Historicamente, existiram algumas maneiras de medida de perfis de dose em TC (Figura 30), algumas delas envolveram o uso de filme 13 e dosímetro de cristal termoluminescente 38. Outras técnicas usam câmaras de ionização especiais, que são capazes de medir dose em muitos pontos ao longo do feixe de raios X e reconstruir a forma da curva de dose dessas medidas. Este tipo de técnica requer tempo e equipamentos sofisticados para ser utilizada, além de que os resultados obtidos não são diretamente as medidas de dose do equipamento de TC 38.
Em 1981, o FDA 19, sugeriu dois métodos simples e precisos de medida de dose em TC: o índice de dose em tomografia computadorizada (CTDI) e a dose média em múltiplos cortes (MSAD). Esta técnica utiliza uma única câmara de ionização e um cálculo simples para determinar a dose média de radiação a que um paciente foi submetido.
Figura 30-Curva do perfil de dose proporcionado por um corte tomográfico (Modificado de Seeram 64).
2.6.1 Dose Média em Múltiplos Cortes (MSAD)
Na dose média em múltiplos cortes (MSAD), uma série de varreduras é realizada, e entre cada varredura, ocorre um incremento da mesa do equipamento (BI). Cada corte demonstra uma curva de dose característica (Figura 31A), e se a dose proporcionada por cada corte for somada, a dose total resultante no paciente se assemelha à curva mostrada na Figura 31B. Nas regiões em que as curvas se sobrepõem, a dose resultante é maior que aquela de um único corte. Se a curva de distribuição total de dose é
conhecida, a dose média em múltiplos cortes pode ser calculada matematicamente através da amostragem dos vales e picos da curva de dose dos múltiplos cortes conforme a equação abaixo 8.
Equação 3:
∫
− = 2 / 1 2 / 1 , ( ) 1 dz z D BI MSAD NBIOnde BI é o incremento da mesa ou intervalo entre cortes expressa em mm e
DN,BI(z) é o perfil de dose relacionado ao número de cortes e seus espaçamentos, ao longo do eixo z.
A MSAD pode ser calculada facilmente, já que o incremento da mesa é conhecido e a integral de dose pode ser medida através de uma câmara de ionização do tipo “Lápis” 64.
Figura 31-(A) série de varreduras espaçadas pelo incremento de mesa (BI), (B) quando as doses de cada varredura são somadas, a dose média resultante aparece na linha
pontilhada (Modificado de Seeram 64).
Com o aumento do incremento da mesa, o valor da MSAD geralmente decresce. Isto significa que se os cortes estão mais espaçados uns dos outros e a dose é distribuída em uma região maior do paciente, a dose média é menor. Por outro lado, ao aumentarmos demasiadamente o espaçamento entre cortes, acabamos perdendo
informação sobre o tecido que ali se encontrava. Quando a espessura de corte é igual ao incremento da mesa, a MSAD é numericamente igual ao CTDI 8.
A MSAD é válida apenas no centro da série de cortes, pois se a dose for considerada no inicio ou no fim de cada série, notaremos que a MSAD sobreestima o valor real da dose média.
Se o número de cortes é suficientemente grande, por exemplo 14 cortes 55, a contribuição da irradiação dos cortes mais longínquos no corte central é desprezível, portanto, pode-se utilizar a equação abaixo.
Equação 4:
⎥⎦
⎤
⎢⎣
⎡
=
BI
SW
CTDI
MSAD
.
Nos casos de cortes longínquos, tem-se: Equação 5:
Da própria definição, a MSAD é possível de ser estimada em um simulador padrão. O FDA também definiu que os simuladores padrão seriam de cabeça e tronco 19.
A MSAD é a grandeza recomendada pela Associação Americana de Físicos em Medicina (AAPM) para os testes de aceitação 1. Foi também a grandeza básica em dois levantamentos de dose em exames de TC de crânio nos Estados Unidos. No primeiro as medidas foram realizadas na periferia do simulador 2, a 1cm da borda e no segundo as medidas foram realizadas no centro do simulador 12.
Os protocolos de medidas, nos dois casos, estabeleciam a estimativa de CTDI e estimativa da MSAD usando as mesmas suposições que as utilizadas para os estabelecimentos das equações 4 e 5.
A unidade do MSAD é o mGy.
