ipen
AUTARQUIA ASSOCIADA À UNIVERSIDADE DE SÂO PAULO
DEFINIÇÃO DO VOLUME DE PLANEJAMENTO DO ALVO
(PTV) E SEU EFEITO NA RADIOTERAPIA
MARIA ESMERALDA RAMOS POLI
Tese apresentada como parte dos
requisitos para obtenção do Grau
de Doutor em Ciências na Área de
Tecnologia Nuclear - Aplicações.
Orientadora:
Dra. Leticia L.C. Rodrigues
São Paulo
2007
AUTARQUIA ASSOCIADA À
U N I V E R S I D A D E DE S Ã O P A U L O
DEFINIÇÃO DO VOLUME DE PLANEJAMENTO DO
ALVO (PTV) E SEU EFEITO NA RADIOTERAPIA
Maria Esmeralda R a m o s Poli
T e s e a p r e s e n t a d a c o m o parte dos
requisitos para o b t e n ç ã o do Grau
de Doutor e m Ciências na Área de
T e c n o l o g i a Nuclear - A p l i c a ç õ e s .
Orientadora:
Dra. Leticia L. C.
SÃO PAULO
2007
COMISSÃO mcrom-i
m. u^i\m HUOEAR/SP-IPBS
Rodrigues
Dedico
este
trabaltio
às
mulheres
fortes
e
sensíveis que fizeram parte da minha formação.
Minhas
avós Mari
e Esmeralda,
minha
mãe
Helena, e às queridas tia Márcia e Athemis que
são minha inspiração e me fazem crer que tudo
na vida é possível.
Aaradecimentos
AGRADECIMENTOS
Ao
(PEN,
na
pessoa
do
Sr.
Superintendente,
Dr.
Claudio
Rodrigues,
pela
oportunidade de executar este trabalho.
A o s D e p a r t a m e n t o s d e Física M é d i c a e R a d i o t e r a p i a e O n c o l o g i a da M c G i l i
U n i v e r s i t y H e a l t h C e n t r e (MUHC), e m Montreal, o n d e a parte experimental deste
trabalho foi realizada.
A o Dr. E r v i n B. P o d g o r s a k pela grande oportunidade que me foi dada e m seu
Departamento, possibilitando minha participação não só no desenvolvimento do
projeto de pesquisa m a s t a m b é m e m atividades que tiveram um valor inestimável
para m e u d e s e n v o l v i m e n t o profissional, e por todo seu suporte durante
meu
treinamento na M U H C .
A o W i l l i a m P a r k e r q u e j u n t a m e n t e com o Dr. Podgorsak supervisionou minhas
atividades p r o v e n d o c o n h e c i m e n t o técnico, t e m p o para verificar os métodos de
medida, e n c o r a j a m e n t o e amizade.
A o s f í s i c o s H o r a c i o P a t r o c i n i o , M i c h a e l E v a n s , e R u s s e í R u o pelo incentivo e
por s e m p r e e s t a r e m disponíveis para esclarecer minhas dúvidas.
À D r a . L e t i c i a L u c e n t e C a m p o s R o d r i g u e s , minha orientadora, pela atenção
dispensada todos esses anos, incentivo e discussões.
À S o r a y a e líeana pela amizade e apoio e s p e c i a l m e n t e no período do longo e
tenebroso inverno c a n a d e n s e .
A o A r t h u r e E r i k m e u s queridos sobrinhos, por s e r e m minha inspiração.
À L a u r a F u r n a r i pela a m i z a d e e revisão deste trabalho.
À tia M á r c i a A . P o l i pelo carinho e por ter c u i d a d o da minha vida no Brasil
durante o d e s e n v o l v i m e n t o deste trabalho no C a n a d á .
A t o d o s o s f u n c i o n á r i o s , e s t u d a n t e s de F í s i c a M é d i c a e a o D e p a r t a m e n t o de
R a d i o t e r a p i a e O n c o l o g i a da M U H C q u e fizeram c o m q u e minha estadia de
1 ano na M U H C fosse muito agradável.
A i o d o s os f u n c i o n á r i o s , e s t u d a n t e s , e ao D e p a r t a m e n t o de Radioterapia e
F í s i c a M é d i c a d o H C F M U S P que me receberam d e volta ao trabalho no Brasil.
A o E d u a r d o N e t t o pelo companheirismo, paciência e amor q u e foram essenciais
durante a realização deste trabalho.
À C A P E S ( C o o r d e n a ç ã o de Aperfeiçoamento de P e s s o a l de Nível Superior), pelo
apoio financeiro deste projeto.
ü
cmsm mcKmi et
LULH^IA
HIÍCLEAR/SP
W
D E F I N I Ç Ã O D O V O L U M E DE P L A N E J A M E N T O D O A L V O (PTV) E S E U
E F E I T O NA R A D I O T E R A P I A
María Esmeralda R a m o s Poli
RESUMO
Este trabalho visa estudar a s m a r g e n s necessárias para definir o v o l u m e de
planejamento do alvo (PTV)
requeridas para tratar a d e q u a d a m e n t e
tumores
móveis c o m o os localizados na próstata o u tumores localizados e m áreas c o m
pouca mobilidade c o m o o s da região da cabeça e p e s c o ç o , na ausencia de
localização do alvo por i m a g e m . T a m b é m t e m c o m o objetivo avaliar o impacto
causado pelo PTV, e m termos de d o s e , nas estruturas críticas ao seu redor e sua
influência
quando
planejamento
inverso
é
utilizado
na
radioterapia
com
modulação d e feixe (IMRT). D a d o s de 387 pacientes de próstata f o r a m analizados
retrospectivamente. T o d o s os pacientes receberam localização
com
ultra-som
2D
resultando
em
10.327
localizações,
pré-tratamento
cada
uma
com
d e s l o c a m e n t o de isocentro e m três direções: antero-posterior (AP), lateral direitaesquerda (DE), e superior-inferior (SI). O deslocamento m é d i o e desvio padrão
(SD) para cada direção foi estimado a partir dos d a d o s de tratamento gravados
diariamente. A s incertezas (SD) na posição d o alvo f o r a m 4,4 m m (AP), 3,6 m m
(DE), e 4,5 m m (SI).
