José Guilherme de Mendonça Coutinho

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José Guilherme de Mendonça Coutinho

Licenciado em Ciências da Engenharia Biomédica

Débito de Dose e Qualidade da Imagem

em Fluoroscopia

Dissertação para obtenção do Grau de Mestre em Engenharia Biomédica

Orientador:

Nuno G. Teixeira, Prof. Coordenador, ESTeSL

Co-orientador:

Gilda R. Cunha, Prof. Coordenador, ESTeSL

Co-orientador:

Hugo R. Trindade, Mestre, MedicalConsult

Júri:

Presidente: Prof. Doutor Mário António Basto Forjaz Secca Arguente: Prof. Doutor Pedro Manuel Peixoto Teles Vogais: Prof. Doutor Nuno José Coelho Gomes Teixeira

Prof. Gilda Cristina van-Zeller Cabral Ribeiro da Cunha

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José Guilherme de Mendonça Coutinho

Licenciado em Ciências da Engenharia Biomédica

Departamento de Física

Débito de Dose e Qualidade da Imagem

em Fluoroscopia

Dissertação apresentada à Faculdade de Ciências e Tecnologia da Universidade Nova de Lisboa para obtenção do Grau de Mestre em Engenharia Biomédica.

A presente dissertação foi desenvolvida com a colaboração da MedicalConsult S.A. e da Escola Superior de Tecnologia da Saúde de Lisboa do Instituto Politécnico de Lisboa.

Orientador: Prof. Doutor Nuno José Coelho Gomes Teixeira Co-Orientador: Prof. Gilda Cristina van-Zeller Ribeiro da Cunha Co-Orientador: Engenheiro Hugo Miguel Reis Trindade

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Débito de Dose e Qualidade da Imagem em Fluoroscopia

Débito de Dose e Qualidade da Imagem em Fluoroscopia.

Faculdade de Ciências e Tecnologia. Universidade Nova de Lisboa.

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Aos meus Pais, minha Irmã e meus Avós.

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“ I n G o d w e t r u s t , a l l t h e oth e r s b r in g d a t a . ”

W. Edwards Deming

“I often say that when you can measure what you are speaking about, and

express it in numbers, you know something about it; but when you cannot measure

it, when you cannot express it in numbers, your knowledge is of a meagre and

unsatisfactory kind”

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Agradecimentos

Tenho o maior prazer em exprimir, aqui, o meu reconhecimento a quem acompanhou o desenvolvimento deste trabalho, fazendo comentários, críticas e sugestões e indicando referências que muito contribuíram para clarificar e melhorar o conteúdo desta dissertação. Mencionarei em

primeiro lugar o Professor Doutor Nuno Gomes Teixeira, orientador desta dissertação de

mestrado, que formulou críticas sempre válidas e da maior utilidade. Agradeço a sua simpatia, atenção e constantes palavras de motivação ao longo deste último ano. E enalteço o seu fantástico espírito de formação que tem sempre em vista a realidade vivida na sociedade e no mercado de

trabalho. Agradeço, igualmente, ao Engenheiro Hugo Trindade, meu co-orientador, por toda sua

a disponibilidade, apreço e dedicação. Sem o seu permanente apoio, partilha de conhecimentos e

valiosas contribuições, este projecto não teria sido possível. À Professora Gilda Ribeiro Cunha,

co-orientadora deste trabalho, agradeço toda a disponibilidade, interesse, palavras de motivação permanentes e total apoio concedido na análise estatística. Quero, também, expressar a minha

gratidão à MedicalConsult S.A. pelo excelente acolhimento no seu seio e, em especial, ao

Engenheiro Sérgio Fonseca, ao Engenheiro Pedro Carvoeiras e ao Engenheiro João

Schiappa pelos preciosos comentários e sugestões, bem como a todos os Colaboradores que me

forneceram os dados. Ao Engenheiro Pedro Rosário da Direcção Geral de Saúde, ao Doutor

Theocharis Berris da Agência Internacional de Energia Atómica e a todos os Técnicos de

Radiologia com quem contactei um muito obrigado pela ajuda e pelas informações fornecidas.

Quero, também, expressar os meus agradecimentos a quem, por outras formas, também

contribuiu para a realização deste trabalho. Ao Professor Doutor Mário Forjaz Secca,

Coordenador do curso e um dos principais mentores da Engenharia Biomédica em Portugal, à

Professora Doutora Adelaide Jesus, Presidente do Departamento de Física, e aos restantes

Professores da FCT-UNL, que me guiaram neste percurso. À Carina Santos, à Filipa Ferreira, à Sara Praça e à Vanessa Cunha por tão grande importância que tiveram no meu

percurso académico e na minha vida. A todos os outros meus colegas e amigos da FCT,

particularmente, à Ana Ruxa, à Carolina Guedes, à Carolina Pádua, à Catarina Franco,

ao João Sousa, à Luísa Gomes, à Margarida Rebelo, ao Pedro Ferreira, ao Ricardo Eleutério, ao Ricardo Ribeiro e à Sofia Dias, que tornaram todos os momentos passados

especiais. Aos meus amigos, João Aguiar, Joana Lima e Filipe Fraga, por me acompanharem

nos últimos oito anos. A todos os meus familiares pelos constantes incentivos.

Aos meus Pais, Eduarda e José, e aos meus quatro Avós, por todo o amor, alegria,

carinho, sacrifícios e apoio incondicional. E, por último, à semente desta tese, a minha irmã,

Ana, que me apresentou ao Professor Nuno e pela sua colossal importância na minha vida.

A todos, Muito Obrigado! Bem hajam.

José Guilherme de Mendonça Coutinho

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Resumo

Os procedimentos de raios X que envolvem fluoroscopia são essenciais tanto em diagnóstico como em terapêutica médica, fornecendo doses significativas de radiação aos pacientes e profissionais de saúde. É desejável que o paciente seja exposto à menor dose de radiação possível, sem que seja comprometida a qualidade da imagem, conforme sugere o princípio ALARA. Como tal, a exposição à radiação e a qualidade da imagem tornam-se parâmetros críticos que necessitam de um controlo, análise periódica e optimização permanentes.

Neste estudo foram avaliadas medições realizadas em 143 equipamentos distintos de fluoroscopia, de 34 unidades de saúde nacionais (continente e ilhas), num total de 719 medições de débitos de dose à superfície de um fantoma de PMMA e 445 medições de resolução de contraste e de resolução espacial. As medições foram efectuadas entre 2007 e 2013. Foram comparados os diferentes débitos de dose obtidos entre equipamentos e entre os diferentes modos de operação de cada equipamento. Estudou-se a variação dos parâmetros com o tipo e a marca de equipamento e a zona do país onde se efectuou a medição, bem como a sua variação no tempo. Compararam-se os dados com outros estudos internacionais. Adicionalmente, foi feita uma estimativa da contribuição da fluoroscopia para o pico de dose na pele.

Constatou-se a necessidade de opção dos modos pulsados face aos contínuos e a selecção, sempre que possível, de modos de baixo débito, desde que não comprometam a qualidade da imagem. O débito de dose médio foi de 39,6 mGy/min no modo contínuo e de 32,2 mGy/min para o modo pulsado. Notou-se a variação do débito de dose e do limiar de contraste com a marca e a zona do País. A resolução espacial média encontrada foi de 2,26 lp/mm, não tendo variado com o tipo nem com a marca do equipamento. O limiar de contraste médio foi de 2,04%. O valor médio dos três parâmetros não variou no tempo. Além disso, no geral os valores medidos foram congruentes com os encontrados noutros estudos e, na esmagadora maioria dos casos, respeitavam as regras definidas pela legislação portuguesa. Estimou-se um tempo crítico para a possível ocorrência de efeitos determinísticos entre 50 a 60 minutos, atendendo aos débitos encontrados.

Palavras-Chave:

Fluoroscopia, Débito de dose na pele do paciente,

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Abstract

Procedures involving X-ray fluoroscopy are essential both in diagnosis and medical intervention and provide significant radiation doses to patients and health professionals. So it is crucial to the patient to be exposed to the lowest achievable dose without compromising the image quality, as suggested by the ALARA’s principle. Thus, the radiation exposure and the image quality become critical parameters that require a periodic analysis, check and optimization.

