Analise da qualidade de imagens obtidas em sensores do sistema DenOptix parcialmente dessensibilizados

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apresentada à Faculdade de ,!.S;IGOrltoiogJta de Piracicaba, da Universidade de Campinas, para obten.ção do J~t~!p de Mestre em Radiologia Odontológica

SÉRGIO LÚCIO PEREIRA DE CASTRO LOPES

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ANÁLISE DA QUALIDADE DE IMAGENS OBTIDAS EM SENSORES DO SISTEMA DENOPTIX PARCIALMENTE

DESSENSIBILIZADOS.

Dissertação apresentada à Faculdade de Odontologia de Piracicaba, da Universidade Estadual de Campinas, para obtenção do título de Mestre em Radiologia Odontológica

Orientadora: Profa. Dra. Solange Maria de Almeida

Banca Examinadora:

Profa. Dra. Addah Regina da Silva Freire Prof Dr. Frab Norberto Bóscolo

Profa. Dra. Solange Maria de Almeida

PIRACICABA 2002

L88la

Ficha Catalográfica

Lopes, Sérgio Lúcio Pereira de Castro.

Análise da qualidade de imagens obtidas em sensores do sistema DenOptix parciahnente dessensibilizados. I Sérgio Lúcio Pereira de Castro Lopes.-- Piracicaba, SP: [s.n.], 2002.

X, 9lf. ; il.

Orientadora : Prof' Dr' Solange Maria de Almeida.

Dissertação (Mestrado) - Universidade Estadual de Campinas, Faculdade de Odontologia de Piracicaba.

L Radiografia digitaL 2. Radiografia - Qualidade da imagem. L Almeida, Solange Maria de. ll. Universidade Estadual de Campinas. Faculdade de Odontologia de Piracicaba. ITI. Título.

UNICAMP

FACULDADE DE ODONTOLOGIA DE PIRACICABA UNIVERSIDADE ESTADUAl DE CAMPINAS

A Comissão Julgadora dos trabalhos de Defesa de 'l'ese de MESTRADO, em

sessão pública realizada em 09 de Setembro de 2002, considerou o

candidato SÉRGIO LÚCIO PEREIRA DE CASTRO LOPES aprovado.

1. Profa. Dra. SOLANGE MARIA DE ALMEIDA

Dedico este trabalho a:

Em especial meu querido e amado avô Mário (saudades) pelo exemplo de verdade e honestidade, minha doce avó Dulce;

A meus maravilhosos pais: Dirceu e Maria Luiza, pelo eterno amor e confiança em minha capacidade e em meu caráter;

A meus melhores amigos, meus irmãos, Lino & Luis, pela paciência, carinho e irnensurável apoio;

A minha cunhada Paola, pela alegria e otimismo constantes,

"O HUMILDE CONHECIMENTO DE SI MESMO É UM CAMINHO MUITO MAIS SEGURO PARA CHEGAR A DEUS QUE O MAIS

AGRADECIMENTOS ESPECIAIS

Agradeço de maneira e especial e carinhosa:

À pessoa humana que é minha querida orientadora, Profa. Dra. Solange Maria de Almeida: pela sabedoria, pelo imensurável carinho e atenção a mim sempre dedicado, pela imensa paciência, compreensão e amor sempre voltados a minha pessoa, por tudo isso e muito, mas muito mais mesmo, gostaria de expressar minha sincera gratidão, admiração e respeito!

Ao Prof. Dr. Frab Norberto Bóscolo, pessoa que durante este tempo de convivência, sempre se mostrou sábia, amiga estando presente de maneira a me ajudar, mesmo nos momentos mais difíceis, sendo para mim um exemplo de motivação.

AGRADECIMENTOS

Ao Prof Dr. Francisco Haiter Neto, minha admiração e respeito pelo excelente profissional que é.

Ao Prof Dr. Agenor Montebelo Filho, pelos momentos agradáveis de convivência e ensinamentos transmitidos.

À Profa. Dra. Addah Regina, pela ajuda, amizade, competência e extrema disponibilidade em participar deste trabalho.

Ao Prof Dr. Mário Roberto Vizioli, meu respeito e admiração.

Minha família, meus queridos Tios e Tias, sempre presentes e amigos durantes todos os passos de minha caminhada.

Aos amigos da Clinica Radiológica da FOP: W aldeck, Antônio, Giselda pela alegria e imensa ajuda dada durante todo o curso.

À Raquel, por estar sempre disponível de maneira eficiente, amiga, sincera e prestativa. Às funcionárias Bruna e Gislaine pela atenção.

À cnpq pela concessão da bolsa durante o curso.

A todos meus amigos de BH (dentre outros): Cacá, Neném, Maninho, Ana Amélia, Ana Luíza, Nizan, Gustavo, Vivi, Cyntia, Lú Freire, Alessandro, Rodrigo Calil, Francielle, Lili, Aninha, Karla, Luciana Lembi, Daniela Maciel, Adriana Cristina, Pardal.

Aos companheiros da "Mater Med" que vivenciaram meu desejo de ingressar no curso de Mestrado da FOP, sempre solidários.

Aos meus Professores da UFMG: Profa. Mara Valadares de Abreu & Prof Cláudio Rômulo Comunian pelo imenso apoio e confiança a mim oferecidos para conquistar este sonho. Ao Prof. Dr. Antônio Estevan (in memorian) por

ser o primeiro a me mostrar, de forma tão competente, a Radiologia, despertando o meu interesse.

Ao Prof Dr. Orivaldo Tavano, pelo apoio oferecido.

Ao colega Tasso pelo imenso apoio e amizade dedicados durante o inicio do meu curso.

Meus queridos amigos do "Strauss":

Nilson, por ser meu amigo sincero, verdadeiro, por todos os momentos que pacientemente me ajudou, me ouviu e me aconselhou, me compreendeu, minha sincera gratidão e amizade;

André, pelos papos, expressões engraçadas, amizade, companheirismo, otimismo e companhia, muito obrigado;

Flávio (Thade ), pelo apoio, ajuda, exemplo de perseverança e força!

AMIGOS a vocês três, minha gratidão especial e carinho, sentirei saudades. À minha querida Laura Ojeda Piselli, pessoa admirável, pelo companheirismo, amor, compreensão, apoio, dedicação, bom humor e otimismo! Muito obrigado! À Pierina por ser a coisa mais bonitinha que conheci aqui!

Ao amigo e colega Raphael Navarro pelos momentos bons e pela força e inúmeras demonstrações de amizade.

A todos (os 15) colegas de mestrado: Ana Isabel, André, Andréa, Déborah, Flávio, Janaina, Karina, Laura, Nilson, Márcia, Maria Luiza, Mauro, Patricia, Raphael & Rosana, pela agradável convivência, experiências e aprendizados trocados.

Aos colegas avaliadores deste trabalho: Karina, Laura, André, Nilson, Flávio &

Raphael.

À amiga Gisela Paganini pela disponibilidade e imensa ajuda na elaboração deste trabalho.Aos amigos aqui conquistados: Anna Sílvia, Rivea, Manzi, Amigos do "Casaretto", Luciana, Jorge (e suas agradáveis aulas de inglês).

SUMÁRIO

LISTA DE ILUSTRAÇÕES... 1

LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS ... 3

RESUMO ... 6 ABSTRACT ... 8 1. INTRODUÇÃO ... 9 2. REVISÃO DA LITERATURA ... 13 3. PROPOSIÇÃO ... 41 4. MATERIAIS E MÉTODOS... 42 5. RESULTADOS E DISCUSSÃO... 70 6.CONCLUSÕES... 81 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ... 82 ANEXOS ... 88

LISTA DE ILUSTRAÇÕES

Figura 1 Sistema DenOptix e seus componentes ₄₄ Tabela 1 Descrição dos segmentos de mandíbula maceradas

46 utilizados na pesquisa

Figura2 Conjunto dos segmentos mandíbulas maceradas

47 utilizados na pesquisa.