O estudo d a s incertezas no posicionamento diário de 78 pacientes c o m tumores
de
cabeça
e
pescoço
que
utilizaram
máscaras
termoplásticas
imobilizadores, avaliados c o m e q u i p a m e n t o de portal c o m i m a g e m
como
eletrônica
(EPID), mostrou variações (SD) na posição do isocentro de tratamento de 3,1 m m
(AP),
1,5
mm
antropomóri'ico
(DE), 4,5
estudou-se
mm
os
(SI). Aplicando estes desvios
histogramas
de
dose-volume
num
simulador
resultantes
do
deslocamento do isocentro no tratamento diário.
Os resultados m o s t r a r a m a importância de se colocar m a r g e n s no v o l u m e clínico
do alvo para garantir u m tratamento a d e q u a d o e t a m b é m mostraram que a
variação diária do isocentro de tratamento pode causar u m a u m e n t o de dose
maior que o nível de tolerância dos órgãos críticos.
P L A N N I N G T A R G E T V O L U M E (PTV) D E F I N I T I O N A N D ITS E F F E C T S IN T H E
RADIOTHERAPY
Maria Esmeralda R a m o s Poll
ABSTRACT
Tills work intends to study the margins required to define a planning target volume
(PTV) for a d e q u a t e treatment of the mobile tumors s u c h as prostate or those
located in areas with less mobility as the ones in head and neck region, in the
absence of daily localization imaging b a s e d . It is also intends to evaluate the
impact c a u s e d by the PTV, in terms of d o s e , to the critical structures surrounding
the PTV and its influence w h e n inverse planning is used in t h e intensity-modulated
radiation
therapy
(IMRT).
Data
from
387
prostate
patients
were
analyzed
retrospectively. Every patient in the study received daily pre-treatment localization
with 2 D ultrasound resulting in a total of 10,327 localizations, each comprising of
an isocenter d i s p l a c e m e n t in 3 directions: anterior-posterior (AP), right-left lateral
(RL), and superior-inferior (SI). T h e m e a n displacement and standard deviation
(SD) for each direction for e a c h patient w a s c o m p u t e d f r o m daily
treatment
records. T h e uncertainties (SD) in the target position w e r e 4 . 4 m m (AP), 3.6 m m
(RL), and 4.5 m m (SI).
A study of the uncertainties in the daily positioning of 7 8 head and neck patients
w h o used thermoplastic m a s k to immobilize t h e m , evaluated with electronic portal
imaging device (EPID), s h o w e d variations (SD) in the isocenter treatment position
of
3.1 m m (AP), 1.5 m m (RL), and 4.5 m m (SI). By applying these shifts in an
anthropomorphic p h a n t o m it w a s studied the d o s e - v o l u m e histograms resultant of
the isocenter displacement in the daily treatment.
T h e result s h o w e d the importance of putting margins in t h e clinical target volume
to assure an a d e q u a t e treatment and also s h o w e d that isocenter daily variation
can cause a n increase to the d o s e greater than the tolerance level to the critical
organs.
IV
Acrônimos
ACRÔNIMOS^
A maioria d o s a c r ô n i m o s foram mantidos no texto c o n f o r m e usado na língua
inglesa.
Acrônimo
Significado e m inglês
AP
BAT
BED
BEV
CD
CPE
CQ
CT
CTV
DE
DFI
DFS
B-mode Acquisition and Targeting
System
Biologic Effective Dose
Beam's Eye View
Compact Disc
Charged Particle Equilibrium
Computed Tomography
Clinical target Volume
dMLC
DRR
DVD
DVH
ENT
EPI
Digital Imaging and Communications in
Medicine
Digital Imaging and Communications in
Medicine-Radiotherapy
Dynamic multileaf collimator
Digitally Reconstructed Radiograph
Digital Video Disks
Dose-Volume Histogram
Ear, Nose and Throat
Electronic Portal Imaging
EPID
Electronic Portal Imaging Device
EUD
FC
FSPB
GTV
Equivalent Uniform Dose
DICOM
DICOM-RT
IGRT
Finite-Size Pencil Beam
Gross Target Volume
International Commission on Radiation
Units and Measurements
Image-Guided Radiotherapy
IMRT
Intensity-Modulated Radiation Therapy
IV
KERMA
LAT
LD
LE
ME
MLC
Irradiated Volume
Kinetic Energy Released in Matter
ICRU
MOSFET
MRI
MUHC
NOD
NOE
NTCP
OAR