This study assessed the measurements performed in 143 distinct fluoroscopy equipment, from 34 national health units (mainland and islands), in a total of 719 measurements of entrance surface dose rate on a PMMA phantom and 445 contrast and spatial resolution measurements. The acquisition of this data was carried out between 2007 and 2013. The different doses rates obtained for each unit and mode of operation were compared. The variation of the parameters with the brand, the type of equipment and the region of the country where the measurements were done were also studied, as well as its temporal variation. Additionally, an estimation of the contribution of fluoroscopy to the peak skin dose was done.

It was found the necessity of selection of pulsed modes instead of continuous modes and, when possible, selection of low debt modes, since they do not compromise the quality of the image. The mean dose rate was 39.6 mGy/min in the continuous mode and 32.2 mGy/min for pulsed debt. It was also possible to notice the variation of the dose debt and the contrast threshold with the brand and the country’s region. The mean spatial resolution found was 2.26 lp/mm, and it did not ranged with the type or the brand of the equipment. The mean value of contrast threshold was 2.04%. The average of the three parameters did not change over the period of the study. Furthermore, in general the measured values were congruent with the literature and in the overwhelming majority they respect the rules of Portuguese law. It was estimated a critical time for the possible occurrence of deterministic effects between 50 and 60 minutes, according to the dose debts determined in this study.

Keywords:

Fluoroscopy, Dose debt on patient’s skin,

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Índice de matérias

Agradecimentos ... xi

Resumo ... xiii

Abstract ... xv

Índice de matérias ... xvii

Índice de ilustrações ... xix

Índice de tabelas ... xxiii

Lista de abreviaturas, siglas e acrónimos ... xxv

1. Introdução ... 1

1.1 Enquadramento e Motivação ... 1

1.2 Objectivos ... 3

1.3 Estrutura da dissertação ... 3

1.4 Cronologia do plano de trabalho ... 4

2. Conceitos fundamentais ... 5

2.1 Interacção da radiação com a matéria ... 5

2.2 Efeitos biológicos da radiação ... 7

2.3 Grandezas dosimétricas ... 9

2.4 Grandezas de protecção radiológica ... 11

3. A Fluoroscopia ... 13

3.1 Imagem em tempo real ... 13

3.2 Enquadramento histórico ... 13

3.3 O Equipamento de fluoroscopia ... 13

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3.5 Modos de operação ... 19

3.6 Qualidade da imagem ... 20

3.7 Campo de visão e a Ampliação ... 22

3.8 Classificação da radiação consoante a sua origem ... 23

3.9 Grandezas específicas em fluoroscopia ... 23

3.10 Protecção radiológica dos pacientes e dos profissionais de saúde em fluoroscopia ... 26

3.11 Efeitos da radiação em fluoroscopia ... 27

3.12 Legislação em Portugal aplicada em fluoroscopia ... 28

4. Materiais e Metodologia ... 29

4.1 Materiais ... 29

4.2 Métodos ... 31

5. Apresentação, Análise e Discussão de Resultados ... 33

5.1 Caracterização da amostra de intervenções ... 33

5.2 O Débito de dose ... 37

5.3 O Limiar de contraste de visibilidade ... 51

5.4 A Resolução espacial... 57

5.5 Estimativa da contribuição da fluoroscopia para o pico de dose na pele ... 63

6. Conclusão ... 67

6.1 Condicionantes/Limitações e Perspectivas Futuras ... 69

Referências bibliográficas ... 71

Apêndice I ... 79

Apêndice II ... 81

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Índice de ilustrações

Ilustração 1.1 – Gráfico à esquerda: Percentagem da origem da radiação no início dos anos 80; Gráfico à direita: As mesmas percentagens no ano 2006. Adaptado de [3]. ... 1

Ilustração 1.2 – Dose efectiva colectiva (em mSv) per caput em 33 países Europeus. Adaptado de [4]. ... 2

Ilustração 1.3 – Cronologia das principais actividades desenvolvidas entre Janeiro e Setembro de 2013. ... 4

Ilustração 2.1 – Esquema ilustrativo do Efeito Fotoeléctrico. Adaptado de [7]. ... 6

Ilustração 2.2 – Esquema ilustrativo do Efeito de Compton. Adaptado de [7]. ... 7

Ilustração 2.3 – Diagrama da interacção da radiação com o tecido biológico e efeitos originados. Adaptado de [14]. ... 8

Ilustração 3.1 – [A] Esquema geral de funcionamento (Adaptado de [21]) e [B] Constituição geral de um sistema de fluoroscopia básico (Adaptado de [10]). ... 14

Ilustração 3.2 - [A] Distribuição de energia de um tubo de Raios X (dl/dE - intensidade do feixe por unidade de energia dos fotões; Em – energia máxima dos fotões do feixe): espectro característico

sobreposto a espectro contínuo de radiação de Bremsstrahlung sem filtração (2), após um filtro de 2,5mm de Al (3) e após atravessar o paciente (4). Situação teórica do efeito na total ausência de filtração (1). Adaptado de [11]. [B] Ampola de Raios X e os seus principais constituintes. Adaptado de [21]. ... 14

Ilustração 3.3 – [A] Esquema da actuação de um colimador de Raios X. [B] Esquema de uma grelha anti-dispersão utilizada para interceptar fotões dispersos antes de entrarem no intensificador de imagem. Adaptados de [20]. ... 16

Ilustração 3.4 – Representação de três curvas de resposta do ABC. A curva híbrida apresenta o melhor compromisso possível entre a qualidade de imagem e a dose para o paciente. Adaptado de [10]. ... 17

Ilustração 3.5 – [A] Ilustração dum sistema biplanar de angiografia com receptores de imagem do tipo FPD. (Retirado de [24]). [B] Fotografia de uma sala de angiografia com sistema biplanar. (Retirado de [25]). ... 18

Ilustração 3.6 – [A] Ilustração de um braço em C. Adaptado de [27]. [B] Fotografia de um braço em C da GE. (Retirado de [25]). ... 18

Ilustração 3.7 – Ilustração de uma mesa telecomandada com ampola: [A] acima da mesa e [B] abaixo da mesa. A cinzento-escuro evidenciam-se as protecções contra radiação dispersa. (Retiradas de [11]). [C] Fotografia de uma mesa telecomandada da Siemens. (Retirada de [28]). ... 19

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Ilustração 3.9 – A imagem da esquerda possui uma série de linhas horizontais e verticais pretas e brancas que se conseguem distinguir à medida que se tornam mais pequenas, contrariamente à imagem da direita em que as linhas aparecem desfocadas ou indistinguíveis. Retirado de [31]. ... 21

Ilustração 3.10 – Curvas típicas da técnica radiológica de fluoroscopia que estabelecem um compromisso entre dose e contraste mediante a variação entre mA e kV. (Adaptado de [29]). ... 22

Ilustração 3.11 – Origem da radiação - radiação primária, dispersa e de fuga. ... 23

Ilustração 3.12 – Esquema ilustrativo dos pontos de medição de algumas grandezas relevantes em fluoroscopia e do posicionamento de alguns componentes. Adaptado de [34] e de [35]. ... 24

Ilustração 3.13 – [A] A angulação poderá levar à exposição desnecessária de tecidos. [B] Diferentes posições do tubo e do receptor que permitem visualizar a mesma região, mas, no entanto, distribuem a dose por diferentes tecidos. ... 26

Ilustração 4.1 – [A] Número de equipamentos de fluoroscopia por distritos do continente e regiões autónomas dos Açores e Madeira. [B] Gráfico da distribuição do número de equipamentos de fluoroscopia por tipo e por marca. ... 29

Ilustração 4.2 – [A] Câmara de ionização da Radcal modelo 10X6-60 utilizada nas medições do débito de dose. [B] Módulo Accu-Dose da Radcal. ... 30

Ilustração 4.3 – [A] Ilustração do fantoma TO N3 da Leeds Test Objects, onde se assinala a marca onde se inicia a contagem e a 1ª esfera detectável. [B] Ilustração da tabela utilizada para obter o valor do limiar de contraste, com base na espessura de cobre, tensão da ampola e número de esferas detectadas. ... 30