Figura 3 Detalhe dos segmentos de mandíbulas maceradas.

48

Figura 4 Cabeçote e painel do aparelho de raios X e sua 49 regulagem.

Tabela2 Condições de iluminação ambiente para a leitura dos

51 sensores do Sistema Denoptix.

Figura 5 Suporte e seus componentes. 53

Figura 6 Sensor DenOptix e invólucro plástico. 54

Figura 7 Fotômetro. 55

Figura 8 Cronômetro regressivo. 56

Figura 9 Negatoscópio utilizado na pesquisa. 57

Figura 10 Etapas 1 e 2. 61

Figura 11 Etapa3. 62

Figura 12 Etapas 4 e 5. 63

Tabela 3 Código dos pares de imagem de acordo com o tempo de

65 dessensibilizacao do sensor.

Figura 13 Exemplo de par de imagem. 67 Tabela 5 Relação entre intensidade luminosa e tempo de

72

dessensibilização dos negatoscópios.

Tabela 6 Teste Qui-quadrado, para igualdade de proporções dos

74 examinadores.

Gráfico 1 Proporções de avaliações de imagens de sensores parcial

75 e totalmente dessensibilizados.

LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS

,

Radio Visio Graphy.

Microgray- subunidade do gray, o qual é a unidade (no sistema

internacional) para dose de radiação ionizante absorvida por qualquer material.

1f.lGy = 10·6Gy.

Micrômetro - subunidade da unidade de medida linear metro,

correspondendo a 1

o·

Símbolo que representa segundo, unidade de tempo equivalente a 1/60 minutos.

Binary Digit - Dígito binário; é a menor parte da informação,

correspondendo a pulsos positivos e negativos interpretados pelo computador.

Combinação de 8 Bits; 1 Byte = 1 caractere.

Charge coupled device.

Computed Dental Radiography - tipo de sistema radiográfico

digital odontológico, que se baseia no CCD.

Símbolo para centímetro, subunidade do metro, unidade de medida linear, equivalendo 1/100 deste.

CRT dpí FDA GE ICRU JPEG KVP

Catodic Ray Tube - monitor baseado no princípio da emissão de raios catódicos em uma tela.

Dots per inch -pontos por polegada.

Food and Drug administration.

General Eletrics -Empresa produtora de produtos eletrônicos.

Jnternational Comission On Radiation Units Measurements.

Joint Photographic Experts Group - Método de formatação de arquivo de imagem com compressão irreversível.

Quilovolt pico - Unidade de medida de tensão, usada para determinar a tensão aplicada entre catodo e anodo em um aparelho de raios X.

LISIER Software desenvolvido para análise quantitativa dos fatores que determinam a qualidade de uma imagem.

LUX Unidade de medida de intensidade luminosa.

mA Miliamper - subunidade do amper, unidade de medida de corrente, equivalendo a milésima parte deste.

mm Pixels pllmm (lp/mm) PSPL s scanner Software

Símbolo que representa milímetros, subunidade da unidade de medida linear metro, corresponde a 1/1000 do metro.

Picture elements - diminutos pontos que compõem a tela o monitor

do computador, quanto maior o numero de pixels, mais alta é a resolução e mais nítida é a imagem.

Line pairs per millimeter - Pares de linha por milímetro, unidade

que mede resolução de uma imagem.

Photostimulable phosphor luminescence.

Símbolo que representa segundos, subunidade de tempo que corresponde a 1/60 do minuto.

Equipamento digitalizador de imagens.

Parte lógica dos computadores, representada pelos programas para computador, que podem ser sistemas operacionais, utilitários ou programas aplicativos.

S-VGA Super Video Graphic Array- resolução do monitor do computador,

que corresponde a 800 pixels na horizontal e 600 na vertical.

TIFF Tagged Image File Format- Método de formatação de arquivos de

RESUMO

O presente trabalho teve como objetivo avaliar a qualidade das 1magens do Sistema radiográfico digital DenOptix®, obtidas através de sensores parcialmente dessensibilizados. Para tal objetivo, foi utilizado no processo, um negatoscópio CUJO tempo necessário para a total dessensibilização dos sensores já era conhecido previamente e igual a 130

segundos. F oram determinados tempos parciais de dessensibilização a serem estudados e então obtidas imagens de 1 O diferentes segmentos de mandíbulas humanas maceradas, com dose de radiação fixa igual a 840 J..LGy. De cada um

destes, obteve-se dez imagens diferentes, correspondentes aos tempos de dessensibilização a serem estudados, sumarizando no total 100 imagens. Estas

foram montadas em pares, onde uma era sempre aquela obtida com o sensor totalmente dessensibilizado e a outra com tempo de dessensibilização a ser estudado. Estes pares, no total de 100, foram analisados por cinco radiologistas, que foram orientados em escolher, de cada par, apenas uma imagem como a de melhor qualidade. Após a análise estatística dos dados, concluiu-se que a dessensibilização parcial de sensores DenOptix, abaixo do tempo preconizado, não evidenciou a presença de ruído nas mesmas. Nestes grupos, não houve diferenças estatisticamente significantes entre as escolhas

de imagens de sensores totais e parcialmente dessensibilizadas. Apenas nos grupos em que a imagem era obtida em sensor não dessensibilizado (zero segundo) houve alterações na qualidade das imagens detectadas pelos avaliadores.

ABSTRACT

The aim o f the present work was to evaluate the Denüptix System images quality, when obtained in partially erased imaging plates. For this goal, was used to erase the imaging plate a lightbox, with erasing time of

130 seconds. Partially erasing times were chosen to be evaluated and then images from 1 O diferents human jaw pieces were used, with a radiation dose of 840~-LGy. In each one of the pieces were taken 10 different kinds of images regarding o f the erasing times to be evaluated, I 00 images were taken, in total. These images were assembled in pairs, where one was that gotten in an imaging plate totally erased (130 seconds) and the other one was that gotten in a different erasing time. Five dental radiologists, who were said to choose just one image, in each pair, as the best one, analyzed these pairs, in total 100. After statistics studies, the study concluded that images obtained from partially erasing plates, didn't evidence noise. In these groups, there was no significant statistic difference between the choice of total and partially erased images plates as the responsible to show the best image. Just on the groups where the images were obtained from non erased imaging plates (zero seconds) there were quality image changes.

1) INTRODUÇÃO

Um dos métodos ma1s utilizados como exame auxiliar na elaboração de diagnóstico em odontologia é a radiografia (BRETTLE, et al., 1996). Nesta, durante quase um século, o filme radiográfico convencional foi

usado como único meio de receptor das imagens. Estudos realizados por diversos autores (WENZEL, 1991; WORKMAN & BRETTLE, 1997; HUDA

et al., 1997) a respeito de novas modalidades de receptores, que combinassem uma maior facilidade na obtenção das imagens, melhor qualidade destas e principalmente necessitassem de menores doses de radiação para a produção das mesmas, foram realizados nas últimas duas décadas. Em 1970, foi

desenvolvido um detector de imagem para vídeo, que posteriormente fora preconizado para obtenção de imagens radiográficas.

A radiografia digital direta na odontologia surgiu como fruto da associação entre os novos receptores de imagem e sistemas digitais. Imediatamente após o lançamento do primeiro sistema digital odontológico de aquisição de imagens, o RadioVisioGraphy (RVG) em 1987 (Trophy

Radiologie, Vincennes, França), sua aprovação pela FDA e o inicio de sua comercialização nos EUA (V ALE

et al.,

utilizam da tecnologia do sistema de armazenamento de fósforo (PSPL

-photostimulable phosphor luminescence). Nestes, os sensores são constituídos por uma lâmina plástica flexível, sobre a qual há uma fina camada de cristais de fósforo aderida. Estes cristais, ao serem atingidos pelos raios X, armazenam a energia oriunda destes, liberando esta quando excitados em

scanners específicos de cada sistema. Esta energia, liberada como energia luminosa, é então interpretada adequadamente e responsável pela formação da imagem na tela do monitor do computador. Baseados neste princípio, encontra-se no mercado diversos sistemas, dentre eles, cita-se o Sistema Digora (Soredex, Helsink, Finlândia), lançado em 1994 e o Sistema Denüptix (Gendex, Milão, Itália) lançado em 1997. Este último pode levar a uma redução de até 90% na dose de radiação à qual o paciente é exposto, quando comparado a filmes tipo D (Denüptix User Manual, Gendex, Milão, Itália, 1997).