2.6.2 Índice de Dose em Tomografia Computadorizada (CTDI)
O FDA adotou uma definição particular para o CTDI, o CTDIFDA para os testes de conformidade dos tomógrafos comercializados nos Estados Unidos. O CTDIFDA envolve a integração do perfil de dose ao longo do eixo z, D(z), sobre um intervalo equivalente a 14 vezes a espessura nominal de corte, em um simulador padrão (cabeça ou tronco). Ele é expresso em termos de dose absorvida em um material acrílico do tipo PMMA. O intervalo escolhido se deu, provavelmente, pelo fato já aceito pelos especialistas de que 14 cortes seriam suficientes para estabelecer uma relação direta entre CTDI e MSAD. Como todos os fabricantes que comercializam tomógrafos nos Estados Unidos foram obrigados a reportar os valores de CTDIFDA para todos os modos de operação, no centro do simulador e na periferia a 1cm das bordas, foi gerada uma base de dados de dosimetria de TC. Esta grandeza, CTDIFDA, no entanto, não é prática de se medir porque o intervalo de integração varia com a espessura nominal de corte. Na realidade, o modo mais prático para fazer medidas para estimar CTDI é utilizar a câmara de ionização em forma de lápis, de comprimento sensível de 100 mm, projetada especialmente para TC 70. Medida deste modo, com um intervalo de integração de 100 mm, a grandeza é denominada CTDI100 8.
De modo a simplificar os procedimentos de medir CTDIFDA e, ao mesmo tempo, permitir uma comparação entre os resultados de medições de dose nas diferentes versões de CTDI, foram determinados fatores de conversão entre CTDI100,PMMA (intervalo de integração de 100 mm, medido e expresso no acrílico tipo PMMA (Polimetil Metacrilato)) e CTDIFDA para diferentes espessuras de corte, simuladores (cabeça ou tronco) e posições dentro do simulador 8.
O CTDI é definido pelas seguintes equações: Equações 6, 7 e 8:
∫
∞ ∞ −=
D
z
dz
SW
n
CTDI
Ideal(
)
.
1
∫
− = cm cm cm D z dz SW n CTDI 5 5 10 ( ) . 1∫
− = SW SW FDA D z dz SW n CTDI 7 7 ) ( . 1onde n é o número de cortes irradiados por varredura, SW é a espessura nominal de corte (em mm), D(z) é a distribuição de dose, e z a dimensão ao longo do eixo do paciente. Para equipamentos axiais, e helicoidais com um único conjunto de detectores, o
valor de n é igual a 1. Para equipamentos de múltiplos detectores, n é o número de conjuntos de detectores ativos durante a varredura.
A integral da equação do CTDI descreve a área da curva da Figura 30, que ao ser dividida pelo número e espessura de corte, resulta no CTDI. Esta definição é capaz de descrever basicamente todas as formas das curvas de distribuição de dose D(z) que são emitidas por equipamentos de TC. Ao ocorrer um aumento na área abaixo da curva, o CTDI também aumenta, acarretando um aumento na dose de radiação no paciente.
Se as medições forem realizadas em simuladores dosimétricos (Figura 32), a radiação espalhada em seu interior modifica o formato da função perfil de dose, alargando-o em muitas vezes o valor da espessura nominal de corte. Neste caso, o intervalo de 100 mm passa a ser insuficiente para cobrir todo perfil axial de dose dentro do simulador para cortes mais espessos. Para a realização dessas medidas em simuladores, geralmente é calculado um CTDI ponderado (CTDIw), que considera a dose medida na periferia e no centro do simulador conforme a equação abaixo.
Equação 9: P C W
CTDI
CTDI
CTDI
3
2
3
1
+
=
Onde CTDIC é o CTDI medido no centro do simulador e CTDIP é o CTDI medido na periferia do simulador. O fator 1/3 é utilizado, pois o centro do simulador representa 1/3
da área total, e o fator 2/3 é utilizado, pois a periferia representa 2/3 da área total 29. O CTDIar é uma grandeza relacionada com o rendimento do tubo de raios X do tomógrafo e é adequada para os testes de constância, assim como um bom indicador para fazer comparações entre os níveis de radiação devido a diferentes técnicas de exames. Entretanto, por si só, o CTDIar não é um bom indicador de risco por radiação. A
relação entre o CTDIar e a dose efetiva, grandeza de radioproteção relacionada ao risco por radiação, varia de um fator de até 3 entre os diferentes modelos de tomógrafos 10. Estas diferenças são causadas pelos projetos dos tomógrafos que empregam diferentes desenhos e materiais de filtro moldado. Apesar de tudo, o CTDIar é a grandeza operacional fundamental na dosimetria do paciente. A dose efetiva para um determinado protocolo de técnica radiográfica pode ser calculada a partir da medida de CTDIar e a utilização de coeficientes de conversão para doses em órgãos. Estes coeficientes são determinados para cada modelo de tomógrafos usando a técnica de Monte Carlo e um simulador matemático antropomórfico 31 .
