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Radiologia Brasileira

On-line version ISSN 1678-7099

Radiol Bras vol.47 no.6 São Paulo Nov./Dec. 2014

https://doi.org/10.1590/0100-3984.2013.1876 

ARTIGOS ORIGINAIS

Dosimetria e avaliação da qualidade da imagem em um sistema de radiografia direta*

Bruno Beraldo Oliveira1 

Marcio Alves de Oliveira2 

Lucas Paixão1 

Maria Helena Araújo Teixeira3 

Maria do Socorro Nogueira4 

1Mestres, Estudantes de Doutorado do Curso de Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais do Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN/CNEN), Belo Horizonte, MG, Brasil.

2Mestre, Professor do Departamento de Anatomia e Imagem da Faculdade de Medicina da Universidade Federal de Minas Gerais (UFMG), Belo Horizonte, MG, Brasil.

3Médica Radiologista, Diretora Técnica da Clínica Dra. Maria Helena Araújo Teixeira, Belo Horizonte, MG, Brasil.

4Doutora, Professora Pesquisadora Titular do Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN), Belo Horizonte, MG, Brasil.


RESUMO

Objetivo:

Avaliar a dose glandular média utilizando um detector de estado sólido e a qualidade da imagem de um sistema de radiografia direta a partir de objetos simuladores.

Materiais e Métodos:

Irradiações foram realizadas utilizando o controle automático de exposição e placas de polimetilmetacrilato com diferentes espessuras para o cálculo da dose glandular média. A qualidade da imagem foi avaliada por meio das estruturas visualizadas nas imagens dos objetos simuladores.

Resultados:

Considerando a incerteza das medições, os resultados de dose glandular média estão de acordo com os valores fornecidos pelo equipamento e com os níveis de referência adotados internacionalmente. Os resultados obtidos a partir das imagens dos objetos simuladores estavam em conformidade com os valores de referência.

Conclusão:

Este trabalho contribui para verificar a conformidade do equipamento em relação a dose e qualidade da imagem.

Palavras-Chave: Dose glandular média; Imagem; Radiografia direta

ABSTRACT

Objective:

To evaluate the mean glandular dose with a solid state detector and the image quality in a direct radiography system, utilizing phantoms.

Materials and Methods:

Irradiations were performed with automatic exposure control and polymethyl methacrylate slabs with different thicknesses to calculate glandular dose values. The image quality was evaluated by means of the structures visualized on the images of the phantoms.

Results:

Considering the uncertainty of the measurements, the mean glandular dose results are in agreement with the values provided by the equipment and with internationally adopted reference levels. Results obtained from images of the phantoms were in agreement with the reference values.

Conclusion:

The present study contributes to verify the equipment conformity as regards dose values and image quality.

Key words: Mean glandular dose; Image; Direct radiography

INTRODUÇÃO

A mamografia é a técnica radiográfica que desempenha papel fundamental na detecção e no diagnóstico das alterações clínicas mamárias. Trata-se do método de escolha para o rastreamento populacional do câncer de mama em mulheres assintomáticas, possibilitando a redução da mortalidade das pacientes(1).

Atualmente, a mamografia divide-se em convencional, que utiliza chassis com filmes radiográficos e telas intensificadoras, e digital, representada pelos sistemas de radiografia computadorizada (CR – computed radiography) e radiografia direta (DR – direct radiography). Os sistemas CR possuem um digitalizador de imagens e utilizam chassis contendo placas de fósforo, enquanto nos sistemas DR são utilizados os detectores digitais. A mamografia digital facilita a incorporação de uma série de novas tecnologias, como o sistema de tomossíntese de mama digital (DBT – digital breast tomosynthesis)(1), que utiliza uma sequência de projeções adquiridas ao longo de um arco limitado em torno da mama.

Recentemente, há vários estudos nacionais em diversas áreas com o objetivo de aprimorar os métodos de proteção radiológica(24) e demonstrar a importância de se adotar um adequado procedimento de dosimetria(511).

