, Transmitida e Depositada em função
do percentual de glandularidade.
Na figura 4.12, todos os fantomas possuem a mesma espessura (5 mm) e
composição para a pele (tecido adiposo), conforme Dance (1990) e o Protocolo Europeu
(1996). Observamos, que o percentual de energia depositada aumenta pouco com o
percentual de glandularidade. Enquanto que o percentual de energia transmitida
diminui. Observamos ainda que o percentual de energia refletida permaneceu
praticamente constante.
A grandeza F(E) é comumente utilizada em trabalhos que estudam
energia depositada em mama e possui a finalidade de se avaliar a fração de energia
depositada em tecidos em função da energia do feixe incidente. A figura 4.13 apresenta
os resultados obtidos de F(E) em função do percentual de glandularidade para as
diferentes energias incidentes em um fantoma de 4,5 cm de espessura. Esses resultados
foram obtidos usando-se os parâmetros obtidos nas simulações de Monte Carlo (como
mostrado no exemplo na figura 3.2.1 e na tabela 3.5.) e substituindo-os nas equações
3.3 a 3.5. A geometria utilizada é apresentada na figura 3.1. A situação 6 descrita na
64
tabela 3.1 foi utilizada na simulação para os feixes monoenergéticos com energia
incidentes de 15keV, 17,44keV, 19,6keV e o espectro do Mo/Mo.
F(E) x % Glandularidade
0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0,8
0,9
1
0 1020304050607080901001
% glandularidade
F(E)
10
Mo
17,44 keV
19,6 keV
15 keV
Figura 4.13 - F(E) em função do percentual de glandularidade.
Analisando os resultados apresentados na figura 4.13,observamos que o
valor de F(E) aumenta ligeiramente à medida que aumenta a glandularidade, devido à
mudança da composição e o aumento da densidade do fantoma. A fração de energia
depositada é menor para o espectro de Mo/Mo, seguidos dos feixes monoenergéticos de
15keV, 19,6keV e 17,44keV. Os valores de F(E) obtidos neste trabalho concordam com
os valores obtidos por BOONE, 1999.
4.3 – Perfil de Espalhamento
O perfil de espalhamento dos tecidos é considerado um importante parâmetro
para análise das características de espalhamento de amostras biológicas. O perfil de
espalhamento de cada tecido é o registro da intensidade dos fótons detectados para
diferentes ângulos de espalhamento. A geometria simulada é apresentada na figura 3.1
em todas as situações descritas na tabela 3.2, utilizando-se o espectro Mo/Mo. A figura
4.14 apresenta os perfis de espalhamento para cada tecido estudado.
65
0
100
200
300
400
500
600
700
800
900
1000
0 20 40 60 80 100 120 140 160 180 200
ângulo ( ° )
Freqüência
adiposo
glandular
cancer
médio
BR12
Figura 4.14 – Perfil de espalhamento para os tecidos mamários estudados e para o
simulador BR12.
Na figura 4.14, observamos que o comportamento do perfil do espalhamento é
similar para todos os tecidos estudados, variando apenas a intensidade espalhada. De
modo geral, pode-se observar uma probabilidade maior de ocorrer espalhamento
(predominantemente Compton) para ângulos acima de 90º. Para ângulos menores que
90º (contribuição dos efeitos Rayleigh e Compton), a probabilidade de espalhamento é
maior para os tecidos adiposo e médio, respectivamente. Para os tecidos glandular e
canceroso assim como, para o simulador BR12, os perfis de espalhamento são
comparáveis.
4.4 – Percentual de Transmissão
O efeito da presença do prato compressor de acrílico no percentual de
transmissão foi avaliado para os diferentes tecidos estudados, usando a geometria
apresentada na figura 3.1. e o espectro do Mo/Mo.
66
Tabela 4.1– Percentual de transmissão para todos os tecidos estudados.