No sistema Denüptix, os sensores, após serem expostos a radiação e levados ao scanner para que possam ser lidos e assim gerarem as imagens, conforme explicado anteriormente, deverão ser expostos a energia luminosa

durante certo período de tempo, a fim de que os sinais presentes sejam

imagens. Este processo é denominado de dessensibilização. MENIG (1999) cita em seu trabalho que o tempo de dessensibilizacao dos sensores do sistema

Denüptix deve ser de dois minutos, a fim de que toda a imagem residual seja removida.

Uma vez que este processo é um dos limitantes do uso do sistema Denoptix, pois requer um tempo de espera, alguns estudos com a finalidade de definir tempos alternativos para a dessensibilização de seus sensores têm sido realizados, levando-se em conta a intensidade da fonte luminosa utilizada no processo e a dose de radiação empregada na sensibilização dos mesmos (PAGANINI, 2001; ALBUQUERQUE, 2001). Entretanto, não foi ainda avaliada a qualidade da imagem obtida com sensores parcialmente dessensibilizados .

. O Sistema Denüptix, possui um processo de aquisição de imagens ágil, possibilitando a leitura de até 29 sensores simultaneamente, bem como a exibição destas imagens no monitor do computador. Porém, possui como fator limitante, o tempo necessário para dessensibilização de seus sensores.

Uma vez que a redução deste tempo seria de extremo valor na rotina da clínica radiológica, o presente trabalho teve como objetivo avaliar se sensores do sistema Denüptix, que foram dessensibilizados em tempos

menores que os preconizados para sua total dessensibilização fornecem imagens com qualidades aceitáveis clinicamente. Desta maneira, poderia ser reduzido o tempo de espera na dessensibilização dos mesmos e, por conseguinte, no processo global de aquisição de Imagens o que tomaria o sistema mais viável para uso na clínica.

2) REVISÃO DA LITERATURA

2.1) Sistemas digitais

A preocupação em se diminuir a dose de radiação a que o paciente é

submetido, durante a realização dos exames radiográficos, tem sido objetivo de vários estudos. Essa diminuição, entretanto deve ser sempre conjugada com a manutenção da qualidade das imagens radiográficas a fim de que estas possam ser usadas como meio auxiliar no diagnóstico. De acordo com a literatura, as radiografias digitais são capazes de reduzi-la de 4 a 1 O vezes ao serem comparadas com os filmes do grupo D-speed (V ANDRE & WEBBER, 1995).

V ALE et al. (1995) descrevem a evolução dos sistemas digitais. Os autores citam que no final dos anos 80, sistemas que utilizam o princípio de CCD (Charge Coupled Device) foram desenvolvidos e que no ano de 1987, foi introduzido no mercado odontológico o primeiro sistema de radiografia digital direta intrabucal, denominado de Radio VisioGraphy (Trophy Radiologie, Vincennes, França), iniciando a era da radiografia digital

odontológica direta. Estes autores ainda salientam que em 1989, este sistema

comercialização nos Estados Unidos, sendo que nesta época já se encontrava amplamente utilizado na Europa.

WENZEL et al. (1995) descrevem que além do sistema Radio VisioGraphy, outros sistemas que utilizam o princípio dos CCD foram lançados no mercado como o sistema Sens-A-Ray (Regam Medicai System, Sundsvall, Suécia), o sistema FlashDent (Villa Sistemi Medicali, Buccianasco, Itália) e o sistema VisualixNisa (Gendex Dental System, Milão, Itália). Nestes o sensor está diretamente acoplado a um computador através de um fio. A radiação que incide sobre estes sensores é convertida em sinais elétricos, que são digitalizados e transferidos ao computador onde há a formação da imagem no monitor. Uma das características dos sistemas CCD é que a aquisição e transferência das imagens são feitas quase que instantaneamente.

Além dos sistemas baseados em CCD, foram desenvolvidos sistemas de radiografia digitais que se fundamentam em outro principio: placas de armazenamento de fósforo, o qual fora descrito por KASHIMA (1995). De acordo com este autor, quando a radiação incide na placa de fósforo, a energia é temporariamente armazenada nos cristais existentes no sensor. No momento da leitura, um scanner de raio-laser (composto por Hélio e Neônio) emite uma luz que incide no sensor e a energia armazenada é então

emitida como uma luz azul fluorescente. Os sinais ópticos fluorescentes resultantes são convertidos em sinais elétricos e uma pequena parte da energia ainda permanecerá no sensor após a imagem latente ser convertida em luz. Esta energia residual pode ser facilmente eliminada pela exposição do sensor à luz ( dessensibilização) e este pode então, ser reutilizado.

Ainda sobre o mecanismo de funcionamento dos sistemas de placas de armazenamento de fósforo, WENZEL et a!. (1995) descrevem as placas destes sistemas como sendo compostas por partículas de fósforo embebidas em um polímero que cobre uma base plástica. De acordo com os autores, ao serem estimuladas através da exposição aos raios X, estas partículas são utilizadas para gerar uma imagem latente, que é recuperada posteriormente pelo processo de estimulação com radiação infravermelha. Utilizando-se deste princípios, fora lançado no mercado o Sistema Digora (Soredex Finndent, Orion Corporation Ltda, Helsink:, Finland). O qual teve seus componentes principais descritos pelos mesmos autores: a placa de imagem e um dispositivo para leitura das imagens, que está acoplado a um computador. No dispositivo de leitura, um feixe de laser é defletido através da placa, previamente sensibilizada pelos raios X e estimula esta a emitir luz. Esta luz emitida é responsável pela formação do sinal analógico, que é transmitido e

digitalizado em intervalos apropriados de modo a sensibilizar um número adequado de pixels (picture elements) que formarão a imagem. Neste sistema, o próprio feixe luminoso remove a imagem latente da placa deixando-a pronta para ser reutilizada. Estes autores ainda enfatizam que a vida útil dos sensores depende mais da sua degradação mecânica que do número de exposições a que é submetido.

Em relação a redução da dose de exposição, NIELSEN et al. (1996) afirmam que as radiografias digitais são capazes de reduzi-la em 10% quando comparadas a filmes E-speed Plus.

VERSTEEG et al. (1997) descreveram algumas das desvantagens do uso de filmes radiográficos convencionais, dentre as quais o tempo necessário para processamento, o qual interrompe o tratamento, a variabilidade da qualidade das imagens, a necessidade de um espaço fisico maior no consultório ou clínica para o armazenamento dos filmes e a impossibilidade de manipulação das imagens, justificando assim a tentativa de vários pesquisadores em introduzir novos sistemas alternativos, dentre eles os sistemas radiográficos digitais.

Em relação a radiovisiografia, SEWEEL et al. (1997) a descreve como sendo composta por três partes: "radio", "visio" e "grafia". A parte

"radio" é composta por um cabeçote de raios X convencional conectado a um microprocessador de tempo altamente preciso, o que permite uma redução substancial no tempo de exposição às radiações, e por um sensor anatomicamente adaptado, com 7 x 26 mm2 de área e que consiste de uma tela de cintilação, um cabo de fibra óptica e uma miniatura de carga acoplada a um sistema de imagem. A porção "visio" armazena os sinais durante a exposição e os converte, ponto por ponto, em 256 tonalidades de cinza. Desde que a imagem tenha sido armazenada ponto por ponto, realce no contraste, magnificação e conversão negativo-positivo são possíveis. A parte "grafia" consiste em uma unidade de armazenamento digital, que pode ser interligada a um monitor de vídeo, uma impressora ou mesmo pode ser fotografada na tela.