Especialmente em mamografia, há uma preocupação em avaliar a qualidade dos mamógrafos por meio de testes de desempenho específicos(1214), a fim de propiciar diagnósticos mais exatos e precisos(15,16). A dosimetria da mama é uma parte importante no controle de qualidade dos equipamentos e é um elemento essencial na otimização dos procedimentos. A Comissão Internacional de Medidas e Unidades de Radiação (ICRU – International Commission on Radiation Units and Measurements)(17) recomenda o uso da dose média para tecidos glandulares, sem utilizar a mama, para a dosimetria em mamografia. Esta grandeza é referida na literatura como dose glandular média (DG). Existem vários protocolos-padrão para a estimativa da dose que fornecem fatores de conversão que relacionam o kerma no ar incidente (Ki) com a DG (18).

Nos protocolos da Comissão das Comunidades Europeias (CEC – Commission of the European Communities)(13) e da Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA – International Atomic Energy Agency)(14), estes fatores são baseados em cálculos de Monte Carlo de Dance(19,20) e estão disponíveis para espectros de raios X de diferentes combinações de ânodo e filtro. O trabalho de Dance et al.(20) incluiu espessuras equivalentes de placas de polimetilmetacrilato (PMMA), que podem ser utilizadas para simular as mamas típicas de várias espessuras para fins dosimétricos.

Nos protocolos do Colégio Americano de Radiologia (ACR – American College of Radiology), o fator de conversão que se utiliza é o calculado por Wu et al.(21,22) e Boone(23,24) mediante cálculos de Monte Carlo, sendo tabulado para diferentes qualidades de feixe, espessura e glandularidade da mama.

A Vigilância Sanitária de Minas Gerais, em parceria com o Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN/ CNEN), avalia anualmente mamógrafos digitais do Estado(25) por meio de testes de desempenho baseados nos protocolos da CEC(13) e da IAEA(14), a fim de conferir se os resultados obtidos estão de acordo com o programa de garantia de qualidade para mamografia digital estabelecido pela IAEA(14). Dentre os testes de desempenho realizados estão: sistema de colimação (alinhamento do campo de raios X com o luminoso), força de compressão, alinhamento da bandeja de compressão, linearidade e uniformidade da resposta do detector, resolução espacial, e razão contraste ruído e sinal ruído.

A proposta deste estudo foi realizar testes complementares de dosimetria em conjunto com uma avaliação da qualidade da imagem utilizando o mesmo protocolo adotado pela Vigilância Sanitária em um mamógrafo com um sistema DR. Este mamógrafo foi utilizado em virtude de uma parceria estabelecida com uma clínica de mamografia localizada na cidade de Belo Horizonte que tem interesse em participar de projetos de pesquisa.

Na dosimetria, os resultados de DG obtidos para diferentes espessuras de PMMA foram estimados utilizando um detector de estado sólido, a fim de comparar com os mesmos valores fornecidos pelo equipamento adotado. O detector de estado sólido foi escolhido em vez de uma tradicional câmara de ionização específica para mamografia, por possuir inúmeras vantagens. Estes detectores possuem um material específico em sua parte inferior para evitar a detecção da radiação retroespalhada, são mais fáceis de posicionar e mais estáveis. Além disso, fornecem os valores de camada semirredutora (CSR) diretamente e possuem baixo tempo de resposta, proporcionando maior agilidade nos experimentos e diminuindo, consequentemente, o tempo que o equipamento fica inoperante por parte das clínicas de mamografia. Os resultados de DG obtidos também foram comparados com os níveis de referência aceitáveis e desejáveis estabelecidos internacionalmente(13,14).

No teste de qualidade da imagem, foram utilizados dois diferentes objetos simuladores: o Phantom Mama, indicado pelo Colégio Brasileiro de Radiologia e Diagnóstico por Imagem, e o CDMAM, específico para equipamentos digitais. Todas as imagens obtidas foram avaliadas e os resultados foram comparados com os valores de referência estabelecidos(13,26).