Ilustração 5.1 – [A] Gráfico que traduz o número de intervenções efectuadas em cada distrito e regiões autónomas. [B] Mapa da distribuição da população residente, em Portugal, em 2012, por município [52]. ... 34

Ilustração 5.2 – Distribuição do número de intervenções por zonas: Norte, Grande Lisboa, Centro, Sul e Ilhas. À esquerda da ilustração temos o mapa de Portugal com as respectivas zonas assinaladas e à direita o gráfico que traduz a percentagem do número de intervenções por zona. ... 35

Ilustração 5.3 – Gráfico com a percentagem do número de intervenções por ano da intervenção. 36

Ilustração 5.4 – Gráfico com a percentagem das intervenções por marca dos equipamentos. ... 36

Ilustração 5.5 – Distribuição dos valores do débito de dose medidos nas várias intervenções. A linha tracejada a vermelho representa o valor limite imposto pela Lei. ... 37

Ilustração 5.6 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose para o modo contínuo e para o modo pulsado. ... 39

Ilustração 5.7 – Histogramas dos valores do débito de dose no: [A] modo Contínuo e no [B] modo Pulsado. ... 39

Ilustração 5.8 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose para os vários programas de funcionamento dos equipamentos de fluoroscopia. ... 40

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Ilustração 5.10 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose, no modo contínuo, para os três tipos de equipamentos. ... 42

Ilustração 5.11 – Histograma dos valores da taxa de dose para o modo contínuo, cujo tipo de equipamento é: [A] Angiógrafo; [B] Arco em C e [C] Telecomandada. ... 43

Ilustração 5.12 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose no modo pulsado para os três tipos de equipamentos. ... 44

Ilustração 5.13 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose em função das várias marcas e dos três tipos de equipamento. ... 45

Ilustração 5.14 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose distribuídos em função do ano da intervenção. ... 46

Ilustração 5.15 – Diagrama de extremos e quartis do débito de dose distribuido de acordo com a zona do país onde foi efetuada a medição e cujo tipo de equipamento é: [A] Angiógrafo; [B] Arco em C e [C] Telecomandada. [D] Angiógrafos resultantes da aplicação do controlo de qualidade à amostra ... 47

Ilustração 5.16 – Diagramas de extremos e quartis do débito de dose dos modelos de Arco em C mais encontrados. ... 48

Ilustração 5.17 – Distribuição dos valores do limiar de contraste (foram eliminados dois pontos correspondentes a duas intervenções que se encontravam acima de 6%, distorcendo o gráfico). ... 51

Ilustração 5.18 – [A] Diagrama de extremos e quartis e [B] Histograma de todos os valores medidos do limiar de contraste. ... 52

Ilustração 5.19 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função do tipo de equipamento. ... 52

Ilustração 5.20 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função da marca dos equipamentos. ... 53

Ilustração 5.21 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função zona do País. ... 54

Ilustração 5.22 – Diagrama de extremos e quartis dos valores de limiar de contraste em função do ano da intervenção. ... 55

Ilustração 5.23 – Distribuição dos valores do limiar de contraste para os equipamentos mais encontrados e com mais medições, divididos por tipo de equipamento ([C] e [D] – Arcos em C; [E] e [F] – Telecomandadas) e por modelo de equipamento. ... 56

Ilustração 5.24 – Distribuição de todos os valores medidos de resolução espacial. ... 57

Ilustração 5.25 – [A] Diagrama de extremos e quartis e [B] Histograma de todos os valores medidos de resolução espacial. ... 58

Ilustração 5.26 – Diagrama de extremos e quartis dos valores da resolução espacial agrupada por marca do equipamento. ... 59

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Ilustração 5.28 – Diagrama de extremos e quartis dos valores da resolução espacial em função do ano de intervenção. ... 60

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Índice de tabelas

Tabela 2.1 – Factores de ponderação para o tipo de radiação. Adaptado de [16]. ... 11

Tabela 2.2 – Factores de ponderação dos tecidos e respectiva soma acumulada. Adaptado de [16]. ... 12

Tabela 3.1 – Efeitos potenciais da exposição à radiação em fluoroscopia. Adaptado de [43]. ... 28

Tabela 4.1 – Critérios de aceitabilidade da resolução espacial em função da dimensão do campo. ... 31

Tabela 5.1 – Frequência e Percentagens do número de intervenções por anos. ... 36

Tabela 5.2 – Frequência e percentagem das marcas nas intervenções realizadas. ... 36

Tabela 5.3 - Teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do modo de funcionamento no débito de dose. ... 38

Tabela 5.4 – Resumo estatístico dos valores do débito de dose (mGy/min) para o modo contínuo e modo pulsado. ... 38

Tabela 5.5 - Resumo estatístico dos valores do débito de dose (mGy/min) para os vários programas de funcionamento. ... 41

Tabela 5.6 – Resultado do teste ANOVA para o estudo da influência do tipo de equipamento no débito de dose. ... 41

Tabela 5.7 – Resultados estatísticos do débito de dose (mGy/min) no modo contínuo dos três tipos de equipamentos. ... 42

Tabela 5.8 - Resultados estatísticos, no modo pulsado, para a taxa de dose dos vários tipos de equipamentos. ... 44

Tabela 5.9 – Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da marca na taxa de dose. ... 44

Tabela 5.10 – Débitos de dose médios (mGy/min) divididos por marca e por tipo de equipamento. ... 45

Tabela 5.11 – Resultados do teste ANOVA para o estudo da influência do ano de intervenção no débito de dose. ... 46

Tabela 5.12 – Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do local de medição na taxa de dose divididos em função do tipo de equipamento. ... 46

Tabela 5.13 – Valores do débito de dose encontrados em estudos internacionais. ... 49

Tabela 5.14 – Débitos de dose (mGy/min) encontrados neste estudo para o modo contínuo e pulsado. ... 50

Tabela 5.15 – Débito de dose nalguns procedimentos de fluoroscopia encontrados num estudo suíço no sentido de definir níveis de referência. Adaptado de [67]. ... 50

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Tabela 5.17 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do tipo de equipamento no limiar de contraste. ... 52

Tabela 5.18 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da marca dos equipamentos no limiar de contraste. ... 53

Tabela 5.19 – Resultados estatísticos do limiar de contraste divididos por marcas dos equipamentos. ... 53

Tabela 5.20 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do local de medição no limiar de contraste de visibilidade. ... 54

Tabela 5.21 – Resultados estatísticos do limiar de contraste divididos por zona do País. ... 54

Tabela 5.22 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do ano de intervenção no limiar de contraste de visibilidade. ... 55

Tabela 5.23 – Valores de limiar de contraste encontrados noutros estudos internacionais. ... 56

Tabela 5.24 – Resultados estatísticos das medições da resolução espacial. ... 57

Tabela 5.25 – Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do tipo de equipamento na resolução espacial. ... 58

Tabela 5.26 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da marca do equipamento na resolução espacial. ... 59

Tabela 5.27 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência da zona do País onde se efectuou a medição na resolução espacial. ... 59

Tabela 5.28 – Resultados estatísticos da resolução espacial divididos por zona do País. ... 60

Tabela 5.29 Resultados do teste One-Way ANOVA para o estudo da influência do ano da intervenção na resolução espacial. ... 60

Tabela 5.30 – Valores de Resolução espacial encontrados em outros estudos internacionais. ... 62

Tabela 5.31 – Débitos de dose médios (mGy/min) para os vários modos de funcionamento dos equipamentos. ... 63

Tabela 5.32 - Débitos de dose (mGy/min) para o modo contínuo e pulsado dos três tipos de equipamentos. ... 63

Tabela 5.33 – Valores do tempo de fluoroscopia (mínimo, máximo e médio em minutos) em procedimentos de fluoroscopia recolhidos em estudos internacionais. ... 64

Tabela 5.34 – Valores mínimos, máximos e médios do pico de dose na pele (mGy) em procedimentos de fluoroscopia. ... 64

Tabela 5.35 – Estimativa do pico de dose na pele (mGy) em procedimentos que recorrem a angiógrafos. ... 65

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Lista de abreviaturas, siglas e acrónimos