Em 1997, foi lançado no mercado o Sistema DenOptix pela Dentsply (Gendex), o qual, assim como o Sistema Digora descrito anteriormente, também possui placas fóton-detectoras compostas por cristais de fósforo diminutos aderidos a uma fina lâmina plástica flexível. Estes cristais têm a habilidade de capturar a energia dos raios X e armazená-la como uma imagem latente, agindo como uma "armadilha de energia". A quantidade de energia armazenada é diretamente proporcional à quantidade de radiação X a qual os cristais são expostos. Em outra etapa do processo de aquisição da

imagem, o scanner DenOptix excita os cristais de fósforo a um estado instável, expondo-os ao laser vermelho. Estes liberam luz azul e retornam aos seus estados iniciais estáveis. O scanner interpreta esta luz azul e, através de software produz a imagem. Este processo, diferentemente do sistema Digora, não dessensibiliza completamente a placa de imagens, ou seja, alguns cristais ainda permanecem como "armadilhas de elétrons". Estas informações poderão ser removidas expondo a placa à energia luminosa por um tempo determinado. Manuseadas adequadamente, as placas poderão ser continuamente reutilizadas para obter novas imagens (DenOptix User Manual, 1997).

De acordo com MENIG (1999), o scanner pertencente ao sistema Denoptix para as placas de imagens é mais acessível economicamente do que aqueles que vinham sendo usados na medicina para leitura de imagens digitais, os quais eram mais dispendiosos financeiramente e tornavam o uso desta tecnologia limitada na odontologia. Além disso, o autor cita que a este fator alia-se a capacidade do sistema DenOptix em produzir imagens de alta qualidade, o que representa o ponto--chave deste.

BORG & ATTAELMANAN (2000) descrevem em seu trabalho os mecanismos de funcionamento dos princípios de aquisição de imagens através de placas de armazenamento de fósforo (PSPL- photostimulable phorphor

luminescence ). Os autores descrevem que estas placas consistem em bases de poliéster onde repousam redes cristalinas compostas por Európio ativado por compostos fluorhalogenados de bário. Quando uma placa de imagens é irradiada, a energia dos raios X absorvida é temporariamente armazenada dentro dos cristais de fósforo. Para que estas informações sejam interpretadas, um laser bem co limado de hélio e neon varre a superfície da placa de imagens; a energia armazenada é então liberada como luz azul fluorescente. Esta luz é detectada por um fotomultímetro e convertida em sinais elétricos, os quais são digitalizados e responsáveis pela formação das imagens.

Em 2001, ALBUQUERQUE destaca em seu trabalho, que placas de imagens têm sido utilizadas como detectores de raios X por muitos anos, sendo que em 1947 foi proposta a utilização de placas de fósforo, que eram estimuladas quando expostas aos raios X. Segundo este autor, estas seriam capazes de gerar uma imagem latente durante a exposição, a qual seria posteriormente recuperada pelo processo de estimulação com radiação infravermelha. No mesmo ano, este autor cita alguns dos sistemas digitais lançados no mercado que se baseiam no princípio de placas de armazenamento de fósforo, dentre eles o Sistema Digora (Soredex Finndent, Orion

- - - · - - - · - - - - ______________ "

_____ _

Corporation Ltda Helsink, Finland) e o Sistema DenOptix (Gendex Dental Systems, Milan, Italy ).

2.2) O Sistema DenOptix e a Dessensibilização das placas

Lançado em 1997 pela Dentsply (Gendex, Milão, Itália), o sistema de aquisição de imagens digitais DenOptix produz imagens radiográficas de alta qualidade, com doses de radiação consideravelmente menores, quando comparadas às necessárias para sensibilização de filmes radiográficos intra-orais convencionais em condições similares, cita-se que há redução de até 90%, quando este sistema é comparado a filmes D (DenOptix User Manual, 1997). O manual do sistema cita ainda que esta característica se deve ao fato de que os sensores deste sistema são muito mais eficientes em capturar a energia dos raios X que os filmes, fato que se traduz então em um menor tempo de exposição necessário para a realização das radiografias. No manual é Descrito também que o sistema apresenta como vantagens a redução dos riscos causados por dejetos químicos oriundos das substâncias usadas no processamento radiográfico dos filmes, uma vez que na aquisição das imagens digitais esta etapa é eliminada.

Outra vantagem do sistema Denüptix (Denüptix User Manual,

intra-orais simultaneamente, agilizando o processo de exibição das imagens. Porém possui como fator limitante o tempo necessário para remoção dos sinais remanescentes dos mesmos, após serem devidamente interpretados no scanner, para que possam ser reutilizados. Em seu manual, não considerando a dose de radiação empregada nestes, são fornecidas algumas informações sobre o tempo para este processo, que é denominado de dessensibilização. Para tal, o sensor deverá ser exposto sob luz, como por exemplo, de um negatoscópio. Segundo o fabricante, a fim de dessensibilizar o sensor por completo, 99,5% das informações das imagens deverão ser removidas. O processo de scaneamento, conforme explicado anteriormente, somente remove parte dessas informações. A fim de dessensibilizar completamente as placas, o manual recomenda medir, através de um fotômetro, a intensidade do negatoscópio a ser usado no processo. Esta mensuração deverá ser realizada exatamente no local em que as placas serão colocadas, uma vez que a intensidade da luz muda dramaticamente a medida que se afasta da fonte de luz, dentro da área ativa do aparelho. Além disso, informa que caso os sensores sejam expostos à

luz além dos tempos recomendados, não haverá dano aos mesmos. O manual do fabricante (DenOptix User Manual, 1997) sugere um guia de tempos de dessensibilização de acordo com a natureza e intensidade da luz usada no

-processo, porém não leva em conta a dose de radiação usada na sensibilização das placas. De acordo com este, usando-se luz fluorescente de 1000 lux de intensidade, o tempo necessário é de um minuto, já sob luz de 2000 lux ou mais, necessita-se de trinta segundos para obter total dessensibilização das placas. Em relação à luz solar, sugere que o tempo de dessensibilização seja

inferior a dez segundos, mas não recomenda que esta seja usada para esta finalidade, devido a sua ampla variação.

MENIG (1999), entre as diversas colocações em seu trabalho sobre o sistema Denoptix, discursa a respeito das vantagens desse sistema sobre os filmes radiográficos convencionais. Segundo o autor, o sistema Denüptix apresenta uma maior escala dinâmica linear de dados. Esta escala é pequena nos filmes, os quais são composto por cristais de prata, desta forma, fatores como o tempo de exposição e a técnica usada no processamento dos mesmos devem ser cuidadosamente controlados, a fim de se obter uma radiografia válida como meio auxiliar no diagnóstico, sendo que qualquer erro nestas etapas resultaria em uma perda na qualidade da imagem obtida. Já no sistema Denüptix, a ampla escala dinâmica linear inerente do sistema permite ao observador selecionar aquela que resulte em informações mais úteis para o diagnóstico. Neste, a escala pode ser ajustada tanto automática quanto

manualmente de acordo com os objetivos pelos quais está sendo realizada a aquisição da imagem, o que diminui a possibilidade de super ou sub exposição desta. Por exemplo, pode-se ajustar esta escala para melhor visualização de tecidos moles ou estruturas mais densas como ATM em caso de radiografias extra-orais. Isto permite que estruturas que não seriam normalmente visualizadas, sejam então vistas. Além desta vantagem, o autor cita outras ferramentas disponíveis no sistema que permitem a manipulação das imagens, como ampliação das mesmas, realização de medidas angulares e lineares nas mesmas, incremento de textos e desenhos na tela a fim de se auxiliar no esclarecimento ao paciente. Este mesmo autor descreve em seu estudo o procedimento de dessensibilização das placas de fósforo, sugerindo que as mesmas sejam colocadas sob a luz de negatoscópio por 2 minutos, para que a imagem residual seja removida. O autor não considera, entretanto, a intensidade da fonte de luz e a dose de radiação empregada na sensibilização destas placas.