Figura 32-Simulador para medidas de dose em TC (Modificado de Impactscan 29).
Quando as medidas de CTDIar,100 são realizadas no ar livre com uma câmara de ionização, o comprimento da câmara é suficiente para abranger todo o perfil de dose para as espessuras de cortes típicas das empregadas na prática clínica 8.
Ao realizarmos medidas de CTDIar para fins de controle, devemos considerar todos os tipos de filtros, espessuras nominais de corte, tensões, correntes e tempos de exposição utilizados clinicamente. Ao realizarmos medidas de CTDI em equipamentos helicoidais, devemos considerar um fator de correção, pois, neste caso, o CTDI não pode ser medido diretamente como nos equipamentos axiais. Para obtermos o fator de correção devemos realizar a varredura da câmara de ionização primeiramente no modo axial e após, no modo helicoidal com passo igual a 1. O fator de correção é dado pela razão entre as duas doses obtidas, podendo então ser usado para converter o CTDI do modo axial para helicoidal 30.
2.6.3 Produto Dose Comprimento (DLP)
Uma outra grandeza que pode ser utilizada, mas com o intuito de relacioná-la a risco por radiação é o DLP (Produto Dose Comprimento). O DLP também é avaliado em simulador padrão dosimétrico de cabeça ou tronco. A monitoração do DLP fornece o controle do volume de irradiação e a dose total de um exame.
O produto dose comprimento para um exame completo é dado pela equação abaixo. Equação 10:
SW
N
C
CTDI
DLP
W i n.
.
.
∑
=
Onde i representa cada seqüência de cortes do exame e N o número de cortes de cada seqüência, cada um com espessura SW (cm). CTDIW é o CTDI normalizado pela exposição radiográfica (mAs) e C a exposição radiográfica em mAs utilizada na seqüência.
No caso de varredura helicoidal, o DLP é dado pela equação abaixo. Equação 11:
t
A
SW
CTDI
DLP
W i n.
.
.
∑
=
Onde i é a seqüência helicoidal que compõe um exame, SW é a espessura nominal do corte irradiado (cm), A é a corrente do tubo (mA) e t é o tempo total de aquisição (s) para a seqüência. O valor do nCTDIW é determinado tanto para um único corte como para uma varredura seriada. A monitoração de DLP fornece o controle do volume de irradiação e a exposição total de um exame.
A unidade do DLP é expressa em termos de dose absorvida no ar multiplicada pelo comprimento da área exposta (mGy.cm).
2.6.4 Câmara de Ionização em Forma de Lápis
A câmara de ionização é um instrumento usado para se quantificar precisamente a exposição à radiação, sendo caracterizada por um compartimento preenchido com ar, de paredes bastante finas, para que a radiação possa facilmente penetrar no mesmo.
Os fótons de raios X, ao penetrarem no interior da câmara de ionização colidem com as moléculas de ar, ionizando algumas delas (um ou mais elétrons são arrancados de algumas moléculas). Esses elétrons livres podem ser coletados por um fino fio condutor e medidos como carga elétrica. A quantidade de carga coletada é proporcional à quantidade de ionizações, que é proporcional à quantidade de radiação que passa através da câmara. Esta carga é então medida com um instrumento muito sensível conhecido como eletrômetro. A carga elétrica total gerada por um feixe de raios X é representada por Q e medida em Coulomb, sendo um Coulomb=1,6 X 1019 elétrons. Para a medida de exposição em TC, utiliza-se uma câmara de ionização em formato de lápis (Figura 33) 64.
Figura 33-Câmara de ionização em forma de lápis sendo exposta por um feixe de raios X, detectando um perfil de distribuição de dose (Modificado de Seeram 64).