MATERIAIS E MÉTODOS

Os valores de DG são estimados a partir dos valores de Ki obtidos nas irradiações e coeficientes de conversão que são tabelados e dependentes da CSR do feixe de raios X. As exposições foram realizadas utilizando o detector de estado sólido Unfors 8202031-H Xi R/F & MAM Detector Platinum e o sistema DR do mamógrafo Hologic Selenia Dimensions localizado em uma clínica de mamografia de Belo Horizonte. A imagem do Phantom Mama somente foi avaliada visualmente, enquanto nas imagens do CDMAM foram realizadas uma análise visual e uma automática, sendo esta última pelo software cdcom.exe.

Determinação dos parâmetros de exposição

As irradiações para a determinação dos parâmetros de exposição foram realizadas utilizando o controle automático de exposição (CAE) do equipamento e placas de PMMA com espessuras variando de 20 a 70 mm posicionadas sobre o suporte da mama. Para representar mamas de diferentes atenuações, também foram utilizados espaçadores de PMMA de 1, 2, 5, 10 e 20 mm sobre as placas (Figura 1). Todos os valores de tensão (kV), carga (mA.sCAE) e composição ânodo/ filtro utilizados foram registrados para cada espessura.

Figura 1 Posicionamento dos materiais na determinação dos parâmetros de exposição. A: Bandeja de compressão. B: Espaçadores de PMMA. C: Placas de PMMA. 

Determinação dos valores de Ki e CSR

A distância entre o ponto focal do tubo de raios X e o suporte da mama foi 700 mm. O detector de estado sólido foi posicionado sobre o suporte da mama com o seu centro sensível a 60 mm da parede torácica (Figura 2).

Figura 2 Posicionamento do detector de estado sólido para medições de Ki e CSR. 

Os valores de ki foram determinados utilizando as leituras obtidas com o mamógrafo no modo de exposição manual e os parâmetros de exposição obtidos nas irradiações com o CAE, conforme a equação:

Ki,25 = MCAE N kTP

onde: ki,25 é o valor de ki obtido com o centro sensível do detector de estado sólido posicionado a 25 mm do suporte da mama; MCAE é a média das três leituras realizadas; N é o valor do fator de calibração; kTP é o fator para a correção da temperatura e pressão(14).

Para as medições com as placas e os espaçadores de PMMA, os valores de ki foram obtidos por meio da equação:

Ki,t = Ki,25 [(d – 25) / (d – t)]2

onde: Ki,t é o valor de Ki obtido para uma espessura t; d é a distância entre o ponto focal do tubo de raios X e o suporte da mama; t é a soma das espessuras das placas e espaçadores de PMMA utilizados(14).

Caso não fosse possível selecionar o mesmo valor de carga, os valores das leituras foram estimados utilizando o valor de carga que mais se aproximava do valor utilizado com o CAE, conforme a equação:

MCAE = M (mA.sCAE / mA.sM)

onde: mA.sCAE é o valor de carga utilizado com o CAE; M é a média das três leituras realizadas usando o valor de carga, mA.sM, mais próximo(14).

Os valores de CSR foram obtidos pelo detector de estado sólido que fornece estes valores automaticamente após cada irradiação. As respectivas tolerâncias destes valores foram obtidas conforme o intervalo:

kV / 100 + 0,03CSRkV / 100 + C

onde: C é uma constante e possui os valores 0,12; 0,19; 0,22; 0,30; 0,32 e 0,25 para as combinações ânodo/filtro de Mo/ Mo, Mo/Rh, Rh/Rh, W/Rh, W/Ag, W/Al, respectivamente(14).