HILDEBOL T et al., (2000), em um estudo sobre o mecanismo de

funcionamento do sistema de aquisição de imagens dentárias baseado em placas de annazenamento de fósforo, afirmam que antes da reutilização destas, faz-se necessário estimular a recombinação de cargas ainda remanescentes

---~---nestas, após a última leitura que foram submetidas. Denominam este processo como dessensibilização e recomendam que seja realizado através da exposição destas placas ao brilho intenso de uma luz halogênea ou mesmo a luz de um negatoscópio.

PAGANINI (2001) realizou estudo com a finalidade de estabelecer tempos alternativos àqueles fornecidos pelo fabricante para a total dessensibilização dos sensores do sistema Denüptix. Nesse estudo, a autora levou em consideração duas variáveis: a intensidade luminosa do negatoscópio usado no processo e a dose de radiação empregada nos sensores; esta última não considerada pelo fabricante, conforme descrito posteriormente. A autora utilizou-se de quatro negatoscópios de intensidades luminosas diferentes, sendo dois de luz fluorescente comum e dois do sistema "backlight". As intensidades luminosas dos negatoscópios variavam de 1700 a 2700 lux. Fora demonstrado, que mesmo depois de decorridos os tempos recomendados pelo manual para cada valor de intensidade luminosa, havia, apesar de mínima, uma quantidade de imagem latente nas placas, ou seja, estas não se apresentavam completamente dessensibilizadas. Concluiu-se, que no processo de dessensibilização das placas Denüptix, deve-se considerar, além da intensidade luminosa do negatoscópio, a dose de radiação empregada para

sensibilizá-las, desta forma, pode-se então calcular o tempo real, requerido para esta fmalidade.

ALBUQUERQUE et al. (200 1) realizaram a exposição de placas de fósforo do sistema DenOptix a um campo de radiação uniforme de 280 f.!Gy, 560 f.!Üy, 700 f.!Üy, 840f.lGy, 980 f.lÜY e 1120 f.lÜY utilizando uma unidade GE 1000 (General Electric Company, Milwaukee, US), operando em 60 kVp, 1 O mA. Depois de expostas aos raios X, as placas foram posicionadas em quatro negatoscópios de potências luminosas de 1700, 2200, 2400 e 2700 lux. O tempo de dessensibilização foi definido como o menor tempo de que a placa, exposta aos raios X, deve ser posicionada, em determinado negatoscópio, tal que o sistema DenOptix não seja mais capaz de processar a placa, considerando-a apagada. Observou-se que seria possível reduzir o tempo de dessensibilização para 88 segundos no negatoscópio de 2700 lux, uma redução de 33.17%. Adicionalmente, fora analisado o processo de redução de intensidade do sinal nas placas em tempos inferiores ao de dessensibilização e concluiu-se que este era determinado por uma distribuição de Poisson. Com base nestes dados, foram propostos tempos de dessensibilização parciais, onde se admitia a presença de ruído residual clinícamente aceitável.

2.3) Qualidade das imagens dos sistemas digitais

Em 1986, KUNDEL descreve três fatores como sendo relevantes na

qualidade das imagens: a) a fidelidade da imagem; b) a capacidade de

informação da imagem; e c) a atratividade da imagem. O primeiro destes

fatores pode ser analisado quantitativamente através de parâmetros fisicos e

diz respeito a precisão com que as estruturas são reproduzidas na imagem. A

capacidade de informações contidas na imagem pode ser verificada através

das informações fornecidas pela mesma que se relacionam com a precisão do

diagnóstico. Finalmente o terceiro e último fator, aplica-se ao valor estético da

imagem, possuindo grande dificuldade de ser analisado apesar de possuir

enorme valor, uma vez que o profissional parece ter maior aceitabilidade da

imagem devido a seu valor estético, ao invés de sua fidelidade e capacidade de

informação.

WENZEL (1991), estudando a influência da tecnologia de

informatização sobre a qualidade das imagens radiográficas intrabucais,

ressalta que todas as informações obtidas de uma radiografia dependem da

qualidade da imagem e da habilidade do observador. A qualidade da imagem,

por sua vez está aliada a dois parâmetros que são a nitidez e o ruído. A nitidez

magnitude de densidades ópticas diferentes entre estruturas de interesse e seu

meio. Borramento refere-se a um espalhamento lateral das imagens, além de

seus limites geométricos. O ruído refere-se a todos os fatores que alteram o

sinal numa radiografia, podendo ter diversas causas. Quando se refere à

manipulação digital da imagem, relata que todos os parâmetros que definem a

qualidade da imagem, como contraste, nitidez e ruído, podem ser alterados

digitalmente. A capacidade de um ajuste digital da densidade e do contraste da

imagem pode resultar em uma melhor qualidade de imagem, diminuindo o

número de exames e repetições, resguardando o paciente em relação à dose,

pois radiografias com baixa densidade podem ser manipuladas tendo um

ganho suficiente de contraste. Além disso, uma radiografia numa determinada

densidade pode ter seu brilho e seu contraste ajustados de acordo com a

conveniência da tarefa específica de diagnóstico.

Em 1992, HART & SMITII afirmam que a qualidade das imagens é

um conceito genérico, que se aplica a todas as modalidades de aquisição e

reprodução da imagem. Enfatizam a importância em se manter uma maior

fidelidade entre o objeto observado e a imagem, de forma a proporcionar a

capacidade de detecção e descrição de possíveis anomalias presentes as mais

avaliada como um processo formado por duas etapas, que são a detecção e o

processamento/exibição dos dados. Em relação à segunda etapa, pode-se citar

os monitores de exibição das imagens e copias impressas das imagens. Os

monitores de raios catódicos (CRT Catodic Ray Tube) apresentam um nível

de luminância inferior aos negatoscópios, distorção visual e potencial alto para

fadiga visual, além de resoluções espacial inferiores às fornecidas

intrinsecamente pelas técnicas de PSPL. O impacto clínico dessas limitações

não está bem esclarecido e requer maiores estudos.

SEWEEL et al. (1997) afirmam que a qualidade da radiografia e a

habilidade do observador levam a informação diagnóstica. Os autores ainda

descrevem que diversos fatores determinam a qualidade de uma radiografia,

dentre os quais os aparelhos de raios X, com kVp, filtro, mA, filtros e

colimadores adequados, os filmes, o processamento radiográfico e a técnica de

tomada, levando-se em consideração os princípios geométricos de formação

da imagem. Segundo estes autores, com o advento das imagens radiográficas

digitalizadas, muitos desses fatores tomam-se obsoletos.

De acordo com VERSTEEG et al. (1997), qualquer imagem usada

para fms de diagnóstico requer ótima qualidade. Em radiologia, a qualidade

descrita em termos de propriedades fisicas como contraste, brilho e resolução. O contraste e o brilho diferem para diferentes tipos de filmes, processados sob condições consideradas ótimas. O processamento químico impróprio ocorre na prática e pode alterar estas propriedades. A vantagem das imagens digitais sobre filmes convencionais é que o contraste e o brilho podem ser alterados mesmo depois da aquisição da imagem. Assim, nos casos de uma subexposição, a densidade da imagem digital poderá ser aumentada a um escurecimento adequado, mas a imagem tratada desta maneira terá um acréscimo em seu ruído. Ao contrário, uma imagem superexposta poderá ter sua densidade diminuída, melhorando a qualidade da mesma.

CERDERBERG et al. (1999) em seu trabalho onde comparam o

desempenho de quatro tipos de monitores na análise de lesões de esmalte disserta a respeito da qualidade das imagens obtidas através de sistemas digitais. Segundo os autores, a qualidade de uma imagem é função de parâmetros fisicos do sistema tais como o sensor de imagens, o programa de computador, iluminação externa, reflexão da tela do monitor e limitações intrínsecas do olho humano. Através da análise de lesões de diferentes profundidades produzidas em esmalte através de brocas de dois calibres (Yz e

-\4), concluíram que o tipo de monitor não altera o desempenho dos

observadores em detectar estas lesões.