ABC Controlo automático do brilho (do inglês, Automatic Brightness Control)

ALARA Tão baixo quanto possível (do inglês, As Low As Reasonably Achievable)

DAP Produto Dose-Área (do inglês, Dose-Area Product)

DDM2 Dose Datamed 2

ESD Dose de entrada na pele (do inglês, Entrance Skin Dose)

EURATOM Comunidade Europeia de Energia Atómica (do inglês, European Atomic Energy

Community)

FPD Detector de tela plana (do inglês, Flat Panel Detector)

IAEA Agência Internacional de Energia Atómica (do inglês, International Atomic

Energy Agency)

ICRP International Commission on Radiological Protection

ICRU International Commission on Radiation Units and Measurements

II Intensificador de Imagem

IRP Ponto de Referência Internacional (do inglês, International Reference Point)

kVp Quilovolt pico

lp/mm Pares de linhas por milímetro

mA Miliamperes

NCRP National Council on Radiation Protection

PMMA Polimetilmetacrilato

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(27)

1.Introdução

1. Introdução

1.1 Enquadramento e Motivação

A Engenharia Biomédica é uma área multidisciplinar e integradora que reúne competências associadas às “engenharias clássicas” (física, química, materiais, electrotécnica, informática, mecânica, entre outras) para aplicar em problemas e criar soluções concretas para o sector da saúde. No vasto leque de áreas onde se enquadra a Engenharia Biomédica, encontra-se a Física Médica que, de modo sumário, se pode descrever como uma área focada na optimização, controlo da qualidade e segurança na utilização de radiações ionizantes e não ionizantes na medicina, para fins de diagnóstico e terapia. [1]

Segundo Bronzino, “New discoveries in medical sciences followed one another like intermediates in a chain reaction. However, the most significant innovation for clinical medicine was the development of x-rays. These “new kinds of rays,” as their discoverer W. K. Roentgen

described them in 1895, opened the “inner man” to medical inspection.” [2]

Tal como é referido por Bronzino, a possibilidade de ver o interior do homem levou ao desenvolvimento e, consequente, massificação dos equipamentos de imagem médica que auxiliam os profissionais na difícil tarefa de assegurar a Saúde dos seus pacientes. Alguns destes equipamentos usam radiações ionizantes com o intuito de obter imagens internas do corpo humano. No entanto, essa radiação pode interagir com tecidos biológicos e causar dano. Portanto, no seio da Física Médica e no âmbito da Engenharia Biomédica, surge a Protecção Contra Radiações, que será a área de trabalho da presente dissertação.

Em 2006, o NCRP publicou um estudo que referia que a população dos Estados Unidos da América se encontrava exposta a sete vezes mais radiação ionizante, proveniente de procedimentos médicos, do que no princípio dos anos 80. O que significa que a exposição a radiação oriunda de procedimentos médicos constituía metade da totalidade da exposição da população à radiação proveniente de todas as fontes, como se constata na ilustração 1.1. [3]

Ilustração 1.1 – Gráfico à esquerda: Percentagem da origem da radiação no início dos anos 80; Gráfico à direita: As mesmas percentagens no ano 2006. Adaptado de [3].

(28)

gerir adequadamente a exposição do paciente durante as irradiações. O aumento das doses de radiação a que a população se encontra sujeita poder-se-á até tornar um problema de Saúde Pública. Por outro lado, em Portugal, são escassos os estudos que tenham por objectivo a avaliação periódica das doses de radiação ionizante em exames médicos.

Entre 2010 e 2012, a Comissão Europeia financiou o Projecto DDM2 com o intuito de recolher as doses de radiação às quais os pacientes são expostos em radiodiagnóstico. O projecto concluiu que a população Portuguesa se encontra entre os 10 países que mais dose efectiva colectiva

per caput recebe, conforme se pode observar na ilustração 1.2. Nesse estudo foram aferidos 20

exames, denominados TOP 20, que correspondem aos 20 exames que mais contribuem para a dose colectiva à escala europeia, correspondendo a 50-70% do número total de exames e a 70-90% da dose colectiva efectiva total devido a exames médicos de radiodiagnóstico, pelo menos, nos países europeus avaliados na primeira fase desse projecto. Dos 20 exames integrantes do TOP 20, constataram que seis deles correspondem a exames de fluoroscopia. [4]

Ilustração 1.2 – Dose efectiva colectiva (em mSv) per caput em 33 países Europeus. Adaptado de [4].

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1.Introdução

1.2 Objectivos

O principal objectivo deste trabalho é analisar o débito de dose e a qualidade de imagem em fluoroscopia em diversos equipamentos existentes em Portugal.

De modo a atingir em pleno este objectivo definem-se os seguintes objectivos secundários:

 Compreender a técnica de fluoroscopia e o equipamento utilizado;

 Compreender os conceitos dosimétricos e de qualidade da imagem em fluoroscopia;  Aprender o processo de medição de débito de dose e de determinação da resolução

espacial e de contraste;

 Analisar criticamente todos os resultados obtidos e compará-los com estudos internacionais.

Adicionalmente, a partir dos resultados obtidos decorrentes do alcance do principal objectivo do trabalho, pretende-se estimar o pico de dose na pele nalguns procedimentos de fluoroscopia e, como tal, será necessário:

 Seleccionar procedimentos padrão em fluoroscopia;

 Determinar o tempo de fluoroscopia desses procedimentos;

 Estimar o pico de dose na pele nesses procedimentos com base nos débitos de dose dos equipamentos;

 Comentar os resultados obtidos.

1.3 Estrutura da dissertação

A presente dissertação encontra-se estruturada em seis capítulos, ao longo dos quais são introduzidos os conceitos subjacentes à técnica de fluoroscopia, a metodologia e os materiais utilizados, bem como a análise e discussão dos resultados a que se chegou de forma a atingir o principal objectivo a que se propôs inicialmente. No final apresentam-se as principais conclusões e algumas perspectivas de trabalhos futuros.

O presente capítulo tem um carácter introdutório, tendo sido realizada a contextualização, apresentada a motivação e os objectivos do trabalho.

No capítulo 2 apresentam-se os conceitos fundamentais à compreensão dos processos físicos que são relevantes para a fluoroscopia, nomeadamente, a interacção da radiação com a matéria, os efeitos biológicos da radiação e as grandezas dosimétricas subjacentes.

(30)

No quarto capítulo apresentam-se os materiais utilizados no trabalho e a descrição detalhada da metodologia seguida para a obtenção dos resultados.

É no capítulo 5, o principal capítulo do trabalho, que se apresenta, analisa e se discute exaustivamente os resultados obtidos.

Por último, no sexto e último capítulo é feita a apresentação das principais conclusões a que se chegou e indicam-se algumas possibilidades de trabalhos futuros no âmbito desta técnica radiológica.

1.4 Cronologia do plano de trabalho desenvolvido

Na ilustração 1.3 visualiza-se a cronologia do trabalho com destaque para as principais actividades desenvolvidas. O plano de trabalho iniciou-se com a exaustiva pesquisa bibliográfica nos meses de Novembro e Dezembro de 2012. Ainda no final de 2012 e durante o mês de Janeiro de 2013, decorreu a assistência às aulas de Protecção Contra Radiações I, na ESTeSL-IPL. Em Fevereiro, redigiu-se a preparação da dissertação. A recolha dos dados, na MedicalConsult, e a participação nas intervenções nos hospitais, decorreu essencialmente entre Março e Abril. Nos meses seguintes realizou-se o processamento dos dados, em programa informático adequado, seguido pela sua análise estatística detalhada. No final desta análise, deu-se início à discussão dos resultados, de onde emergiram as principais conclusões do trabalho. O mês de Agosto foi dedicado, exclusivamente, à escrita da presente dissertação. Por fim, em Setembro, elaborou-se o Poster apresentado na conferência Protecção Radiológica na Saúde 2013 e redigiu-se a publicação científica decorrente do presente trabalho.