Determinação dos valores de DG

Os valores de DG foram obtidos conforme a equação:

DG = gt ct s Ki,t

onde: gt é o fator que converte o Ki para DG utilizando uma mama com 50% de tecido fibroglandular e 50% de tecido adiposo e uma espessura t; ct é o fator de conversão que permite a utilização de outra composição de mama; s é o fator para diferentes combinações ânodo/filtro(14,19,20).

Os resultados foram comparados com os níveis de referência aceitáveis e desejáveis internacionais(13,14).

Avaliação da qualidade da imagem

As irradiações para a primeira avaliação da qualidade da imagem foram realizadas utilizando o CAE do equipamento, além do objeto simulador CDMAM inserido entre quatro placas de PMMA posicionadas sobre o suporte da mama (Figura 3). No total, foram obtidas 12 imagens sem processamento, a fim de possibilitar um resultado confiável do software cdcom.exe. A análise visual de uma das imagens foi realizada para comparação com a análise automática. A avaliação das imagens foi realizada mediante visualização das espessuras de ouro com diferentes diâmetros presentes no CDMAM. Os resultados foram comparados com os valores de referência estabelecidos(13).

Figura 3 Posicionamento do CDMAM para avaliação da qualidade da imagem. 

A irradiação para a segunda avaliação da qualidade da imagem foi realizada também empregando o CAE do equipamento, porém utilizando o Phantom Mama posicionado sobre o suporte da mama (Figura 4). A respectiva imagem sem processamento foi obtida e a avaliação da imagem foi realizada por meio da visualização das diferentes estruturas presentes no Phantom Mama. As estruturas anatômicas simuladas pelas estruturas visualizadas na imagem do Phantom Mama são: massas tumorais, microcalcificações, áreas ou lesões de baixo contraste e calcificações fibrosas. A quantidade de cada estrutura observada foi comparada com os valores de referência estabelecidos(13,26).

Figura 4 Posicionamento do Phantom Mama para avaliação da qualidade da imagem. 

RESULTADOS

Determinação dos parâmetros de exposição

Os valores de tensão, carga e composição ânodo/filtro utilizados para diferentes espessuras estão mostrados na Tabela 1. A proporção de tecido fibroglandular e a espessura da mama equivalente foi obtida pela soma das respectivas espessuras das placas e espaçadores de PMMA(14).

Tabela 1 Valores de tensão, carga, composição ânodo/filtro para diferentes espessuras. 

Espessura de PMMA (mm) Espessura de mama equivalente (mm) Proporção de tecido fibroglandular da mama equivalente (%) Tensão (kV) Carga (mA.sCAE) Composição ânodo/filtro
20 21 97 25 46 W/Rh
30 32 67 26 70 W/Rh
40 45 41 28 93 W/Rh
50 60 20 31 133 W/Rh
60 75 9 31 165 W/Ag
70 90 4 33 184 W/Ag

Determinação dos valores de Ki e CSR

Os valores de Ki em mGy, além dos valores de CSR e suas respectivas tolerâncias em mmAl obtidos para diferentes espessuras estão mostrados na Tabela 2. A incerteza expandida relativa calculada (k = 2) para as medições de Ki e CSR é aproximadamente 7,6%.

Tabela 2 Valores de Ki e CSR para diferentes espessuras. 

      CSR (mmAl)
Espessura de PMMA (mm) Espessura de mama equivalente (mm) Ki (mGy) Calculada Tolerância
20 21 1,078 0,50 0,28–0,55
30 32 1,900 0,51 0,29–0,56
40 45 3,150 0,54 0,31–0,58
50 60 5,996 0,56 0,34–0,61
60 75 7,675 0,62 0,34–0,63
70 90 9,532 0,65 0,36–0,65

Determinação dos valores de DG

Os valores calculados de DG em mGy com as respectivas incertezas da medição para diferentes espessuras de PMMA utilizadas e os respectivos níveis máximos aceitáveis e desejáveis estabelecidos pela CEC(13) e IAEA(14) estão mostrados na Figura 5. A incerteza expandida relativa calculada (k = 2) para as medições de DG é aproximadamente 9,0%. Os valores de DG calculados variaram de 0,54 ± 0,04 a 2,63 ± 0,24 mGy para as diferentes espessuras. A Figura 5 também indica os valores fornecidos pelo sistema DR, além dos resultados obtidos por Oliveira et al.(27) utilizando um sistema de CR.