BORG et a!. (2000) compararam, através de análise subjetiva, a

qualidade das imagens radiográficas intra-orais digitais de seis sistemas diferentes. Estes foram: Visualix-1 e 2 (Gendex Dental Systems, Milão, Itália), Computed Dental Radiography (CDR) e CDR de sensores de pixels ativos (Schick Tecnologies Inc., Long Island City, NY, USA) e dois sistemas de armazenamento de fósforo Digora e DenOptix. Concluiu que os sistemas baseados em placas de armazenamento de fósforo são os que possuem imagens de melhor qualidade clínica dentro de uma ampla variação de doses de radiação.

Em 2000, HAITER et a!. realizaram um trabalho com o objetivo de

avaliar a qualidade das imagens obtidas com o sistema digital de armazenamento de fósforo DenOptix (Dentsply/Gendex) em suas três resoluções: 150, 300 e 600 dpi, além da eficiência de algumas de suas ferramentas (manipulação do contraste e brilho, aplicação de 3D e negativo) em detectar limas endodônticas. Para tal objetivo, foram utilizadas limas

endodônticas de número oito as quais foram introduzidas nos condutos

avaliadores, que eram orientados a medir o comprimento das mesmas através da ferramenta disponível para tal no sistema DenOptíx. A análise dos resultados mostrou que as imagens de 150 dpí possuíam qualidade inferior àquelas obtidas com 300 e 600 dpí as quais, por sua vez, se apresentavam semelhantes neste ponto. Em relação ao o uso das diferentes ferramentas, não houve diferença estatísticamente significante, ficando, portanto o uso destas a critério do examinador. Os autores concluíram que o uso de 300 dpí deve ser eleito como preferível, uma vez que sua qualidade se equivale a 600 dpi, é superior a 150 dpí, ocupa um arquivo menor e tem um tempo de leitura inferior à primeira.

No mesmo ano, HAITER NETO et al. (2000) compararam a sensibilidade de dois sistemas digitais de armazenamento de fósforo, avaliando a qualidade da imagem, escala dinâmica e tempo gasto na aquisição da imagem. Os sistemas utilizados foram Dígora (Soredex, Finlândia) e DenOptix (Gendex, Itália). O sistema Dígora apresentou uma escala dinâmica maior, e no geral, uma qualidade de imagem melhor. Os autores concluíram que apesar destes sistemas apresentarem o mesmo princípio de fóton-detector,

possuem peculiaridades que os levam a apresentar comportamentos diferentes

KITAGAWA et al. (2000) compararam o desempenho de três

sistemas digitais de aquisição de imagens baseados em placas de

armazenamento de fósforo usando a análise subjetiva da qualidade das

imagens. O estudo comparou os sistemas DenOptix, Digora, e CD-Dent

(DigiDent Digital Imaging Technologies, Nesher, Israel). Para o sistema

DenOptix usou-se dois tipos diferentes de placa de imagem BAS300 e HR300

(Fuji Photo Film Co., Tók:io, Japão). Os objetos a serem radiografados

consistiam maxilas e tecidos moles adjacentes de um cadáver humano adulto.

Os examinadores, compostos por cinco dentistas, foram orientados a observar

sete parâmetros: cáries proximais, tecidos gengivais, osso cortical, espaço do

canal radicular, ápice radicular, espaço do ligamento periodontal e definição

do instrumento endodôntico. As imagens foram dispostas em pares, os quais

eram examinados e comparados. Como resultados, os autores observaram que

as imagens obtidas através da combinação de Sistema DenOptix e placas

BAS300 tiveram a melhor qualidade geral, enquanto as obtidas através do

sistema Digora foram as que proporcionaram uma melhor habilidade em

demonstrar os tecidos moles gengivais. Nesse estudo, os autores ainda

afmnam que a habilidade em se visualizar o detalhamento de estruturas de

com o contraste e resolução espacial definem o limite da percepção das

imagens e de seus detalhes.

OLIVEIRA (2001) realizou uma análise subjetiva e objetiva da

qualidade das imagens dos sistemas digitais intrabucais Digora, DenOptix,

CDR e Sens-A-Ray. Concluiu que os sistemas de armazenamento de fósforo

se apresentaram com um melhor desempenho. O sistema Digora apresentou-se

como o sistema de melhor performance fisica e o sistema Sens-A-Ray como o

de mais baixo desempenho.

A seguir, serão feitas considerações sobre os dois fatores

mencionados por KITAGA W A et al. em 2000, o ruído e a resolução espacial

das imagens digitais, que conforme descrito, estão intimamente relacionados a

qualidade das mesmas.

2.4) Qualidade das imagens & ruído

De acordo com BARRET & SWINDEL (1981), ruído pode ser

definido como uma incerteza em qualquer modalidade fisica que se traduz em

erros. Estes podem ser sistemáticos ou aleatórios, sendo que os primeiros

obedecem a um padrão, sendo tratáveis pelo fabricante e pelo operador,

podendo ser então modelados. Já os ruídos aleatórios

obedecem a

levam a formação de ruído sistemáticos, dentre eles a distorção geométrica e detectores descalibrados. Já os aleatórios, dentre os quais o ruído quântico apresenta-se como primordial, são mais difíceis de serem tratados.

Relacionando ruído a qualidade de imagem, WORKMAN &

BRETTLE (1997) definem este como qualquer flutuação indesejável ao nível do sinal da imagem. Este é responsável na imagem por uma aparência mosqueada, pois áreas uniformes passam a ter aparência de regiões com variações na intensidade do sinal. Este pode degradar a imagem, pois as flutuações por ele causadas podem mascarar uma real flutuação do sinal causada por uma real alteração do objeto considerado.

VERSTEEG et al. (1997) em seu trabalho onde descrevem a eficácia da radiografia digital intra-oral na clínica odontológica afirmam que para um diagnóstico mais apurado em radiologia digital, o sinal deverá exceder o ruído inerente do sistema radiográfíco. Este ruído é parcialmente resultado da natureza dos fótons que compõem o feixe de radiação que sensibilizou os sensores. Os autores descrevem que uma diferença primordial entre imagem de radiografias em filmes e em sensores sendo que estes últimos apresentam alta sensibilidade. A dose requerida pelos sistemas digitais é muito menor que aquela para filmes convencionais. Nestas condições, um dos mais

importantes parâmetros sena a relação sinal/ruído. Esta última é definida como a razão entre as variáveis de saída (corrente, voltagem, carga) que estão sem dúvida relacionadas a informação de diagnóstico (sinal) e fração de variáveis de saída não estão relacionadas a informação de diagnóstico (ruído).

Em 2000, BORG et a!. desenvolveram um trabalho comparando os sistemas de sensor de placa de fósforo Digora e DenOptix com relação aos seus desempenhos fisicos. Os resultados demonstraram que o sistema DenOptix tem uma maior sensibilidade, um alto contraste comparado com o sistema Digora, entretanto, o DenOptix tem um ruído maior que o Digora em baixas exposições. O sinal pode ser contaminado por vários tipos de ruído, dentre eles a falta de uniformidade da placa de fósforo e o ruído vindo das estruturas anatômicas de segundo plano da imagem.

JANHOM et al. (2000), através de cinqüenta e nove radiografias interproximais obtida pelo do sistema Digora e filmes Ektaspeed Plus, avaliaram a interação entre ruído e grau de compressão de arquivo de imagens. No estudo, foi dada ênfase a detecção de cáries. Depois de obtidas as imagens, três níveis diferentes de ruído Gaussiano eram adicionados às imagens originais (não comprimidas) e estas eram então comprimidas para JPEG 53. Sete observadores avaliaram a presença e profundidade de cárie nas

superficies proximais através de uma escala de cinco pontos: definitivamente

ausente, provavelmente ausente, incerto, provavelmente presente e

definitivamente presente. Anteriormente fora também realizado um estudo

sobre a compressão JPEG 27 e seus efeitos. Como resultados, concluíram que

tanto JPEG 27 quanto JPEG 53 apresentam imagens em condições

equivalentes, sendo que ambas podem reduzir alguns efeitos adversos do ruído

da imagem, pois removem freqüências espaciais altas. A compressão JPEG

53 pode, entretanto comprometer a habilidade dos observadores em

detectarem lesões de esmalte.