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2. Conceitos fundamentais

2.1 Interacção da radiação com a matéria

2.1.1 Classificação da radiação

A radiação, dependendo da sua capacidade para ionizar a matéria, pode ser classificada distintamente de radiação não ionizante ou de radiação ionizante. No primeiro caso, trata-se, tal como o nome indica, de radiação que não possui energia suficiente para provocar a ionização da matéria com a qual interage. Contrariamente, a radiação dita ionizante, tem capacidade para ionizar a matéria. Este segundo tipo de radiação pode, ainda, ser classificada de directamente ionizante, quando se tratam de partículas carregadas como, por exemplo, electrões, protões ou partículas alfa, ou de indirectamente ionizante quando se tratam de partículas neutras como, por exemplo, fotões ou neutrões. [6] [7]

Em medicina são utilizadas tanto as radiações ionizantes como as não ionizantes. Neste trabalho, iremos abordar a técnica radiológica de fluoroscopia, que recorre à radiação X, classificada como radiação ionizante, para a obtenção de imagens do interior do corpo humano.

2.1.2 Processos de interacção relevantes em radiodiagnóstico

O fenómeno que tem por base a imagem de raios X está relacionado com a capacidade dos fotões penetrarem no tecido. Quando um fotão atinge um material existem três possibilidades: 1) é absorvido, isto é, transfere a sua energia para os átomos do material atenuador; 2) é disperso ou 3) atravessa o material sem interagir. Se o fotão for absorvido ou disperso, considera-se que o fotão sofreu atenuação. A atenuação é o grau com o qual a intensidade do feixe de raio X diminui à medida que este atravessa a matéria. Para um feixe colimado de fotões monoenergéticos que incide num material atenuador de espessura a sua intensidade é descrita pela equação 2.1. [8]

_{(Equação 2.1)}

onde é o coeficiente de atenuação linear (que depende da energia do fotão e do número atómico do atenuador) e representa a intensidade inicial do feixe. O poder de penetração de um fotão X é maior, quanto maior for a sua energia. Fotões com pouca energia não têm capacidade para penetrar nos tecidos, logo não irão contribuir para a formação de imagem. [9]

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O efeito de Compton e o efeito fotoeléctrico diferem entre si em vários aspectos que são vitais na aplicação dos Raios X em diagnóstico. O coeficiente de atenuação mássico para o efeito de Compton é independente do número atómico do material absorvente, enquanto que no efeito fotoeléctrico a probabilidade de ocorrência do efeito é função da energia dos fotões e do número atómico do material [6]. Em radiodiagnóstico, uma imagem resulta das diferenças entre regiões onde os fotões foram absorvidos, por efeito fotoeléctrico, em maior ou menor número. Os fotões de Compton não contribuem para a formação de imagem radiológica, sendo indesejáveis, visto não fornecerem informação de posição e, assim, contribuírem para o acréscimo de ruído. Portanto, a imagem radiológica resulta de um compromisso entre a atenuação útil para a produção de imagem e a transmissão. [11]

2.1.2.1 Efeito fotoeléctrico

Um fotão de Raios X, que interage com um electrão ligado, por exemplo, das camadas K ou L, de um átomo do material absorvente, cede-lhe toda a sua energia. Parte desta é utilizada para vencer o potencial de ligação do electrão-átomo ( _çã ) e a restante é convertida em energia cinética do electrão ejectado ( ) que é dada pela equação 2.2. O processo encontra-se esquematizado na ilustração 2.1.

çã (Equação 2.2)

A lacuna deixada pelo electrão é preenchida por um electrão de uma camada mais externa ou, mais raramente, por um electrão de fora da estrutura atómica. Este movimento de electrões em cascada resulta numa variação da energia dos estados envolvidos. Esta variação da energia é equilibrada pela emissão de um fotão de radiação electromagnética característica ou transferida para outro electrão que pode ser ejectado do átomo. Estes electrões são conhecidos por electrões de Auger e, dado que podem interagir com o meio, provocando novas ionizações e excitações, têm um contributo no aumento da dose no paciente. [6] [7] [8] [12] A absorção fotoeléctrica é um dos principais mecanismos que permite a visualização do agente de contraste iodado e dos stents

metálicos em fluoroscopia de Raios X. [9]

Ilustração 2.1 – Esquema ilustrativo do Efeito Fotoeléctrico. Adaptado de [7].

2.1.2.2 Efeito de Compton

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sofre alteração. No lugar do fotão fica um electrão rápido e o fotão de energia reduzida que poderá tomar parte em outras interacções (ver ilustração 2.2). A energia do fotão incidente é dada pela soma da energia do fotão disperso com a energia cinética do electrão ejectado. [6] [7] [8] [12] A maior parte da radiação dispersa que se encontra num laboratório de fluoroscopia é proveniente deste processo. [9]

Ilustração 2.2 – Esquema ilustrativo do Efeito de Compton. Adaptado de [7].

2.2 Efeitos biológicos da radiação

A primeira constatação documentada do efeito biológico da radiação deve-se a Antoine Henri Becquerel (Prémio Nobel da Física) que, inadvertidamente, deixou uma fonte radioactiva no bolso do seu casaco. Duas semanas mais tarde relatou o aparecimento de um eritema da pele, com posterior ulceração, que tardou várias semanas a sarar. [2]

Os efeitos biológicos da radiação ionizante são a consequência de uma série de acontecimentos que se iniciam pela excitação e/ou ionização de compostos a nível atómico e molecular. Dependem, por exemplo, da dose aplicada, do tipo de célula, do tipo de radiação, da idade do individuo, do estágio da divisão celular, do estado geral de saúde, do intervalo de tempo durante o qual a dose é recebida ou da percentagem de organismo exposto. Além disso, estes efeitos têm carácter cumulativo. As alterações biológicas que resultam de danos induzidos pela radiação aparecem somente ao fim de um determinado período de tempo, denominado período de latência, que pode variar desde um pequeno intervalo de tempo até vários anos. Apenas uma pequena parte da energia depositada pela radiação é que produz alterações químicas, sendo que a grande maioria da energia é depositada sob a forma de calor. As interacções da radiação que produzem alterações biológicas podem ser classificadas como directas ou indirectas. A interacção é considerada directa quando uma macromolécula biológica como, por exemplo, o DNA, o RNA ou uma proteína sofre ionização ou excitação. Por sua vez, uma interacção é denominada indirecta quando ocorre interacção da radiação com uma molécula do meio (por exemplo, do citoplasma) e existe a formação de uma espécie química reactiva, que por sua vez vai interagir com uma molécula alvo. Dado que 70 a 85% dos seres vivos são constituídos por água, um fenómeno susceptível de acontecer é a radiólise da água devido à interacção da radiação com esta. A radiólise gera radicais livres que podem provocar danos biológicos. [10] [13]

(34)

2) segundo a dose absorvida em estocásticos ou determinísticos; e 3) segundo o tempo de manifestação dos efeitos em imediatos ou tardios. Na ilustração 2.3 é apresentado um diagrama que mostra as várias etapas que determinam o efeito da exposição do tecido biológico à radiação. [6] [7] [12]

Ilustração 2.3 – Diagrama da interacção da radiação com o tecido biológico e efeitos originados. Adaptado de [14].

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Por outro lado, quando a dose excede um certo valor ou limiar ocorrem os ditos efeitos determinísticos. A relevância deste efeito depende da dose absorvida, isto é, o aumento da dose leva ao aumento da severidade a partir de um determinado limiar. Geralmente, o intervalo de tempo entre a exposição e o aparecimento dos sintomas é pequeno, tornando este tipo de efeito muitas vezes imediato. Estes efeitos podem levar à disfunção dos órgãos, à fibrose, à ocorrência de cataratas, a alterações na composição sanguínea, entre outros. [6] [12]

Um efeito considera-se imediato quando ocorre num período que vai desde algumas horas até algumas semanas como, por exemplo, os eritemas, a queda de cabelo e a esterilidade temporária. Já quando os efeitos ocorrem ao fim de vários meses ou anos após a exposição denomina-se por efeito tardio. É o caso das cataratas e do cancro. [15]

Relativamente ao dano provocado pela radiação, este pode ser dividido em 3 categorias, a saber: Dano Letal: é irreversível, irreparável e conduz à morte celular; Dano subletal: pode ser reparado nalgumas horas, no entanto, se a célula sofrer outro dano deste tipo poderá levar à ocorrência de dano letal; e Dano Potencialmente Letal: pode ser reparado quando as células permanecem num estado não divisional. [6]

2.3 Grandezas dosimétricas

O efeito da radiação na matéria depende do campo de radiação e das interacções da radiação com esta. A radiação interage com a matéria numa série de processos nos quais a energia das partículas é convertida e, posteriormente, depositada na matéria.

