A otimização é um procedimento em mamografia definido para visualização máxima de todas as estruturas contidas na imagem, sem indicativos de exposição desnecessária para o paciente. A otimização é alcançada pela seleção da melhor combinação de fatores técnicos de exposição que compõem o protocolo de geração de imagens. Cada um desses fatores técnicos
geralmente tem um efeito sobre uma das características específicas de qualidade de imagem e, em muitos casos, um efeito na dose do paciente. O espectro do feixe de raios X é um dos fatores mais importantes que devem ser ajustados para a otimização de um processo no que diz respeito à sensibilidade de contraste e dose. Estratégias de otimização começam com uma consideração das exigências diagnósticas para uma situação clínica dada. Recomendações de melhorias nas práticas clínicas devem conduzir a uma redução no número de reencaminhamentos para investigações em um primeiro momento e, desse modo, a uma redução na exposição do paciente.
Na literatura há um pequeno número de estudos de otimização do feixe para sistemas de mamografia digital(WILLIAMS et al., 2008).
As imagens digitais melhoraram a resposta em contraste, bem como permitem uma melhor visualização do tecido periférico e da linha da pele(MAHESH, 2004; FREITAS et al, 2006). Os números de elementos de imagem ou pixels que compõem a matriz da imagem digital desempenham um papel importante em todas as propriedades visuais associadas à imagem.
Um fator crítico em determinar a qualidade da imagem e a dose é a composição do espectro do feixe de raios X. A energia do espectro é determinada primariamente pela tensão de operação do tubo, pelo material do alvo do tubo, pela espessura e pelo tipo da filtração interna e externa, e. A qualidade da imagem é também dependente das características do detector, e é crucial que o espectro de energia dos raios X seja especialmente determinado não apenas pelas características físicas da mama, mas também pelas propriedades do detector. Por esta razão, os parâmetros ótimos de exposição são específicos para cada conjunto mamógrafo- detector, e não são parâmetros universais(WILLIAMS et al., 2008).
Os padrões de qualidade de imagem em mamografia digital no European Guidelines (2006) são especificados em termos de limiares de visibilidade de contraste (MARSHALL et
al. 2011). O limiar de visibilidade de contraste é definido como o menor valor de contraste no
qual os objetos são visíveis(KONSTANTINIDIS, 2011), e é um dos vários testes utilizados na mamografia digital. O limiar de visibilidade de contraste é determinado pelo limiar de detectabilidade de pequenas estruturas definidas (discos de ouro de diversos tamanhos e espessuras: diâmetro entre 0,06 mm e 2,0 mm, e espessura entre 0,03 mm e 2,00 mm) contidas no simulador de detalhe e contraste CDMAM 3.4 (MONNIN et al., 2011).
Há também outros simuladores disponíveis no mercado para avaliar padrões de qualidade de imagem em mamografia digital, como TOR (MAX), TOR (MAM) (FAXIL,
Leeds University, UK)), ACR acreditation phantom (American College of Radiology), dentre outros.
A visibilidade de detalhes é dependente do padrão de resolução espacial do sistema e do nível de ruído na imagem. A limitação para a detecção de detalhes na imagem está relacionada com a grandeza razão contraste-ruído (CNR), usada juntamente com a SDNR para quantificar a detectabilidade de objetos em relação á estrutura de fundo. A CNR é definida como razão entre a diferença no valor médio do pixel entre detalhes contrastantes e o fundo de uma Região de Interesse (ROI), pelo desvio padrão do pixel na do fundo e da estrutura. Os detalhes de uma imagem só serão visíveis se a CNR necessária for mantida por ter um nível de ruído relativamente baixo (NHSBSP, 2009). A CNR é influenciada pelas características de absorção do detector, pelo tamanho do pixel, pelo espectro de radiação, pela dose no detector e pelas características do objeto de estudo (BOSMANS et al., 2005).
YOUNGet al. (2006a) demonstraram a aplicação de um método para determinar o
espectro ideal para mamas de diversas espessuras em dois sistemas de mamografia digital. As medições da dose glandular média (DGM) e da razão contraste-ruído (CNR) foram realizadas utilizando-se simuladores de mama de Perspex, os quais simulam mamas de 21 mm a 90 mm de espessura. Foi considerado que uma qualidade de imagem satisfatória seria alcançada se uma CNR específica, denominada CNR alvo, fosse atingida com a menor DGM. O procedimento de otimização descrito considera que a escolha da qualidade do feixe afeta principalmente o contraste e o ruído na imagem, e que a dose no paciente e a CNR é que devem ser otimizadas.
Um avaliador pode necessitar em torno de 75 a 90 min. para realizar o teste de visibilidade de contraste para sistemas digitais ou sistemas analógicos com CR (CHEVALIER
et al., 2004). Além disso, é necessário um observador especialista com formação nesta área,
para obter resultados confiáveis.
YOUNG et al., (2006c) comparou as leituras realizadas de modo automático (através da utilização de um software de leitura) das imagens do simulador CDMAM 3.4 com a leitura realizada por um observador humano para uma variedade de sistemas de mamografia. Verificou-se que alguns sistemas CR não satisfazem os critérios de limiares de contraste definidos no European Guidelines(2006).
O NHS Breast Screening Programme 605 (2006) avaliou a qualidade da imagem do Fuji Profect CR operando juntamente com os mamógrafos Siemens 3000 e GE DMR, usando os simuladores TOR (MAM) e TOR (MAX) (FAXIL, Leeds University, UK). Foi demonstrado que o sistema atende aos padrões de qualidade de imagem do NHSBSP e protocolos da
EUREF(NHSBSP, 2004; European Commission, 2006) e que a dose permaneceu a mesma daquela que era empregada na mamografia com STF.
De acordo IAEA (2011), no processo de otimização, o projeto de construção do Controle Automático de Exposição (CAE) em unidades de mamografia digital difere daqueles analógicos de mamografia X unidades convencionais. Em primeiro lugar, a dose no detector não deve ser limitada ao intervalo relativamente estreito adequado para STF. Assim, as doses podem ser amplamente variadas como requerido, de acordo com a espessura da mama. Esta liberdade extra estende-se também à escolha dos fatores técnicos, tais como a tensão (kV), alvo e o material de filtro. Geralmente, os sistemas digitais irão selecionar espectros de raios X, que são mais penetrantes do que seriam caso o detector fosse o STF. Isto é possível porque a perda de contraste do objeto pode ser compensado pelo aumento do contraste da imagem exibida durante a visualização, bem como por processamento computacional adicional da imagem. Além disso, uma dose maior no detector pode ser utilizada, se desejado, o que conduz a melhores características de ruído na imagem.