Multileaf Collimator
Metal Oxide Semiconductors-Field
Effect Transistor
Magnetic Resonance Imaging
McGill University Health Centre
Normal Tissue Complication
Probabilities
Organ at Risk
Significado e m Português
Direção Antero-Posterior
Sistema de rastreamento do alvo e
aquisição modo B
Dose biologicamente eficaz
Visão do feixe
Disco compacto
Equilíbrio da partícula carregada
Controle de Qualidade
Tomografia computadorizada
Volume clínico do alvo
Direção Direita-Esquerda
Distância Foco-lsocentro
Distância Fonte-Superficie
Comunicações e imagem digital em
medicina
Comunicações e imagem digital em
medicina-radioterapia
Colimador multi-lâminas dinâmico
Radiografia reconstruida digitalmente
Disco de vídeo digital
Histograma de dose-volume
Ouvido, nariz e garganta
Portal com imagem eletrônica
Equipamento de portal com imagem
eletrônica
Dose equivalente uniforme
Fator do colimador
Feixe estreito de tamanho finito
Volume visível ou palpável do alvo
Comissão Internacional de Unidades e
Medidas Radiológicas
Radioterapia guiada por imagem
Radioterapia com modulação da
intensidade do feixe
Volume irradiado
Energia cinética liberada no meio
Direção Latero-lateral
Lente ocular direita
Lente ocular esquerda
Medula Espinhal
Colimador de multi-lâminas
Transistor de efeito de campo metaóxido-semicondutor
Imagem por ressonância magnética
Nervo óptico direito
Nervo óptico esquerdo
Probabilidade de complicação em tecido
normal
Órgão de risco
Acrônimos
OCR
PD
PDP
PE
PET
Positron Emission Tomography
PORV
Planning Organs-at-Risk Volume
PSF
PTV
QO
RDF
SD
SF
SI
TAR
TC
TCP
Peak Scatter Factor
Planning Target Volume
Tumor Control Probability
TCPE
Transient Charged Particle Equilibrium
TL
TLD
TMR
TPR
TPS
TV
UM
US
2D
3D
3-DRTP
3DCRT
4-D
Off Center Ratio
Relative Dose Factor
Standard Deviation
Scatter Factor
Tissue-to-Air Ratio
Thermoluminescent Dosimeter
Tissue-Maximum Ratio
Tissue-Phantom Ratio
Treatment Planning System
Treated Volume
Ultrasound
Two-dimensional
Three-dimensional
Three-dimensional Radiotherapy
Treatment Planning
Three-dimensional Conformal
Radiation Therapy
Four-dimensional
Razão de dose fora do eixo central
Parótida direita
Porcentagem de Dose na Profundidade
Parótida esquerda
Tomógrafo por emissão de positron
Volume de planejamento dos órgãos de
risco
Fator de espalhamento pico
Volume de planejamento do alvo
Quiasma óptico
Fator de dose relativa
Desvio Padrão
Fator de retro-espalhamento
Direção Superior-Inferior
Razão tecido-ar
Tronco Cerebral
Probabilidade de Controle Tumoral
Equilibrio transiente da praticula
carregada
Termoluminescente
Dosímetro termoluminescente
Razão tecido-máximo
Razão tecido-simulador
Sistema de planejamento do tratamento
Volume tratado
Unidades Monitoras
Ultra-som
Bidimensional
Tridimensional
Planejamento do tratamento de
radioterapia tridimensional
Radioterapia conformacionada
tridimensional
Quadridimensional
VI
SUMARIO
DEDICATÓRIA
AGRADECIMENTOS
RESUMO
ABSTRACT
ACRÔNIMOS
i
ii
ííí
iv
V
\ INTRODUÇÃO
1
1.1 Definição de margem
7
1.1.1 Importância da definição de margem e seus efeitos
1.1.2 Revisão da literatura para movimentos de órgãos
7
8
I! O B J E T I V O
13
2.1 Objetivo geral
13
2.2 Objetivos específicos
13
III F U N D A M E N T O S
14
3.1 Física do planejamento de tratamento
3.1.1 Interações da radiação com a matéria
3.1.2 Fluencia de partícula e energia
3.1.3 interações c o m elétrons e poder de freamento
3.1.4 Conceito de KERMA, dose absorvida e equilíbrio eletrônico da partícula
carregada (CPE)
3.1.4.1 KERMA
3.1.4.2 Dose absorvida
3.1.4.3 Equilíbrio eletrônico da partícula carregada (CPE)
3.1.5 Parâmetros de cálculo de dose de feixe de fótons
3.1.5.1 Inverso quadrado da distância
3.1.5.2 Formalismos dos parâmetros de localização; DFS e DF!
3.1.5.3 Fatores que relacionam dose na profundidade á dose no ponto de referência:
porcentagem de dose profunda (PDP), razão tecido-ar (TAR), razão tecidosimulador (TPR) e razão tecido-máximo (TMR)