Quando um feixe de fotões incide num determinado meio, poderá dar-se início a uma sequência de acontecimentos físicos e químicos, caso haja interacção entre este e a matéria do meio. Ao haver interacção, numa primeira fase, a energia dos fotões é transferida para partículas carregadas como, por exemplo, electrões (por efeito fotoeléctrico, efeito de Compton, etc.). Numa segunda fase, os electrões transferem energia para o meio envolvente, por processos de excitação atómica e ionização. Portanto, é importante distinguir as grandezas dosimétricas que estão envolvidas em cada uma das interacções. [6]

2.3.1 Fluência e Fluência energética

Define-se fluência, Φ, como o quociente de d por d , onde d é o número de partículas incidentes numa esfera com secção eficaz de área d :

Φ (Equação 2.3)

A unidade SI é o m-2_.

Por sua vez, a fluência energética é o quociente de d por d , onde d é a energia total transportada (em fluoroscopia, pelos fotões de raios X) pelo número de partículas _d que incidem na esfera.

Ψ (Equação 2.4)

(36)

Pode-se, ainda definir a taxa de fluência energética que representa a variação da fluência energética num intervalo de tempo d :

Ψ (Equação 2.5)

Cuja unidade é Jm-2_s-1_{ou Wm}-2_{. [16]}

2.3.2 KERMA – Kinetic Energy Released in a Mass

O Kerma, K, é igual ao quociente de d por d , onde d é a soma das energias cinéticas iniciais de todas as partículas carregadas libertadas pelas partículas não carregadas (fotões do feixe de Raios X) na quantidade de massa, d :

(Equação 2.6)

A unidade de Kerma é o Joule por quilograma, que também é denominado Gray (Gy). O kerma é definido num determinado ponto e refere-se à transferência inicial de energia das partículas não carregadas para a matéria. Para os raios X usados em imagem médica, o kerma é usualmente expresso no ar. Surge então o kerma no ar (Ka) que está relacionado com a fluência energética

através do coeficiente mássico de transferência de energia do ar / . Para fotões monoenergéticos com uma fluência, Ψ, o kerma no ar é dado por:

Ψ / (Equação 2.7)

Se tivermos em conta o tempo, surge a taxa de Kerma que é a variação do Kerma por unidade de tempo (equação 2.8), cuja unidade é Gy s-1_{. [16] [17]}

(Equação 2.8)

2.3.3 Dose absorvida

A Dose absorvida, D, é igual ao quociente de d por d , onde d é a energia média absorvida num elemento de volume de matéria de massa d :

(Equação 2.9)

A sua unidade é o Joule por quilograma ou Gray (Gy). E pode ser usada para quantificar a deposição de energia pela radiação ionizante.

Com base na dose absorvida é possível, ainda, definir a taxa de dose absorvida que, no fundo, corresponde à variação da dose absorvida num intervalo de tempo d :

(Equação 2.10)

Neste caso, a unidade é Gy s-1_{. A transferência de energia (Kerma) ocorre num determinado ponto,}

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2.4 Grandezas de protecção radiológica

2.4.1 Dose Equivalente

A dose equivalente, HTR, para um órgão ou tecido, para um dado tipo de radiação R, é

definida como sendo o produto do factor de ponderação para a radiação R, , pela média da dose absorvida no órgão, DTR, isto é:

∙ (Equação 2.11)

Dado que é adimensional, a unidade de dose equivalente é o Joule por quilograma, cujo nome especial é o Sievert (Sv) [16]. Para os Raios X usados em fluoroscopia ₁, logo a dose equivalente é numericamente igual à dose média absorvida em mGy [15]. Quando a radiação é constituída por vários tipos, logo tendo vários , a dose equivalente assume forma expressa na equação 2.10, uma vez que são somadas todas as contribuições das várias radiações.

∑ ∙ (Equação 2.12)

Os factores de ponderação da radiação foram calculados de modo a serem representativos da eficiência biológica relativa dos vários tipos de radiação na indução de efeitos estocásticos e encontram-se expressos, de acordo com o ICRP 103, na tabela 2.1. A dose equivalente apresenta-se, assim, como a dose de radiação absorvida por uma dada parte do corpo, que é adaptada para o nível de energia e tipo de radiação em causa. [11] [12] [16]

Tabela 2.1 – Factores de ponderação para o tipo de radiação. Adaptado de [16].

Tipo de Radiação Factor de ponderação da radiação

Fotões 1

Electrões e muões 1

Protões, excluindo protões de recuo, com energia

superior a 2 MeV 2

Partículas alfa, fragmentos de fissão e iões pesados 20

Neutrões Curva contínua como função da energia dos neutrões

2.4.2 Dose Efectiva

Dado que os vários tecidos do organismo apresentam diferentes respostas à radiação, o risco de ocorrência de efeitos estocásticos para um individuo irradiado é representado pela dose efectiva, que é definida pelo somatório das doses equivalentes ponderadas para o respectivo tecido, conforme expresso pela equação 2.13.

∑ ∙ (Equação 2.13)

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doenças hereditárias [18]. A dose efectiva é utilizada para comparar o risco potencial para níveis de irradiação baixos, tendo em consideração as diferentes sensibilidades à radiação pelos vários tecidos. [11] Na tabela 2.2 apresentam-se os vários valores de definidos pelo ICRP 103. [16]

Tabela 2.2 – Factores de ponderação dos tecidos e respectiva soma acumulada. Adaptado de [16].

Tecidos

Medula Óssea, Pulmões, Cólon, Estômago, Peito, Coração, outros tecidos* 0,12 0,72

Gónadas 0,08 0,08

Esófago, Fígado, Tiróide e Bexiga 0,04 0,16

Superfície Óssea, Cérebro, Glândulas salivares, Pele 0,01 0,04

Total: 1,00

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3. A fluoroscopia

3. A Fluoroscopia

3.1 Imagem em tempo real

A fluoroscopia é uma técnica de imagem médica que recorre à radiação X para obter imagens dinâmicas, em tempo real, do interior do corpo humano. Na sua forma mais simples, uma unidade de fluoroscopia é constituída por uma fonte de raios X e por um ecrã fluorescente entre os quais o paciente é colocado. É comummente utilizada em blocos operatórios, pois, permitindo a adquisição de imagens em tempo real, facilita o trabalho do cirurgião na colocação de próteses ou na identificação de estruturas anatómicas. É, também, empregue em estudos dinâmicos, porque possui uma boa resolução temporal, permitindo a adquisição de imagens numa sequência rápida. Como tal, está associada a estudos de cardiologia, neurologia, gastroenterologia, ortopedia e estudos do sistema urogenital. Exemplos desses procedimentos médicos são as angiografias que estudam os vasos sanguíneos, os clisteres opacos para o estudo do intestino grosso, as vertebroplastias para o tratamento de fracturas vertebrais, entre outros. Nalguns destes procedimentos poderá existir a necessidade de injectar um agente de contraste.

3.2 Enquadramento histórico

A radiação X foi descoberta, por Wilhelm Roentgen, em Novembro de 1895. Pouco depois desta descoberta começaram a surgir os primeiros sistemas de fluoroscopia. Eram pequenos dispositivos, denominados “Cryptoscope”, que se seguravam com a mão e possuíam um ecrã fluorescente. Thomas Edison e outros cientistas da época fizeram refinamentos à camada fluorescente de modo a tornar estes sistemas comercializáveis no início do século XX. Dada a sua fraca intensidade luminosa necessitavam de um grande período de adaptação ao escuro. E, além disso, expunham os radiologistas directamente à radiação primária e à que era dispersa pelo paciente, fazendo com que estes indivíduos sofressem, desde cedo, com os efeitos secundários da radiação, principalmente de cancros. Os avanços nesta tecnologia continuaram até que, em meados dos anos 40, durante a Segunda Guerra Mundial, devido à procura por amplificadores de luz se desenvolveram os intensificadores de imagem. O primeiro sistema comercializado foi o BV 20, que era a abreviatura de “Bildverstärker” (do alemão, intensificador de imagem) com uma unidade de 20 mA que servia o tubo de raios X. Em 1958, este foi associado a uma câmara de televisão. Foram estes dois dispositivos que foram a semente da fluoroscopia moderna e que levaram aos desenvolvimentos recentes dos detectores digitais planos. [19] [10] [20]

3.3 O Equipamento de fluoroscopia

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A B

Ilustração 3.1 – [A] Esquema geral de funcionamento (Adaptado de [21]) e [B] Constituição geral de um sistema de fluoroscopia básico (Adaptado de [10]).