Figura 5 Posicionamento do Phantom Mama para avaliação da qualidade da imagem. 

Avaliação da qualidade da imagem

As avaliações visual e automática da espessura de ouro a partir das imagens do CDMAM obtidas neste trabalho e por Oliveira et al.(27), além dos respectivos valores de referência(13) em µm para diferentes diâmetros do material, estão mostradas na Tabela 3. A quantidade de cada estrutura visualizada utilizando a imagem obtida do Phantom Mama, além das respectivas tolerâncias(13,26), estão mostradas na Tabela 4.

Tabela 3 Avaliação visual e automática para diferentes diâmetros de ouro utilizando o CDMAM. 

  Avaliações da espessura de ouro (μm)  
Diâmetro (mm) Visual deste trabalho Visual por Oliveira et al.(27) Automática deste trabalho Automática por Oliveira et al.(27) Valor de referência
0,10 2,00 2,00 0,995 2,00 1,680
0,25 0,36 0,36 0,142 0,16 0,352
0,50 0,16 0,16 0,064 0,10 0,150
1,00 0,10 0,08 0,037 0,03 0,091
2,00 0,06 0,06 0,040 0,05 0,069

Tabela 4 Quantidade de estruturas visualizadas utilizando o Phantom Mama. 

Estruturas (total) Estruturas visualizadas Tolerância
Fibras (6) 4 ≥ 4
Discos (8) 7 ≥ 7
Massas tumorais (5) 4 ≥ 4
Microcalcificações (5) 4 ≥ 4
Grades metálicas (4) 3 3

DISCUSSÃO

O uso de placas e espaçadores de PMMA é de fácil manuseio e possibilita obter as corretas espessuras de mama equivalente, além das respectivas proporções de tecido fibroglandular. Esses parâmetros são necessários para poder determinar os valores de DG e verificar se o equipamento utilizado está fornecendo estes valores corretamente. Porém, é preciso cautela ao analisar os resultados obtidos por estes materiais, pois eles podem ser diferentes dos obtidos na dosimetria em uma mama real. Cassola et al.(28) concluíram, em seu trabalho, que os materiais homogêneos devem ser utilizados para realizar testes de constância e não são indicados para estimar a dosimetria em pacientes reais.

Os valores de DG calculados no presente trabalho aumentaram conforme a espessura de PMMA, sendo o maior valor obtido ao utilizar uma placa de PMMA de 70 mm de espessura que possui a maior atenuação dos raios X. Chen et al.(29) e Chevalier et al.(30) constataram que os valores de DG são uma função da espessura da mama comprimida. Por isso, o resultado obtido no presente trabalho já era esperado, visto que maiores espessuras exigem feixes mais energéticos, além de um maior número de fótons, o que provoca um aumento nos valores de dose.

Coutinho(31) coletou dados clínicos de 1.183 mamografias obtidas por diferentes sistemas: tela/filme, CR e DR. Dessa amostra, foram calculados os valores de DG de 392 pacientes utilizando dosímetros termoluminescentes (TL) e um detector de estado sólido. A comparação dos dois métodos dosimétricos na determinação dos valores de DG apresentou diferenças significativas. Os valores de DG obtidos a partir do ki e dos fatores de conversão tabelados foram maiores em até 30% comparados aos valores obtidos por medições diretas utilizando dosímetros TL no interior de um objeto simulador específico.