Fótons Transmitidos a 0
o
Tecido
Sem acrílico Com acrílico
Adiposo
3,12% 2,54%
Glandular 1,66% 1,42%
Canceroso 1,68% 1,39%
Médio 2,41% 1,99%
Simulador BR12 1,96% 1,63%
Analisando a tabela 4.1 podemos observar que a presença do prato compressor
de acrílico provoca uma redução de aproximadamente 20% na intensidade do feixe
transmitido para todos os tecidos estudados.
A tabela 4.2 apresenta o percentual de transmissão em função da glandularidade
do tecido mamário. O sistema simulado é mostrado no esquema da figura 3.1 e a
situação 6 descrita na tabela 3.1, com e sem o prato compressor de acrílico, utilizando o
espectro Mo/Mo. Podemos observar que o percentual de transmissão diminui com o
aumento da glandularidade do tecido.
67
Tabela 4.2 - Percentual de transmissão em função da glandularidade.
Fótons Transmitidos
% Glandular % Transmitido
0
2,54
10
2,40
20
2,29
30
2,17
40
2,05
50
1,99
60
1,77
70
1,66
80
1,57
90
1,46
100
1,42
4.5 Razão (S/P)
Os valores de S e P são definidos como toda a energia dos raios X secundários e
primários que alcançam o detector, respectivamente (Jing et al, 1998; Pilar, 2000).
Foram considerados como raios X secundários todos os fótons espalhados a ânguloa
maiores que 0
o
e menores ou iguais a 180
o
. Os fótons primários são todos aqueles que
são transmitidos a 0
o
. O sistema simulado para este cálculo é mostrado na figura 3.1 e a
sua configuração é mostrada na tabela 3.2, usando o espectro do Mo/Mo. A tabela 4.4
apresenta a razão S/P encontrada.
68
Tabela 4.3 – Razão S/P para todos os tecidos estudados.
Razão (S/P)
Tecido
Sem acrílico Com acrílico
Adiposo
0,55 0,59
Glandular 0,64 0,67
Canceroso 0,64 0,68
Médio 0,59 0,63
Simulado BR12 0,59 0,65
Os nossos resultados foram comparados com os obtidos por POLETTI, 2001 que
também simulou um sistema mamográfico sem grade anti-scattering e sem o prato
compressor de acrílico, utilizando uma fonte monoenergética de 17,44keV. Neste
trabalho, são contabilizados todos os fótons que saem na face inferior da mama, ou seja,
podemos considerar o detector ideal (100% de eficiência) de dimensão igual à da face
inferior da mama. POLETTI, 2001 considerou todos os fótons coletados por um detetor
ideal em uma pequena área circular de 8 mm de diâmetro. Os valores encontrados
apresentam uma discrepância de aproximadamente 15% devido a geometria de detecção
simulada.
Observamos ainda que a presença do prato compressor de acrílico aumentou os
valores da razão S/P aproximadamente em 6,6%.
A tabela 4.4 apresenta a razão S/P em função do percentual de glandularidade. A
geometria é a mesma utilizada para a tabela 4.3 usando a situação 6 descrita na tabela
3.1.
69
Tabela 4.4 - Razão S/P em função do percentual de glandularidade.
% Glandular Razão (S/P)
0
0,59
10
0,60
20
0,60
30
0,61
40
0,62
50
0,63
60
0,65
70
0,66
80
0,67
90
0,67
100
0,68
Verificamos na tabela 4.4 que a razão S/P aumenta em função do
aumento do percentual de glandularidade do tecido.
70
CAPÍTULO V
CONCLUSÕES
Neste trabalho avaliamos, utilizando simulação Monte Carlo, algumas
quantidades importantes para dosimetria do exame mamográfico: energia absorvida
pelo tecido mamário irradiado, propriedades de espalhamento de diferentes
composições do tecido mamário, distribuição interna da dose absorvida na mama,
penetração dos diferentes espectros mamográficos. A seguir apresentamos as
conclusões e sugestões para trabalhos futuros.