Um sistema de fluoroscopia possui uma tecnologia semelhante à usada em radiografia, no que se refere ao tubo de raios X, ao gerador, ao colimador e aos filtros. O principal constituinte que diferencia as duas técnicas é o intensificador de imagem que, gradualmente, vem sendo substituído pelos detectores digitais planos [10] [22].

Em prática clínica, o gerador permite a variação da alta tensão entre 40 e 150 kVp e da corrente entre 1 e 1000 mA, disponibilizando e controlando, deste modo, a energia fornecida ao tubo de raios X. O operador activa o gerador, dando origem à produção de radiação, por exemplo, quando prime um pedal. [20] [21]

A B

Ilustração 3.2 - [A] Distribuição de energia de um tubo de Raios X (dl/dE - intensidade do feixe por unidade de energia dos fotões; Em – energia máxima dos fotões do feixe): espectro característico sobreposto a espectro contínuo de radiação

de Bremsstrahlung sem filtração (2), após um filtro de 2,5mm de Al (3) e após atravessar o paciente (4). Situação teórica do efeito na total ausência de filtração (1). Adaptado de [11]. [B] Ampola de Raios X e os seus principais constituintes. Adaptado de [21].

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3. A fluoroscopia

vidro numa atmosfera de vácuo, conforme se observa na ilustração 3.2-B. O filamento é atravessado pela corrente fornecida pelo gerador, aquece e irradia electrões por emissão termiónica. Os electrões são acelerados contra o ânodo por uma diferença de potencial fornecida, também, pelo gerador. A rápida desaceleração dos electrões, causada pela sua interacção com os átomos do ânodo, produz a emissão de radiação de travagem (radiação de Bremsstrahlung), que irá constituir a região contínua do espectro de radiação. Por outro lado, os electrões que colidem com os electrões das camadas mais internas dos núcleos do ânodo podem produzir ionização ou excitação. Em ambos os casos, os átomos ficam instáveis e ocorrerá a emissão de um electrão. Consequentemente, haverá o preenchimento da lacuna resultante, por um electrão de uma camada mais externa, acompanhada pela emissão de um fotão de radiação característica. A radiação, assim formada, irá constituir o espectro descontínuo que se sobrepõe ao espectro contínuo, conforme apresentado na ilustração 3.2 - A. A maior parte da energia é libertada sob a forma de calor, sendo uma pequena fracção emitida sob a forma de radiação X. [11] [21]

Actualmente, a recepção de imagem num equipamento de fluoroscopia pode ser feita através de um tubo intensificador de imagem acoplado a um sistemas de vídeo ou através de um detector digital plano (do inglês, flat-panel detector) [10]. São estes sistemas que permitem a adquisição de imagens em tempo real. O tubo intensificador de imagem converte o feixe de raios X que emerge do paciente numa imagem luminosa e, neste processo, aumenta o brilho da imagem 10.000 vezes para permitir uma melhor visualização [11]. É constituído por uma janela de entrada que transfere a energia dos raios X para os electrões, lentes electroestáticas para focar os electrões, um ânodo para os acelerar e uma janela de saída [23]. Os detectores digitais planos, por sua vez, são sistemas integrados de imagem digital baseados em tecnologia de estado sólido, que permitem obter directamente um sinal digital de vídeo. [11] Estes dispositivos podem dividir-se em dois tipos: Num deles (receptores indirectos) há transferência da energia dos raios X para electrões, através de passos intermédios que envolvem o uso de fotodíodos e dispositivos de acoplamento de carga (do inglês, charged-coupled devices – CCD); No outro tipo (receptores directos), usam-se fotocondutores que transferem a energia dos raios X para electrões. A opção entre estes dois tipos deverá ser tida em conta no momento da adquisição do equipamento, pois está intimamente relacionada com o desempenho temporal do sistema. [8] [20]

A colimação do feixe de raios X restringe a área na qual o feixe é projectado no paciente, permitindo ao operador o controlo da dimensão e da forma do campo a irradiar, conforme se visualiza na ilustração 3.3-A. [23] Além disso, melhora a qualidade da imagem, na medida em que restringe a dispersão de Compton. O colimador é um dispositivo montado à saída do tubo de raios X e possui lâminas que podem ser ajustadas de modo a apenas ser irradiada uma área específica do corpo do paciente. [20]

(42)

Existe, ainda, a grelha anti-dispersão que reduz a radiação dispersa de Compton e aumenta o contraste da imagem, melhorando a sua qualidade. É, habitualmente, colocada entre o paciente e o receptor de imagem como se observa na ilustração 3.3-B. Nalguns sistemas de fluoroscopia, em condições específicas, é possível remover este componente, pois apesar de melhorar a imagem tem como inconveniente o aumento da taxa de dose. [11] [20]

A B

Ilustração 3.3 – [A] Esquema da actuação de um colimador de Raios X. [B] Esquema de uma grelha anti-dispersão utilizada para interceptar fotões dispersos antes de entrarem no intensificador de imagem. Adaptados de [20].

A mesa onde é deitado o paciente em segurança é um dispositivo que, quando adquirido para um equipamento de fluoroscopia, deve ter em consideração dois aspectos essenciais para a segurança do paciente: a carga que irá suportar e deve ser construída recorrendo a um material que atenue o mínimo possível a radiação. Idealmente, deverá ter um baixo número atómico para atenuar o mínimo de raios X possível. As unidades de fluoroscopia mais modernas são equipadas com mesas feitas de fibras de carbono com elevada resistência mecânica e baixa absorção de radiação. [20]

Recorre-se a um circuito fechado de televisão para visualizar a imagem oriunda do intensificador de imagem num monitor. Em sistemas mais antigos, recorria-se a câmaras de vídeo analógicas. Mais recentemente, surgiram as camaras com dispositivos de acoplamento de carga (do inglês, charged-coupled devices - CCD), que substituíram as anteriores. Estes aparelhos produzem um sinal eléctrico, em resposta à quantidade de luz visível, que pode ser armazenado digitalmente ou convertido num sinal de televisão. [20] [21]

(43)

pode-3. A fluoroscopia

se observar as curvas típicas que descrevem o comportamento do sistema ABC. Nalguns casos, em que é necessário elevado contraste, e nos quais normalmente se recorre a agentes de contraste de bário ou iodo, pode ser desejável fixar os kVp de modo a garantir a vantagem do uso da absorção fotoeléctrica no meio de contraste. O sistema irá detectar a luminosidade no receptor de imagem e irá compará-lo com um sinal de referência. Com base nesse feedback será dada informação ao gerador para aumentar ou diminuir a corrente. Deste modo, garante-se que o brilho é mantido sem afectar o contraste da imagem. Noutros casos, ajustam-se simultaneamente os dois parâmetros (tensão e corrente) de modo a manter a estabilidade do brilho, conforme as curvas da ilustração 3.4. É com base neste balanço entre tensão e corrente que alguns equipamentos possuem os modos de baixo débito e alto débito. Algumas unidades mais sofisticadas equipadas com fluoroscopia pulsada recorrem, ainda, à modulação dos pulsos, alterando a sua largura (tempo) e altura (mA), para estabilizar o brilho. Como a tensão e a corrente variam com a espessura do paciente, estes parâmetros irão também afectar a dose recebida por este. [10] [20]

Ilustração 3.4 – Representação de três curvas de resposta do ABC. A curva híbrida apresenta o melhor compromisso possível entre a qualidade de imagem e a dose para o paciente. Adaptado de [10].