Os resultados de DG do presente trabalho mostraram que os valores obtidos com o detector de estado sólido concordaram com os valores exibidos pelo equipamento e que esses valores estão abaixo do nível desejado para todas as diferentes espessuras e glandularidades de mama estudadas. Porém, tais valores podem estar sendo sobrestimados. Por isso, em trabalhos futuros, é interessante realizar medições utilizando dosímetros TL e um objeto simulador para determinar a diferença entre os métodos.

Coutinho(31) também concluiu que os sistemas DR utilizados apresentaram valores de DG maiores do que os calculados com o objeto simulador, e que os valores médios de DG obtidos nestes equipamentos são 33% mais baixos do que o sistema tela/filme. Entretanto, os sistemas CR avaliados em seu trabalho apresentaram valores médios de DG 25% mais elevados do que os convencionais.

Os sistemas de imagem digital, tanto o DR quanto o CR, ajustam automaticamente a exposição à radiação, o que contribui para uma possível redução na quantidade de imagens obtidas. Os sistemas DR ainda oferecem um melhor fluxo de trabalho por eliminar o uso dos chassis e um maior espaço para incorporação de novas tecnologias como o sistema DBT.

No Brasil, há uma tendência, cada vez maior, de adotar sistemas digitais em vez dos convencionais. Por isso, é importante realizar comparações dos valores de DG entre os diferentes sistemas digitais. Oliveira et al.(27) publicaram os valores de DG obtidos utilizando o mesmo método empregado neste trabalho, porém em um sistema CR de um laboratório do Estado de Minas Gerais. Todos os seus resultados estavam entre os níveis de referência aceitáveis e desejáveis adotados internacionalmente(13,14), porém acima dos resultados calculados utilizando o sistema DR deste trabalho.

Em geral, apesar dos resultados elevados apresentados pelos sistemas CR, ainda existe espaço para a redução da dose. A superexposição é mais difícil de ser identificada nestes sistemas em razão do ajuste automático do brilho e contraste da imagem. Por isso, a otimização dos procedimentos é importante, a fim de reduzir as exposições para níveis aceitáveis com uma adequada qualidade das imagens.

Cassola et al.(28) compararam dados de dosimetria entre diferentes modelos de mama, homogêneos e antropomórfico. Eles concluíram que para avaliar os valores de dose em mamas médias com tecido glandular na região medial, foi recomendado utilizar o modelo de Dance(19,20), o mesmo utilizado neste trabalho, com base nos valores de DG em vez do utilizado por Wu et al.(21,22) e Boone(23,24) com base na dose glandular normalizada. Levando em consideração as questões ligadas à proteção radiológica, também foi recomendado o modelo proposto por Dance(19,20), mesmo que este modelo subestime todos os valores calculados para dose glandular normalizada.

Oliveira et al.(32) concluíram, em seu trabalho, que o nível de referência de dose é atingido quando as imagens de ótima qualidade são produzidas. O ruído da imagem é um fator limitante para a redução da dose de radiação. Assim, as imagens obtidas com sistemas DR têm maior potencial de reduzir a irradiação por causa de uma melhor qualidade da imagem obtida a partir de uma menor exposição.

Chen et al.(29) concluíram que os sistemas DR podem fornecer imagens com qualidade similar a partir de uma ampla variedade de valores de dose. Medições realizadas em sistemas digitais utilizando objetos simuladores mostraram que a qualidade da imagem é similar quando a dose é reduzida em até 50% ou 30%, dependendo do simulador(29,33).

Visto que a dose em mamografia deve ser mantida tão baixa quanto possível sem redução da qualidade da imagem, além do cálculo dos valores de DG, foram realizados, neste trabalho, testes para avaliar a qualidade das imagens do equipamento estudado a fim de garantir uma qualidade mínima para o diagnóstico.

A primeira avaliação da qualidade da imagem deste equipamento foi realizada mediante análise visual e automática das imagens obtidas utilizando o CDMAM. A partir da análise automática realizada pelo software cdcom.exe, os resultados obtidos divergiram ligeiramente dos encontrados por Oliveira et al.(32), porém todos estavam abaixo dos valores de referência(13) estipulados para cada diâmetro de ouro.