Em 2001, PAGANINI realizou um estudo avaliando o acréscimo do

ruído em imagens obtidas através de sensores dos sistemas Digora e Denüptix

quando estes eram processados em ambiente com luz acesa. A autora concluiu

que o sistema Digora não sofreu influência do ruído quando seu sensor fora

processado em diferentes intensidades de luz ambiente; já o sistema DenOptix

apresentou um acréscimo no ruído da imagem quando seus sensores foram

processados em ambiente com luz acesa. Ainda em seu estudo, a autora

concluiu que o sistema DenOptix apresentou-se com maior intensidade de

2.4) Resolução espacial das imagens.

Segundo HART & SMITH (1992), o ruído presente em uma

Imagem pode ser avaliado, levando-se em conta a resolução espacial da mesma.

De acordo com HUDA & SLONE (1994) resolução espacial pode ser definida como a habilidade de um sistema de imagens em interpretar duas estruturas adjacentes de alto contraste como entidades distintas. Esta resolução pode ser avaliada através da observação direta do perfil de um phantom de barras. Este se constitui de um material radiopaco, onde são montadas seqüências de pares de linhas com freqüências entre 5pllmm e 20pl/mm. Define-se par de linhas como uma estrutura formada pela inclusão adjacente de um espaço opaco e uma linha radiotransparente. O comprimento do par de linhas (período espacial ou ciclo) é definido como sendo a distância entre duas regiões radiopacas adjacentes em uma composição de pares de linhas igualmente dimensionadas. A observação direta da imagem do phanton de barras é usada como estimativa da resolução espacial de uma imagem. Segundo estes autores, o olho humano pode distinguir no máximo 30 pl/mm e no mínimo 5 pl/mm a uma distância de 25 em.

Considera-se como passível de ser distinguido, o par de linhas tal que se perceba alguma variação em seu perfil de cinza (BRETTLE, et al. 1996).

De acordo com o seu manual (DenOptix User Manual, 1997), o sistema DenOptix possui uma resolução de 4pllmm em 150 dpi, 6 pl/mm em 300 dpi e 9 pl/mm em 600 dpi.

VERSTEEG et al. (1997), em seu estudo onde enfatizam as diferenças entre as imagens radiográficas convencionais e digitais e discutem as possibilidades adicionais oferecidas pelas imagens digitais, dissertam sobre resolução das imagens. Afirmando que para o clínico o menor objeto detectável é função da resolução, densidade, contraste, angulação e forma do objeto. Os autores definem resolução da imagem como sendo a capacidade de se distinguir entre pequenos objetos que estão muito próximos uns dos outros. Afirmam ainda que uma imagem digital consiste em pixels (picture elements)

e que em radiologia digital, o número de cinzas (resolução de contraste) e tamanho do pixel (resolução espacial) determinam a resolução total da imagem. Cada pixel é representado por um número correspondente na escala de cinza. Em outras palavras, cada número corresponde a uma pequena área da imagem e este é responsável pelo grau de escurecimento ou brilho da

região. O número de níveis de cinza (escala dinâmica) normalmente usado é 256, o que implica que cada pixel é codificado no computador por um byte, que corresponde a 8 bit (28 = 256). O cinza mais escuro (preto) corresponde ao zero e o mais claro (branco) ao número 255. Outros formatos são possíveis, mas em radiografia digital odontológica a resolução de contraste mais usada é de 8 bit. Nesse trabalho, os autores definem resolução espacial em função de pares de linhas por milímetro visível (pVmm). Afirmando que os filmes radiográficos disponíveis têm resolução aproximada de 12 pVmm, incluindo filmes E, sendo que a maioria dos sistemas digitais tem escala de 7 a 1 O

pVmm.

ALBUQUERQUE (2001) cita que a respeito da qualidade de imagem, o artigo 54 do ICRU (International Comission on Radiation Units

and Measurements) recomenda a avaliação de três parâmetros fisicos como fundamentais para a especificação técnica de um sistema de imagens, dentre eles, a resolução espacial. Este autor, através de seu trabalho, desenvolveu um pacote computacional denominado LISIER (Sistema de Avaliação Automática de Parâmetros Físicos de Qualidade para Sistemas de Radiologia Digital Odontológica) que possui a capacidade de analisar as propriedades das imagens digitais obtidas em sistemas radiográficos digitais odontológicos,

dentre estas ruído e resolução espacial das imagens. Com o uso deste software,

concluiu que os sistemas radiográficos digitais baseados em sensores PSPL apresentam resoluções espaciais inferiores aos sistemas radiográficos com sensores baseados em CCD. Apesar disto, o sistema Digora apresenta uma melhor qualidade geral de imagem, seguido pelo sistema Denüptix em segundo lugar, dentre os sistemas digitais odontológicos.

3)

PROPOSIÇÃO

Este estudo teve como proposições:

• Avaliar subjetivamente a qualidade das imagens obtidas em sensores deste sistema que foram previamente sensibilizados por radiação X e parcialmente dessensibilizados antes da aquisição destas;

• Através desta análise, se possível, fornecer tempos de dessensibilização menores que o preconizado.

4) MATERIAIS E MÉTODOS

4.1) Sistema Radiográfico:

Neste trabalho foi utilizado um sistema radiográfico digital, baseado no princípio de armazenamento de placas de fósforo denominado de Sistema DenOptix. A seguir seguem as suas especificações.

Lançado em 1997, o SISTEMA DENOPTIX® (Gendex Dental Systems, Milan, Italy) tem como características do seu sensor número 2 (usado na pesquisa) o tamanho de 31 x 41 mm com área ativa da imagem de 30 x 40 mm, sua matriz (tamanho da imagem) com 485 x 367 pixels e o tamanho do pixel em 150 dpi: 170 x 170 J..t.m, em 300 dpi: 85 x 85 J..1.ID e em 600 dpi: 42 X 42 J..t.m.

Este sistema possui três resoluções conforme a dpi; com 150 dpi tem-se uma resolução de 04 pllmm, com 300 dpi de 06 pl/mm e com 600 dpi de 09 pl/mm (DenOptix User Manual, 1997). O arquivo de imagem obtido neste trabalho é de 25,7 MB.

Após exposição aos raios X, as leituras das placas ópticas foram realizadas no scanner inerente ao aparelho.

utilizou-se o tambor específico para leitura de sensores intra-orais. Este permite a leitura de até 29 sensores de uma só vez, aparecendo todas as imagens no monitor do computador. O sistema também possui invólucros plásticos que protegem a placa da contaminação pelo meio bucal, tendo estes em sua extremidade uma abertura e uma fita adesiva, para que após a colocação do sensor a borda seja vedada.

Depois de colocadas as placas no tambor, este é introduzido num compartimento do scanner onde ocorrerá o movimento giratório do tambor para a leitura das imagens (FIG. 1).

Todas as imagens foram arquivadas em formato TIFF (Tag Image File Format) sem compressão. Isto porque a compressão das imagens acima do nível 27 poderia deteriorar a imagem (JANHOM et al., 1999). Além disso, de acordo com VERSTEEG et al. (1997), uma redução no tamanho das imagens pode levar a perda de informações essenciais no diagnóstico e conseqüente perda de qualidade da imagem o que influenciaria nos resultados do estudo.

Mesmo sabendo-se que o monitor não influencia no desempenho do observador (CEDERBER et al., 1999), o monitor utilizado para a análise das imagens consistiu de um monitor S-VGA, tela plana, 17 polegadas,

configuração de tela de 1024 x 768 pixels de resolução e placa de vídeo de

dois MB, sendo todas as imagens interpretadas no mesmo.