3.1.5.4 Fatores que afetam a fluência do feixe: PSF, CF, S F , RDF e OCR
3.1.5.5 Dose superficial, de entrada e saída
3.2 Processo de planejamento tridimensional
14
14
17
17
19
19
20
21
22
22
23
23
25
27
29
3.2.1 Simulação do tratamento
3.2.1.1 Posicionamento e imobilização do paciente
3.2.1.2 Aquisição de dados do paciente: tomografia computadorizada
29
29
32
3.2.1.3 Definição dos alvos e estruturas de interesse
33
3.2.1.4 Definição do isocentro
34
3.2.1.5 Transferência de imagem
3.2.2 Processo para o cálculo de dose
35
36
3.2.2.1 Algoritmos de planejamento de tratamento
37
víi
3.2.2.2 Métodos empíricos e tabelas de cálculo
37
3.2.2.3 Integração Clarkson para campos irregulares
3.2.2.4 Convolução e Superposição
3.2.2.5 Modelo de feixe estreito colimado
3.2.3 Planejamento inverso
3.2.3.1 Técnica de gradiente descendente
3.2.3.2 Aniquilação simulada
3.2.3.3 Otimização do planejamento com C O R V U S
3.2.4 Cálculo de dose com C O R V U S
3.2.5 Avaliação do planejamento
3.2.6 Reconstrução radiográfica digital (DRR)
3.2.7 Sistema de gravação e verificação do planejamento
3.2.8 Exportação dos dados para a máquina de tratamento
3.2.9 Liberação da dose
3.2.9.1 Máquina de tratamento
3.2.9.2 Execução do tratamento convencional
3.2.9.3 Execução do tratamento com IMRT dinâmico
3.2.10 Controle de qualidade (CQ)
3.2.10.1 CQ pré-tratamento específico ao plano de tratamento - híbrido
3.2.10.2 CQ pré-tratamento específico ao paciente - portais e ultra-som
3.2.11 Comparação das técnicas de 3-DCRT e IMRT
3.3 Métodos de localização e verificação de imagem
3.3.1 Pré-planejamento
3.3.1.1 Tomografia computadorizada
3.3.1.2 Ressonância magnética
3.3.2 Pré-tratamento
3.3.2.1 Imagem de portal e sementes de ouro
38
38
39
40
42
43
45
49
49
50
50
51
51
51
53
54
54
55
55
57
58
58
58
58
58
59
3.3.3 Durante o curso do tratamento
3.3.3.1 Equipamento de imagem de portal eletrônico (EPID)
3.3.3.2 Sistema de localização do alvo por ultra-som 2-D
3.3.4 Fusão de imagens
59
59
62
64
I V MATERIAIS E M É T O D O S
69
4.1 Equipamentos
4.1.1 Acelerador linear e sistemas de planejamento
4.1.2 Simuladores de tecido: água sólida e antropomórfico
4.1.3 Dosímetros: câmara de ionização, filmes, M O S F E T e TLD
69
69
71
72
4.2 Dosimetria e controle de qualidade
4.3 imagem: tomografia computadorizada, ultra-som, equipamento de imagem de
portal eletrônico
4.4 Calibração e testes de desempenho dos dosímetros
4.4.1 Caracterização dos filmes radiográficos
4.4.1.1 Calibração dos filmes radiográficos em dose
73
74
75
75
75
4.4.1.2 Filmes radiográficos na verificação da distribuição de dose do IMRT
75
4.4.2 Scanner e Densitômetro
4.4.3 Caracterização do M O S F E T
75
76
4.4.3.1 Teste de decaimento do sinal
4.4.3.2 Linearidade da resposta
4.4.3.3 Dependência com a taxa de dose
77
78
78
VIII
4.4.3.4 Dependência direcional
4.4.3.5 Dependência com o tamanho de campo
4.4.3.6 Dependência energética
4.4.3.7 Calibração em função da dose
4.4.3.8 Reprodutibilidade
4.4.3.9 Emprego do M O S F E T na dosimetria do IMRT
4.4.4 Caracterização do TLD
78
79
79
80
82
82
82
4.5 Técnicas experimentais para avaliação dos erros e incertezas associadas ao PTV
e o seu efeito na radioterapia
4.5.1 Incertezas relacionadas à localização do paciente: casos de cabeça e pescoço....
4.5.2 Efeito do deslocamento do isocentro na distribuição de dose
4.5.3 Efeito do tamanho do PTV nas estruturas críticas vizinhas
4.5.4 Efeito da margem dada ao volume alvo para formar o PTV em relação à dose na
superfície quando se utiliza planejamento inverso para IMRT no tratamento de
câncer de cabeça e pescoço
4.5.5 Efeito de margens do PTV na dose periférica para tratamentos planejados com
IMRT
4.5.6 Incertezas relacionadas ao movimento do órgão entre frações do tratamento:
casos de próstata
4.5.6.1 Modelo matemático para englobar erros sistemáticos e randómicos para definir
o PTV
4.5.7 Efeito do movimento do isocentro através das novas coordenadas geradas pela
localização c o m ultra-som na dose no alvo
95
V RESULTADOS E DISCUSSÕES
96
5.1 Calibração e testes de desempenho dos dosímetros
5.1.1 Caracterização dos filmes
5.1.1.1 Calibração dos filmes radiográficos em função da dose
5.1.1.2 Filmes radiográficos na verificação da distribuição de dose do IMRT
5.1.2 Caracterização do M O S F E T
96
96
96
97
99
5.1.2.1 Teste de decaimento do sinal
5.1.2.2 Linearidade da resposta
5.1.2.3 Dependência com a taxa de dose
5.1.2.4 Dependência direcional
5.1.2.5 Dependência com o tamanho de campo
5.1.2.6 Dependência energética
5.1.2.7 Calibração em função da com dose
5.1.2.8 Reprodutibilidade da resposta
5.1.2.9 Emprego do M O S F E T na dosimetria do IMRT
5.1.3 Caracterização do T L D
99
99
100
100
101
103
104
105
105
106
5.2 Técnicas experimentais para avaliação dos erros e incertezas associadas ao PTV
e ao seu efeito na radioterapia
5.2.1 Incertezas relacionadas à localização do paciente: casos E N T
5.2.2 Efeito do deslocamento do isocentro na distribuição de dose e efeito do tamanho
do PTV nas doses geradas e m suas estruturas críticas vizinhas
5.2.3 Efeito da margem dada ao volume alvo para f o r m a r e PTV em relação á dose na
superfície quando se utiliza planejamento inverso para IMRT no tratamento de
câncer de cabeça e pescoço
5.2.4 Efeito de margens do PTV nas doses das regiões periféricas ao tratamento
5.2.5 Incertezas relacionadas ao movimento do órgão entre frações do tratamento:
casos de tumor na próstata
85
85
86
88
88
92
92
95
107
107
109
111
116
117
IX
5.2.5.1 Modelo matemático para englobar erros sistemáticos e randómicos para definir
PTV
5.2.5.2 Efeito na dose devido ao movimento do isocentro através das novas
coordenadas geradas pela localização do alvo com ultra-som
128
130
5.2.5.3 Guia prático: como eleger o paciente à certas restrições de dose
5.2.6 Resumo dos procedimentos para definição do PTV
131
134
VI CONCLUSÕES
137
APÊNDICE A
APÊNDICES
APÊNDICE C
140
152
156
REFERÊNCIAS
171
Capítulo I
Iiitroduçào
I INTRODUÇÃO
A radioterapia é u m a técnica de tratamento que utiliza a radiação ionizante para
destruir células não sadias tais como as cancerígenas, c o m o objetivo principal de
tratar pacientes portadores de câncer. Até a d é c a d a de 80 a distribuição da
radiação pelo corpo do paciente era realizada b a s i c a m e n t e através de cálculos
manuais. A
partir
introduzidos
na
da
década
radioterapia
de
90, os
e hoje o seu
computadores
começaram
uso é f u n d a m e n t a l
para
a
que
ser
o
tratamento seja realizado de forma a causar o m e n o r d a n o possível aos tecidos
sadios e, ao m e s m o t e m p o , garantir que o alvo receba a dose de tratamento
desejada. Para q u e isso ocorra, a radioterapia deve ser planejada e o processo do
planejamento do tratamento consiste de vários passos que incluem a aquisição de
dados do paciente, definição do alvo, simulação, cálculo de dose e avaliação do
plano de tratamento^"'*, conforme explicado a seguir:
- Aquisição d o s d a d o s do paciente: é o primeiro passo no planejamento do
tratamento. A s s u a s informações anatômicas p o d e m ser obtidas através de
imagens radiográficas ou fluoroscópicas. Para a m b a s imagens, há necessidade
de se fazer o contorno do paciente de forma a se obter uma
representação
bidimensional da forma do seu corpo na região de interesse para o tratamento.