3.4 Tipos de equipamentos

3.4.1 Angiógrafos

(44)

A B

Ilustração 3.5 – [A] Ilustração dum sistema biplanar de angiografia com receptores de imagem do tipo FPD. (Retirado de [24]). [B] Fotografia de uma sala de angiografia com sistema biplanar. (Retirado de [25]).

3.4.2 Arcos em C

É um equipamento de fluoroscopia que consiste, tal como o nome sugere, num braço com a forma de um C (ilustração 3.6), que possui numa das pontas um tubo de raios X e noutro um receptor de imagem. Tipicamente, estes sistemas podem realizar rotações para a esquerda e para a direita (ao longo do plano transversal do paciente) e podem, ainda, inclinar-se na direcção dos pés ou da cabeça do paciente. A maioria possuiu um centro de rotação denominado isocentro, no qual qualquer objecto lá colocado permanece centrado com o feixe de raios X, independentemente da rotação do braço. Permite a colocação da ampola acima ou abaixo da mesa, mas o mais comum é esta se encontrar na segunda posição referida. Dado que este equipamento é portátil, a mesa utilizada é que se encontra na sala onde se vai realizar o procedimento. Este tipo de equipamento não possui protecção para reduzir a radiação dispersa. São comummente utilizados em blocos operatórios e em unidades de cuidados intensivos e possuem, geralmente, intensificadores de imagem com diâmetros entre 18 e 23 cm. [11] [10] [26]

A B

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3. A fluoroscopia

3.4.3 Mesas telecomandadas

Existem dois tipos de mesas telecomandadas: unidades com ampola acima da mesa e unidades com ampola abaixo da mesa. Tanto os primeiros (ilustração 3.7-A) como os segundos são sistemas que podem ser usados quer em fluoroscopia quer em radiografia, sendo portanto versáteis. Os primeiros, normalmente, não estão equipados com protecções para a radiação dispersa, pois são operados com recurso a controlo remoto a partir de uma área protegida. Os segundos equipamentos (ilustração 3.7-B) possuem suporte para o ecrã e paneis laterais que protegem da radiação dispersa, no entanto, encontram-se em desuso. O seu painel de controlo situa-se na estrutura que suporta o intensificador de imagem. As mesas podem ter diversas posições para facilitar a execução dos exames e a sua utilização é comum em exames gastrointestinais e urogenitais. [11] [10]

A B C

Ilustração 3.7 – Ilustração de uma mesa telecomandada com ampola: [A] acima da mesa e [B] abaixo da mesa. A cinzento-escuro evidenciam-se as protecções contra radiação dispersa. (Retiradas de [11]). [C] Fotografia de uma mesa

telecomandada da Siemens. (Retirada de [28]).

3.5 Modos de operação

Na prática clínica, a emissão de radiação é conseguida recorrendo a dois modos de funcionamento: modo contínuo e modo pulsado. Estes dois modos apresentam diferentes características, nomeadamente no que concerne ao tempo de activação do feixe de radiação.

3.5.1 Fluoroscopia contínua

A fluoroscopia contínua é o método clássico de operação dos equipamentos de fluoroscopia. É utilizado um feixe contínuo de raios X que se encontra ininterruptamente activo enquanto o controlo de disparo do operador estiver premido. Apesar de permitir a adquisição de imagens com qualidade, tem como custo a exposição incessante dos pacientes e dos operadores à radiação. Dada a crescente sensibilização dos indivíduos para os efeitos nocivos da radiação, este modo tem vindo a perder popularidade face à fluoroscopia pulsada. A taxa de formação de imagens corresponde à do sistema de vídeo utilizado e que é, normalmente, de 30 frames por segundo. Portanto cada frame

(46)

3.5.2 Fluoroscopia pulsada

Neste modo de operação, o equipamento, nomeadamente, o seu gerador produz uma série de pulsos curtos e intensos. O operador pode escolher a taxa de frames por segundo (fps) que mais lhe convém e que dependendo do equipamento pode ser de, por exemplo, 30; 15; 7,5 ou 3,25 fps. À medida que a taxa de frames diminui, aumenta o ruído, logo é degradada a qualidade da imagem, mas também diminui a dose a que o paciente e o operador são expostos e a sua distribuição no tempo é espaçada. Quando não é necessária uma elevada resolução temporal, poder-se-á optar por uma baixa taxa de frames ou, contrariamente, em casos como nos que implicam rápido movimento do sangue, elevadas taxas de frames. No entanto, a aplicação do modo de fluoroscopia pulsada não é uma garantia da redução da dose aplicada quando comparada com a fluoroscopia contínua. [10] [20]

Ilustração 3.8 – Comparação da fluoroscopia contínua de: (a) 30 fps com a fluoroscopia pulsada de: (b) 30 fps e de (c) 15 fps. Adaptado de [10]

3.6 Qualidade da imagem

Considerando que a transmissão de raios X através de um objecto tridimensional é capaz de produzir uma representação bidimensional do objecto, baseada na maior ou menor absorção e dispersão produzida pela interacção com as estruturas atravessadas, é lógico querer que essa representação seja o mais fiel e com a maior informação possível. Portanto, a fidelidade e a riqueza da informação contida na representação, deve ser avaliada em termos da qualidade da imagem que, apesar do seu carácter qualitativo e subjectivo, pode ser estimada com base nalguns indicadores. Por um lado, ao visualizar-se uma imagem radiológica, é desejável observar-se objectos de pequena dimensão, com detalhes finos e bordas nítidas e, por outro, conseguir-se distinguir estruturas diferentes, mas com propriedades relativamente similares, como é o caso de vários dos tecidos biológicos. No primeiro caso trata-se do conceito de resolução espacial e, no segundo, do conceito de resolução de contraste que são dois parâmetros que assumem particular importância na qualidade da imagem. [29]

3.6.1 Resolução espacial

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3. A fluoroscopia

de uma artéria que se bifurcam. A resolução espacial pode ser aferida através de fantomas formados por faixas altamente atenuadoras separadas por outras de muito baixa atenuação, sucessivamente mais finas. À medida que as faixas vão diminuindo de espessura vai sendo mais difícil a sua distinção. A resolução espacial é, então, referida como sendo o menor número de objectos que podem ser distinguíveis por unidade de comprimento (por exemplo, em pares de linhas por milímetro). Geralmente, não depende do débito de dose, estando mais relacionada com considerações geométricas dos equipamentos, nomeadamente, o tamanho do ponto focal, as características do receptor de imagem e outras características que influenciam o limite de resolução de objectos de alto contraste. Campos de visão mais pequenos, associados a modos de ampliação superiores, são capazes de obter melhores resoluções espaciais. [10] [20] [30] Na ilustração 3.9 na imagem do lado direito não é possível distinguir os detalhes finos, devido ao facto de a resolução espacial do sistema de imagem ser baixo. [31]

Ilustração 3.9 – A imagem da esquerda possui uma série de linhas horizontais e verticais pretas e brancas que se conseguem distinguir à medida que se tornam mais pequenas, contrariamente à imagem da direita em que as linhas

aparecem desfocadas ou indistinguíveis. Retirado de [31].

3.6.2 Resolução de contraste

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(curva de baixa dose) ou, ainda, iii) um compromisso intermédio entre contraste e dose (curva

standard). [10] [20] [30]

Ilustração 3.10 – Curvas típicas da técnica radiológica de fluoroscopia que estabelecem um compromisso entre dose e contraste mediante a variação entre mA e kV. (Adaptado de [29]).

3.6.3 Resolução temporal

A resolução temporal é a razão da existência da fluoroscopia. Pode ser definida como a mínima fracção de tempo na qual se distingue dois eventos discretos que aparentam ser um evento único. Uma maneira de clarificar este conceito é compará-lo com a capacidade de uma máquina fotográfica conseguir em dois disparos seguidos captar dois batimentos consecutivos das asas de um colibri. Uma câmara com acção muito rápida poderá conseguir essa adquisição com sucesso. No entanto, uma outra câmara mais fraca irá adquirir imagens com blur ou então não conseguirá detectar dois movimentos consecutivos. Em medicina, nomeadamente, em cardiologia, em que é importante analisar imagens que recorrem a agentes de contraste, a resolução temporal é um factor determinante. [10] [20]