5.1 Conclusões
A simulação computacional, de modo geral, se mostrou eficiente na
caracterização de tecidos. Foi possível mostrar que os tecidos cancerosos apresentam
características semelhantes ao tecido glandular e que as características do tecido
adiposo são bem diferentes do tecido glandular. O simulador BR12 correspondeu bem
às características do tecido médio (50% glandular e 50% adiposo).
Para o parâmetro do Percentual de Dose em função da profundidade no sistema,
o prato compressor de acrílico e a camada superficial de pele são os maiores
absorvedores. Para o feixe de Mo/Mo, aproximadamente 56% da dose é absorvida pelo
sistema prato compressor/pele. Para o feixe de 17,44 keV, cerca de 38% da dose é
absorvida por este sistema enquanto que, para o feixe de 19,6 keV este valor é da ordem
de 30%.
Quanto ao Percentual de Energia depositada na mama, conclui-se que este é
sempre maior que a soma dos percentuais das energias transmitida e refletida para todas
as energias e tecidos estudados.
Considerando o percentual de glandularidade dos tecidos mamários,
observamos, que o percentual de energia depositada cresce com o aumento da
71
glandularidade. Enquanto que o percentual de energia transmitida diminui. Observamos
ainda que o percentual de energia refletida permaneceu praticamente constante.
O acrílico é capaz de absorver grande parte dos fótons de baixas energias do
espectro Mo/Mo, diminuindo assim o percentual de dose superficial absorvida.
De modo geral, foi observado que entre 88 e 96% da energia dos fótons são
absorvidas através da mama, o que confirma a alta dose sofrida pela paciente em um
exame mamográfico convencional.
Quanto ao parâmetro Fração de Energia Depositada, observamos que F(E)
aumenta ligeiramente à medida que aumenta a glandularidade do tecido, devido à
mudança da composição e o aumento da densidade. A fração de energia depositada é
menor para o espectro de Mo/Mo, seguidos dos feixes monoenergéticos de 15keV,
19,6keV e 17,44keV. Os valores de F(E) obtidos neste trabalho concordam com os
valores obtidos por BOONE, 1999.
As características de espalhamento dos tecidos mamários foram estudadas de
modo que pode-se observar o mesmo comportamento do perfil do espalhamento para
todos os tecidos estudados, variando apenas a intensidade espalhada. De modo geral,
uma probabilidade maior de ocorrer espalhamento foi verificada para ângulos acima de
90º. Para ângulos menores que 90º, a probabilidade de espalhamento é maior para os
tecidos adiposo e médio, respectivamente. Para os tecidos glandular e canceroso assim
como, para o simulador BR12, os perfis de espalhamento são comparáveis.
Os valores encontrados para o parâmetro S/P foram comparados com os obtidos
por Poletti, 2001. Os resultados mostraram uma boa concordância, apresentando uma
discrepância de aproximadamente 15% devido a geometria de detecção simulada serem
diferentes. Observamos ainda que a presença do prato compressor de acrílico aumentou
os valores da razão S/P aproximadamente em 6,6%.
Em relação ao percentual de glandularidade, pode-se observar que a razão S/P
aumenta com o aumento da glandularidade do tecido.
72
5.2 Sugestões
Reproduzir integralmente o sistema mamográfico acrescentando cada
componente (grade anti-scattering, tela intensificadora e filme) afim de verificar a
influência dos mesmos nos parâmetros estudados.
Comparar a influência de diferentes geometrias para o fantoma de mama nos
parâmetros estudados.
Simular sistema de detecção real, variando o tamanho do detector, eficiência,
etc.
Realizar o estudo com outros espectros de radiação utilizados na mamografia
(Mo/Rh, Rh/Rh, etc).
Estudar outros materiais radiotransparentes para construção do prato
compressor.
73
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