Existem vários m é t o d o s para se determinar o contorno, sendo o mais c o m u m o
uso de fios d e c h u m b o de solda para delinear a superfície do paciente. Este
método de aquisição de dados, embora tenha sido muito usado, é um método
pouco eficaz na localização do tumor uma vez que as imagens de raios-X ou
fluoroscopia não p r o d u z e m bom contraste e m tecidos moles. Para vencer estes
obstáculos a tomografia computadorizada (CT) se tornou muito frequente para se
obter
informações
tridimensionais
(3-D)
do
paciente,
assim
como
oferecer
informações mais precisas da localização do tumor por causa do contraste e m
tecidos moles,
- Definição do alvo: a fim de se delinear os v o l u m e s alvos e órgãos sensíveis,
alguns m é t o d o s d e e x a m e s são necessários para localizar estas estruturas dentro
do paciente. E m alguns casos a identificação do v o l u m e alvo pode ser feita por
palpação clínica o u e x a m e visual. No entanto, é mais frequente a necessidade do
uso
de
imagens
radiológicas
tais
como
filmes
radiográficos,
tomografia
Capílulo 1
liiUüduçào
computadorizada (CT), i m a g e m por ressonância magnética (MRI) e tomografia
por emissão de positron (PET). Estas modalidades de imagens p o d e m ser usadas
individualmente ou c o m b i n a d a s de forma a se obter a melhor localização do
tecido cancerígeno
no paciente. Os volumes de tratamento
são
geralmente
definidos de acordo c o m as publicações da C o m i s s ã o Internacional de Unidades e
Medidas de Radiação (ICRU) n ú m e r o s 50^ e 62^. O v o l u m e de tumor visível,
conhecido c o m o G T V (do inglês gross
tumor volume),
é definido c o m o a massa
palpável ou extensão visível do crescimento tumoral. O v o l u m e contendo o G T V e
doença microscopia maligna possível é d e n o m i n a d o v o l u m e clínico do alvo,
conhecido
pelo
acrônimo
em
inglês
CTV
{clinicai
target
volume).
É
muito
importante que este v o l u m e seja tratado a d e q u a d a m e n t e a fim de se alcançar o
objetivo da terapia, seja ela paliativa ou curativa. O v o l u m e de planejamento do
alvo (PTV, do inglês planning
target volume)
é uma definição de volume que leva
e m conta o efeito de todas as variações geométricas tais c o m o : movimento de
órgãos ou incerteza da sua posição c o m a finalidade de assegurar que a dose
prescrita seja realmente absorvida no CTV. Os órgãos de risco (OAR, organ
at
risk) p o d e m ser delineados e incluídos no planejamento do tratamento e m uma
tentativa de diminuir as complicações e m tecido normal através da verificação de
que a dose nos tecidos sadios não ultrapasse a sua d o s e de tolerância. Assim
c o m o para o C T V , t a m b é m foi definido para o O A R u m v o l u m e de planejamento
q u e leva e m conta sua m o v i m e n t a ç ã o e posição dentro do paciente denominado
P O R V (do inglês planning
organs
at risk volume).
O ICRU 62^ ainda descreve
mais dois v o l u m e s que p o d e m ser usados para definir o v o l u m e planejado que
recebeu efetivamente a dose prescrita, T V (do inglês treatment
{irradiated
volume)
volume)
e IV
que pode ser descrito como o v o l u m e irradiado c o m uma dose
que seja importante ser reportada para o tipo de paciente e m questão, não
havendo uma d o s e mínima para se relatar, pois d e p e n d e r á de cada situação.
Uma
representação
F I G U R A 1.1.
destas definições de volumes
alvos
pode ser vista
na
Capítulo 1
Introdução
GTV - Volume visível do alvo
CTV - V o I u rn e c lí n i c o d o al vo
PTV - V o I u m e d e p I a n ej a rn e n to
do alvo
TV - Volume tratado
IV - V o l u m e Irradiado
OAR - Órgáo de risco
PORV - Volume de planejamento
dos órgáos de nsco
F I G U R A 1.1 - Definições de volumes alvos e órgãos de risco.
- Simulação: u m a vez que os dados do paciente f o r a m adquiridos e os alvos
localizados, p o d e m ser determinados os parâmetros do feixe necessários para
tratar o paciente. Se a geometria do feixe for determinada usando métodos de
fluoroscopia
ou
radiografía
convencional
então
os
limites
dos
campos
de
tratamento d e v e m ser determinados usando estruturas ósseas como referência.
Um outro m é t o d o é a simulação virtual q u e , a partir de d a d o s de imagens de CT
pode se obter radiografias planas reconstruídas digitalmente (conhecida c o m o
DRR, digitally
delineações
recontructed
dos
campos
radiograph),
de
nas quais p o d e m ser sobrepostas as
tratamento.
Esta
imagem
digital
que
inclui
informações do c a m p o de tratamento é c h a m a d a de projeção da visão do olho do
feixe e o acrônimo usado é BEV, do inglês beam's
eye view. A simulação virtual
do plano permite q u e os feixes de radiação sejam determinados relativamente ás
estruturas de tecido mole delineadas nas imagens de CT.
- Cálculo de dose: após selecionar propriamente os c a m p o s , pode ser realizado
um cálculo de d o s e para os alvos e os órgãos de risco. No caso de c a m p o s
simples, c o m formato regular c o m o um q u a d r a d o , retângulo ou esfera, e m meio
h o m o g ê n e o , as tabelas c o m dados dosimétricos dos feixes p o d e m ser usadas
para cálculo manuaP. Para c a m p o s c o m formato irregular, a dose resultante pode
ser estimada através de técnicas como o m é t o d o de integração de Clarkson''. Nos
casos de distribuições e m meio heterogêneo, algoritmos de cálculo de d o s e
podem incluir f o r m a s de correção de tecidos hetereogêneos dentro do paciente
3
Capítulo 1
Introdução
como é o caso dos algoritmos de convolução e superposição^, algoritmos de
feixes estreitos {pencil beamf
e os baseados e m Monte Cario p o d e m ser usados.
E m u m planejamento convencional, o planejador seleciona os parâmetros do feixe
por tentativa e erro de acordo c o m o contorno do paciente. U m a distribuição de
dose é então calculada e avaliada. Este processo é repetido até que um plano de
tratamento aceitável seja encontrado. Por outro lado, o planejamento inverso faz
uso de
métodos
tratamento
de
otimização
adequado.
computadorizada
para
gerar
um
plano
de
Neste caso, as doses de prescrição desejadas e as
constrições d o s e - v o l u m e para os órgãos de risco são introduzidas primeiramente
pelo planejador d o tratamento, e os parâmetros do feixe são então determinados
com a otimização de u m a função custo definida para estes objetivos e limitações.