Considerando que a análise visual não tem a mesma precisão da automática, os resultados visualizados também foram considerados conforme os de referência, além de estarem muito próximos dos encontrados por Oliveira et al.(32).

A segunda avaliação da qualidade da imagem do equipamento foi realizada por meio da análise visual da imagem obtida utilizando o Phantom Mama. A quantidade de cada estrutura visualizada está conforme as tolerâncias(13,26). A partir da imagem deste objeto simulador, ainda foi possível resolver até a terceira grade metálica, ou seja, pôde-se estimar que a resolução espacial deste equipamento é de oito pares de linha por milímetro.

CONCLUSÕES

Neste trabalho, os valores de DG calculados foram comparados com níveis de referência(13,14), além dos valores fornecidos pelo sistema DR adotado. Diversos trabalhos comprovaram que os valores de DG aumentam conforme a crescente atenuação dos raios X causada pelo aumento da espessura da mama comprimida ou, neste caso, pelo acréscimo das placas e espaçadores de PMMA(2931).

Considerando as incertezas na medição, todos os valores de DG estão de acordo com os níveis de referência desejáveis(13,14) e com os valores fornecidos pelo sistema DR para as respectivas espessuras. Adicionalmente, este trabalho per-mite concluir que, mediante comparação com os resultados obtidos utilizando um equipamento específico com um sistema CR(27), a escolha deste mamógrafo com sistema DR não acarretou em um aumento dos valores de DG.

O desgaste e a metalização do tubo de raios X são fatores que podem resultar em diminuição dos valores de rendimento (mGy.mAs–1) do equipamento com o tempo. Assim, para manter a mesmas características de imagem, o CAE eleva a técnica radiográfica, mantendo invariável o valor de ki. Considerando que os valores de DG são obtidos a partir dos valores ki, esses também são invariáveis e, portanto, utilizados em comparações com diferentes equipamentos e níveis de referência estabelecidos internacionalmente.

Para proteção radiológica, além da dosimetria dos equipamentos, é necessária a avaliação da qualidade da imagem. Por isso, nas avaliações das imagens obtidas pelos dois objetos simuladores, todos os resultados estavam em conformidade com os valores de referência e tolerâncias(13,26). Com base nestes resultados, conclui-se que as imagens analisadas possuem um correto limiar de contraste e uma adequada resolução espacial, além de possibilitar a distinção das estruturas anatômicas pertinentes para um exato e preciso diagnóstico.

Portanto, este trabalho contribui para verificar a conformidade deste equipamento em relação à dose e à qualidade da imagem. Entretanto, como neste trabalho somente um mamógrafo foi avaliado, é necessário, em trabalhos futuros, realizar a dosimetria e avaliar as imagens de uma maior amostragem, de diferentes características e fabricantes, a fim de concluir sobre a dose e a qualidade da imagem em mamografia digital.

Agradecimentos

Agradecemos à Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) e à Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior (Capes), pelas bolsas de doutorado, e à Dra. Maria Helena Araújo Teixeira, por fornecer o sistema DR. Este trabalho foi apoiado pela Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de Minas Gerais (Fapemig) e pelo Instituto Nacional de Ciência e Tecnologia (INCT) em Metrologia das Radiações em Medicina.

*Trabalho realizado na Pós-graduação em Ciência e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais do Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN/ CNEN), Belo Horizonte, MG, Brasil.

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Recebido: 6 de Agosto de 2013; Aceito: 10 de Abril de 2014

Endereço para correspondência: Bruno Beraldo Oliveira. Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN/CNEN). Avenida Presidente Antônio Carlos, 6627, Campus UFMG, Pampulha. Belo Horizonte, MG, Brasil, 31270-901. E-mail: boliveira.mg@gmail.com.

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