FIGURA 1 -(A) Sistema Denoptix e seus componentes, no detalhe, scanner o aparelho; (B) Scanner do sistema , mostrando local da inserção do tambor; (C) Tambor de leitura para sensores intra-orais.

4.2) Peças maceradas:

Com a finalidade de se obter imagens simulando a realidade clínica do uso do Sistema Denüptix, foram usados dez segmentos diferentes de mandíbulas maceradas. Através destas imagens, pôde-se avaliar os possíveis danos que o sensor não totalmente dessensibilizado causou à qualidade das mesmas. Estes segmentos de mandíbulas humanas maceradas eram fixados em bases acrílicas através de resina acrílica incolor (FIG. 2 e 3 ), as quais se encaixavam em um suporte específico, que será posteriormente descrito. Os segmentos de mandíbulas maceradas receberam códigos de 01 a 10 (TAB. 1). A diversificação da regiões anatômicas visou ampliar a confiabilidade do estudo.

A simulação do tecido mole foi obtida através de um bloco de resma acrílica (que será descrito juntamente com o suporte), o qual se localizava entre a fonte de radiação e o segmento de mandíbula macerado, proporcionando assim a mesma absorção dos raios X e emissão de radiação secundária observada nos tecidos moles segundo NUMMIKOSKI et al. ( 1992 ). F oram escolhidas diferentes regiões de mandíbulas, contendo áreas edêntulas e detalhes anatômicos diversos de modo a oferecer aos examinadores uma maior variedade de parâmetros a serem analisados para

TABELA 1

Descrição das pecas maceradas utilizadas na pesquisa e sua classificação

CÓDIGO DA

PEÇA DESCRIÇÃO DA PEÇA MACERADA

MACERADA

Ml Porção anterior de mandíbula com os elementos 43, 41, 31,32 e 33.

M2 Porção posterior de mandíbula, lado esquerdo, com os elementos 47 e 48.

M3 Porção posterior de mandíbula, lado esquerdo com os elementos 35 e 36.

M4 M5 M6 M7 MS M9 MIO

Porção anterior de mandíbula com os elementos 43, 42, 41,31 e 33.

Porção anterior de mandíbula edêntula, contendo alvéolos dentários dos elementos 43, 42, 41, 31, 32 e 33.

Porção posterior de mandíbula edêntula lado direito.

Porção posterior de mandíbula, lado direito com o elemento 4 7.

Porção anterior de mandíbula com os elementos 43, 42, 41, 31,32 e 33.

Porção posterior de mandíbula, lado direito com os elementos 44, 45, 46 e 47.

Porção posterior de mandíbula, lado

FIGURA 2- Conjunto dos segmentos de mandíbulas maceradas utilizados na pesqmsa.

4.3) Fonte de Raios X e Dados da Exposição:

As radiografias foram realizadas com o aparelho GE 1000

(General E1ectric Company, Milwaukee, WI, USA), operando eom 60 kVp e

corrente de 10 mA. A distância foco-filme foi de 40 em, e o tempo de

exposição de 0.3 s (18 impulsos) (Fig 4). Dentro deste tempo de exposição

4.4) Avaliação da Dose de Entrada do Feixe de Raios

Através de dosímetro, foram feitas medições da dose para permitir uma avaliação mais objetiva entre o tempo de exposição versus dose, que pode variar entre os diferentes aparelhos de raios-X.

4.5) Tensão de pico aplicada ao tubo de raios X (kVp):

Para avaliação da tensão, foi utilizado um "kVp meter" (Unfors Inst.- 9002) colocado na região correspondente ao centro do feixe, próximo à extremidade do cilindro. Foram avaliadas a exatidão e reprodutibilidade das respostas.

4.6) Tempo de exposição:

Para avaliação do tempo de exposição, fora utilizado um "timer de RX" Victoreen 07-457, colocado no centro do campo de radiação, próximo à extremidade do cilindro localizador. Houve exatidão e reprodutibilidade no tempo testado.

4. 7) Ambiente de leitura:

O ambiente no qual os sensores devidamente sensibilizados eram removidos de seus invólucros plásticos e colocados no tambor de leitura, bem como dessensibilizados sob a luz do negatoscópio, consistiu-se de um

eram expostos a luz acesa (P AGANINI, 2001 ). Além disso, o manual do fabricante (Denüptix User Manual, 1997) recomenda que em um ambiente de luz fluorescente o tempo de manuseio das placas sensibilizadas deve ser

menor ou igual a 60 segundos para iluminação de 20 lux e no máximo 05 minutos para intensidade luminosa ambiente de 10 lux (TAB. 2).

TABELA2

Condições de iluminação ambiente para leitura dos sensores do Sistema Denüptix

TEMPO DE INTENSIDADE

NATUREZA DA LUZ

MANUSEIO DO MÁXIMA DA LUZ

AMBIENTE

SENSO R AMBIENTE

< OU=60" 20LUX

LUZ FLUORESCENTE

> 60"( MÁXIMO 5') lOLUX

LUZ <OU=2' 20LUX

INCANDESCENTE > 2' < lOLUX

4.8) Suporte para os sensores e segmentos de mandíbulas maceradas: Para a realização padronizada das radiografias dos segmentos de

um suporte de acrílico que simula a técnica periapical do paralelismo. Pode-se descrever este suporte como Pode-sendo uma baPode-se acrílica contendo acopladas a ela 04 partes (FIG. 5):

• Uma circunferência acrílica na qual o cilindro localizador do aparelho de raios X foi encaixado, responsável pela orientação do mesmo, de modo que o feixe de raios X incidisse paralelamente ao sensor:

• Um prisma retangular acrílico de 2,5 em de espessura, posicionado entre a fonte de raios X e os segmentos de mandíbulas maceradas, simulando assim o tecido mole (NUMMIKOSKI et al., 1992);

• Um conjunto de 10 placas (bases) acrílicas removíveis e intercambiáveis, sobre as quais eram fixadas, através de resina acrílica incolor, os segmentos de mandíbulas maceradas. Cada placa foi marcada com o código correspondente do segmento com a finalidade de se identificar cada um deles durante a obtenção das imagens.

• Um suporte onde se encaixava o sensor DenOptix, devidamente regulado para o tamanho do sensor utilizado.

FIGURA 5 - (A) Suporte com seus respectivos componentes: (a) cilindro localizador, (b) prisma acrílico, (c) placa acrílica com segmento de

4.9) Sensor DenOptix:

Para a pesquisa, utilizou-se um sensor GENDEX pertencente ao sistema, tipo 02, com número de série S2191567, tamanho de 31 x 41 mm e área ativa da imagem de 30 x 40 mm, para a obtenção de todas as imagens, a fim de se evitar possíveis variações que poderiam ocorrer entre um sensor e outro, o que poderia ser um fator que influenciaria na padronização das Imagens.

Juntamente com o sensor, utilizou-se um invólucro plástico apropriado cuja finalidade era proteger o sensor sensibilizado da luminosidade externa do ambiente, até o que o mesmo estivesse pronto para ser lido ou submetido a luz do negatoscópio para suas totais e parciais dessensibilizações (FIG 6).

4.10) Mensuração da intensidade da luz do negatoscópio utilizado:

Com o uso do mesmo aparelho que mediu a intensidade da luz

ambiente (PHOTOMETER 07-621, Nuclear Associate, NY, USA),

realizou-se as mensurações das intensidades de luz dos do negatorealizou-seópio utilizados

para a dessensibilização das placas do sistema Denüptix (FIG. 7). Tomou-se

o cuidado de ligar o aparelho 5 minutos antes das medições e fazê-las na

região central das superfícies acesas, pois fora determinada esta região para

a colocação das placas no processo de apagamento, visto que mudando-se de

posição num mesmo negatoscópio teria-se intensidades de luz diferentes.