Os algoritmos de planejamento inverso geralmente p r o d u z e m intensidades de
feixes c o m p l e x a s que requerem um sistema de liberação do tratamento avançado,
tais
como
os
realizados
com
radioterapia
com
modulação
(acrônimo conhecido IMRT que e m inglês é intensity-modulated
da
intensidade
radiation
therapy).
A radioterapia c o m m o d u l a ç ã o da intensidade d o feixe (IMRT) é u m método de
liberação de um tratamento tri-dimensional conformado que permite a modulação
da forma e intensidade dos feixes de radiação. U m a d o s e pode ser d a d a a um
alvo de formato irregular enquanto os tecidos vizinhos adjacentes são poupados.
Existem várias formas de IMRT envolvendo c o m p e n s a d o r e s físicos simples,
feixes
escaneados,
feixe
modulado
em
forma
de
leque
(tomoterapia),
ou
colimadores multi-lâminas (MLC) q u e p o d e m ser usados para modular o feixe^°'^^.
Devido à c o m p l e x i d a d e requerida na liberação dos feixes, o IMRT é usada
frequentemente c o m sistemas d e planejamento inverso do tratamento tais c o m o o
sistema C O R V U S ( N o m o s Corporation, Cranberry, PA)^^^^.
Neste trabalho foi utilizado o IMRT c o m planejamento inverso e o sistema de
liberação d o s feixes c o m um colimador de multi-lâminas (MLC) para alcançar a
forma do c a m p o e modulação de feixe desejadas. Os colimadores multi-lâminas
consistem de 20 a 6 0 pares opostos e adjacentes de lâminas finas de tungsténio
montadas no cabeçote do acelerador linear. A espessura de cada lâmina é tal que
a espessura de sua projeção no isocentro da máquina de tratamento varia entre
0,5 cm e 1 c m . C a d a lâmina é controlada por motores independentes tal que
possa ser movido e m configurações diferentes para conformar o volume de
tratamento. A t u a l m e n t e são disponíveis dois m o d o s de liberação dos feixes com
4
Ccipítiilo
[ntiodução
I
M L C para uso clínico, o m o d o estático {step and stioot)
e o m o d o dinâmico. No
modo estático, o tratamento é liberado através de uma série de sub-feixes com
intensidades variadas. C a d a sub-feixe tem uma configuração específica
das
lâminas do M L C e t e m p o de feixe. A c o m b i n a ç ã o d o s sub-feixes produz a
distribuição de d o s e d e s e j a d a . No m o d o dinâmico, o m é t o d o de liberação do feixe
implementado é o c h a m a d o "sliding-window". Neste caso a abertura do M L C é
movida através do feixe e n q u a n t o o acelerador linear está c o m o feixe ligado. A
forma da abertura e da velocidade é modulada conforme necessário para se obter
a distribuição desejada. O m é t o d o de liberação dinâmica permiite umi tratamento
mais acurado porque o n ú m e r o de sub-campos não é limitado c o m o no modo
estático e o t e m p o de tratamento total pode ser reduzido consideravelmente.
- Avaliação do plano do tratamento: pode ser e m
qualitativa.
O
fato
de
que
os
planos
de
natureza quantitativa
tratamento
raramente
completamente o critério inicial de planejamento s e m c o m p r o m e t e r
sadias
implica
na
necessidade
de
uma
avaliação
subjetiva
ou
satisfazem
estruturas
do
plano.
Qualitativamente, várias ferramentas são disponíveis para avaliação do plano de
tratamento. Isto inclui distribuições de isodoses e m todos os cortes axiais da
tomografia assim c o m o nas imagens reconstruídas nos planos sagital, coronal e
oblíquo. As superfícies de isodoses podem ser mostradas e m reconstruções 3-D a
partir dos d a d o s do CT, ou projetadas nas imagens DRR e BEV.
Para acessar quantitativamente a qualidade do plano de tratamento são utilizadas
informações
sobre
as
distribuições
de
isodoses,
estatísticas
de
dose,
e
histogramas d o s e - v o l u m e ( D V H ) , ver A P Ê N D I C E A. O D V H é uma representação
gráfica da distribuição de frequência de doses dentro de um d a d o volume, seja ele
o alvo ou órgão de risco. Pode ser usado na forma direta (diferencial) ou integral
(cumulativa). O D V H direto possibilita determinar o v o l u m e de tecido que recebe
uma dose dentro de u m certo valor incremental e n q u a n t o o D V H cumulativo
calcula volumes que r e c e b e m no mínimo uma certa dose. U m problema do DVH é
a falta de informação sobre a distribuição espacial da dose. U m exemplo de um
DVH cumulativo típico e ideal para um alvo e órgão de risco pode ser visto na
FIG. 1.2.
Capítulo 1
Introdução
50
50
100
D o s e (%)
100
Dose(%)
F I G U R A 1.2 - Histogramas de dose-volume para um piano de tratamento típico
(esquerda) e ideal (direita).
A avaliação do piano deve incluir fatores importantes tais c o m o uniformidade de
dose e limites de dose aos órgãos críticos. Para radioterapia convencional, o
ICRU 50^ r e c o m e n d a que a dose e m todos os pontos dentro do alvo não deve
exceder 7 % e não deve ser inferior a 5% da d o s e no isocentro se 1 0 0 % da dose é
prescrita neste ponto. No entanto, nos tratamentos c o m IMRT estas constrições
de uniformidade de d o s e p o d e m não ser alcançadas se as distribuições de dose
têm formas côncavas ou gradientes grandes de dose perto de órgãos críticos^^.
C o n s e q u e n t e m e n t e , a prescrição e o relato de doses para tratamentos c o m IMRT
diferem
das
recomendações
do
ICRU^^. Os
limites
de
dose
impostos
na
radioterapia são geralmente devido às d o s e s de tolerância nos órgãos sadios.
Muitas pesquisas t ê m sido realizadas para avaliar a tolerância à radiação e m
tecidos, e muitas instituições de tratamento clínico a d e r e m a valores sugeridos e m
u m a compilação d e d a d o s realizados por E m a m i et al.^^.
Recentemente,
tratamento.
índices
Modelos
biológicos
biológicos
têm
são
sido
usados
usados
para
para
avaliar
avaliar
o
planos
efeito
de
de
uma
distribuição de dose calculada e m estruturas irradiadas. Dois destes índices são a
probabilidade de controle tumoral (TCP) e probabilidade de complicação
em
tecido normal ( N T C P ) , que são funções do t a m a n h o da fração, gradiente de dose
dentro da estrutura, e u m a resposta da d o s e m o d e l a d a biologicamente^^. A dose
biologicamente eficaz (BED) é u m a grandeza que relaciona o t a m a n h o da fração
da
dose
à
dose,
e
é
uma
função
dos
parâmetros
a
e
3
ajustados
6
Capítulo 1
Introdução
radíobJologicamente^^. A dose equivalente uniforme (EUD)^^ é definida como a
dose liberada ao órgão inteiro requerida para produzir o m e s m o efeito biológico
que u m a irradiação parcial para uma outra dose liberada ao m e s m o
órgão
estudado.
1 . 1 DEFINIÇÃO DE M A R G E M
Como
discutido
anteriormente,
a
definição
de
volumes
e
margens
para
radioterapia foi realizada pela primeira vez pela publicação No. 50 (ICRU 50)^, e m
1993 e posteriormente atualizado pela publicação No. 62 ( I C R U 62f
e m 1999. Os
ICRU 50 e 62 definem o v o l u m e de tumor visível e m i m a g e n s diagnósticas como
sendo o GTV; o v o l u m e clínico, CTV, é o v o l u m e acrescentado ao G T V para
incluir d o e n ç a sub-clínica; o P T V é o volume de planejamento que deverá ser
acrescentado ao C T V para garantir que este seja tratado c o m a dose prescrita;
OAR é o acrônimo usado para órgãos de risco, ou seja, os órgãos que são
vizinhos ao v o l u m e que será tratado e P O R V é o PTV para os órgãos de risco. O
C T V é definido clinicamente e o P T V deve ser a m a r g e m que leva e m conta
variações devidas ao posicionamento diário do paciente (setup),
movimentação
do órgão, erros associados ao equipamento (como incerteza na posição da
estativa rotatória, m e s a , colimador, etc.), m u d a n ç a na geometria do paciente
(ganho ou perda de peso, por exemplo) e outros erros associados ao tratamento.
1 . 1 . 1 A I M P O R T Â N C I A DA D E F I N I Ç Ã O DE M A R G E M E S E U S E F E I T O S
A radioterapia c o m planejamento tridimensional c o n f o r m a d o ao alvo assume que
a localização do alvo é b e m conhecida e que as variações na sua posição devido
ás incertezas de localização são levadas em conta no PTV.
Erros associados ao posicionamento e localização do alvo e m radioterapia vêm
sendo e s t u d a d o s para vários sítios de tratamento há 5 anos, m a s ainda não há
nenhum trabalho descrevendo a metodologia da sua análise ou abordando os
aspectos diferentes da implicação da m a r g e m no tratamento conformacionado.
C o m o uso crescente de novas tecnologias tal c o m o a m o d u l a ç ã o da intensidade
do feixe (IMRT), a m a r g e m que deve ser dada ao alvo está se tornando objeto de
investigação, u m a vez que o seu tamanho pode afetar órgãos de risco gerando
7
CapíUilo 1
[ntroduçào
d o s e s muito a c i m a d o limite de tolerância^^ o u , d e p e n d e n d o da sua localização, o
uso de p l a n e j a m e n t o inverso pode afetar a otimização d e dose gerando doses
excessivas e m estruturas sadias que, muitas vezes, não p o d e m ser avaliadas
precisamente pelo sistema d e planejamento c o m o é o c a s o da pele.
Para
lembrar
de
quão
importante
é
o
tamanho
da
margem
em
termos
volumétricos, basta verificar a mudança fracional no v o l u m e c o m o uma função do
seu diâmetro, q u e é j u s t a m e n t e seu diferencial, e um p o d e ser dividido pelo outro,
o que significa que^°:
Se o volume da esfera = 4/3TTr^ = TTd^/6,
onde r é o raio da esfera e d seu diâmetro
A V = (Trd2/2) Ad
(1.1)
então
A V A / = {(TTd2/2) Ad}/{ Trd^/6}
(1.2)
AV/V = 3Ad/d
(1.3)
ou
Portanto, ao se adicionar 1 m m de m a r g e m a u m alvo c o m 6 m m de diâmetro isto
acrescentará 1 0 0 % no v o l u m e c o m o mostrado a seguir.
A V / V = 3 Ad/d = 3x2x1 m m / 6 m m
A V / V = 1,0 ou 100%
(1.4)
(1.5)
Por isso a m a r g e m d a d a ao volume clínico para formar o P T V d e v e ser muito bem
estudada e discutida c o m o radioterapêuta a fim de se chegar e m um consenso
para q u e a d o s e seja liberada no alvo, s e m que tantos tecidos sadios sejam
sacrificados.
1.1.2 Revisão da literatura para m o v i m e n t o de ó r g ã o s
A revisão bibliográfica para o movimento d e a l g u m a s regiões de interesse na
radioterapia, c o m o o p u l m ã o , diafragma, e a região da cabeça e pescoço, são
apresentadas nas T A B E L A S 1.1, 1.2 e 1.3, respectivamente.
Capílulo 1
Introdução
T A B E L A 1.1 - R e s u m o da literatura reportando m o v i m e n t o do alvo intra-torácico
durante a respiração entre frações do tratamento.
Aulor
Lêler (2005)"'
Hoisak (2004
Plalhow (2004)''
No, pac
10
n
20
Coméntanos
10 MSCT (4D TC)/ paciente
Fluoroscopia
Coef. Correlação entre rnov, tumor e respiração e
mov. tumor e resp. abdominal
16
TC na insp,, exp., resp, normal. Bracos p/ cima
Hof (2003)"'
20
97
TC. eguip, de pressão abd, p/ reduzir resp.
EPI comparado com DRR
tnov maior no lobo infenor (dír, crânio-caudal)
509 EPI, resp, livre e apneia, com ABC
Insp, profunda tnoderada seguida apnéia
Pac, com câncer de mama
Reiiiouctiamps
(2003)-'
5
Cheung (2003)""
10
TC com e setn ABC, tutnor pulmão náo-peq, cél.
Decréscimo médio de vol, de pulmão de 18%
comparado com resp livre
Onishi (2003)'^
20
3 TC/pac. apnéia. inalação oxigênio (2L/min)
para manter apnéia
Giraud (2001
20
35 medidas/pac.n-C
3 TC: resp. livre. insp. e exp. profunda c/ apnéia
Deslocamentos menores no ápice do pulmão
7 mm de diferença entre insp. e exp. no ápice
Shiralo (2000)"
4
SRTTR c/ marcadores de ouro no tuinor
sem o sistema
com o sistema
Mah (2000)-'-'
7
DIBH, relacionado a TC iiiicial
r^edidas de desl. entre o final da insp.
e final da exp. durante respiração livre
Wülig (1999)''
12
Haiiley (1999)-"
5
2 TC relacionados com a pnmeira TC. ABC,
4 pac, Hodgkin's, 4 pac pulmão, 4 pac, fígado
2-4 TC. resp livre e DIBH
Pac tumor pulmão não peq células
AP
Deslocamentos (mm)
SI
DE
Média (SD)
10.1(13.7) cc
Mâx
0,81-0.93 (resp.)
0.39-0,68 (abd.)
RM dinâmica, estágio 1 nao peg. cel.
Imagens de resp. normal a insp. e exp.
6 p a c : região sup,
4 p a c : região média
9 p a c : região inf.
Mobilidade do tumor em resp nomial
superior
média
inferior
Allen (2004)-*'
Erridge (2003)'^
Variação
6(2)
5(4)
9(4)
28(19)
50 (20)
2.8(1.3)
4.3(2.2)
6.1(3.3)
1 1Í61
3 4(1.6)
4,3(2.4)
6,0(2,8)
«Í71
4,3(2,4)
7,2(1,8)
9.5(4,9)
3,1(1.5)
2,6(1,4)
11(9)
5,1(2,4)
9.4 (5,2)
7.3(2,7)
12.5(7.3)
1
2,4
3.2
1.2(2,3)
0,3(1,8)
1,1(3,5)
1.4(0.6)
1.3(0.5)
2.2(1.1)
5,8(5)
8 (4,5)
(entre-frações)
Cl ABC
SI 10,0
SI 34.0
2
SI 4
8,7(1.61 4.5(1.2)
8,3(1,3)
0.13(0.32) 0,02(0,21) 0,33(0.38)
8 (5)
1(1)
8 (5)
0.2 (1 41
< 3 mm
0.3-2.6 mm
DIBH
Resp livie
1 (0,9)
SI 20
Abreviações: MSTC = tomografia computadorizada multi-slice espiral 4-D; eq,= equipamento; ABC
= active breattiing control (ou controle ativo da respiração); resp.= respiração; RM = ressonância
magnética; insp. = inspiração; exp,= expiração; SRTTR = sistema de rastreamento do tumor em
tempo real; DIBH = deep inspiration breath-hold (ou inspiração profunda seguida de apnéia); EPI =
imagem com portal eletrônico.
Pode-se resumir os d a d o s da literatura da seguinte f o r m a : se há controle da
respiração d u r a n t e o tratamento então os desvios padrões (SD), relacionados aos
movimentos d o alvo dentro do pulmão, p o d e m variar d e 2 a 5 m m ; no caso de
respiração livre os S D variam de 2 a 9 m m . Os maiores d e s l o c a m e n t o s ocorreram
nas regiões m e d i a i e inferior na direção crânio-caudal: S D de 4 a 20 m m para
respiração v a r i a n d o de normal a profunda.
As margens s u g e r i d a s por Plathow et al.^^ f o r a m de 3,4 m m para alvo localizado
no ápice do p u l m ã o , 4,5 m m para a região mediai, e 7,2 m m para a região inferior.
O trabalho do V a n Sornsen de Koste et al."^^, por analisar o pulmão e m partes, não
consta da T A B . 1.1. O autor^^ considera o m o v i m e n t o do alvo por região
9
Capítulo 1
IntixKkiyào
anatômica dentro do pulmão onde os movimentos são similares. Os resultados
deste trabalho são apresentados na FIGURA 1.3 o n d e X representa movimento
latero-lateral e m m m , Y para crânio-caudal (mm) e Z para antero-posterior (mm),
3-D vector é o vetor resultante das 3 direções.
Mobilidade ( m m )
Localizações
"T
X
Y
i
•
—
Z
Vetor
1
3D
5 ^ ±2.2
5.0 ± 5 J
4.2 ± 1 . 4
8.0 ± 3 . 1
3.9 ± 2 ^
6.6 ± 3.2
6.5 ± 2.7
10.7 ± 5.2
6.2 ± 3 . 2
14.4 ± 2.4
6 2 ± 2 . 1 10 J ± 4,6
.-
F I G U R A 1.3 - Região anatômica de estudo com os respectivos deslocamentos do
alvo nas direções X, Y, Z e o vetor 3-D
Capítulo
Introdução
T A B E L A 1.2 -
R e s u m o da literatura reportando m o v i m e n t o do diafragma em
pacientes c o m c â n c e r de pulmão.
Deslocamentos e desvio padrão (SDi em mm
Autor
No, pac.
Plalhow
20
(2004)"'
1-ee
Comentários
AP
DE
RM dinámica, estágio i puimão não peq, céiolas
imagens adquiridas desde normal à profunda insp
10
Variação (mm)
TC
SI
5
(2004)''
12 í l , 9 i
V o l u n t á r i o s s a u d á v e i s , r e s p i r a ç ã o presa no final da fase de
nspiração
(1,5)
(1,6)
(1,9)
expiraçáo e da inspiração com espirómetro
expiração
(l,li
(1,2)
(l,6l
8,09 (1,54)
4,05(4,97)
1 1,5 ( 4 , 8 1 )
34,21 (17,29)
5,58 (6,1)
21,35 (12,52)
T C m o n i t o r a d a 2 x/ f a s e
Wagman
10
12C03)"
Ford
(2002)'-
20
12001)-"
Dawson
8
esq
2,8(1,0)
S e m sistema de controle de resp, (gate):
35 ineüidas/pacientef
6,9(2,1)
y.'.2í ¡ 2 0 . 4 )
aquisição
57.Sinm
p r o t u n d a c / a p n é i a na insp, e e x p .
2 TC, fluoroscopia, 262 radiografias, A B C
S i s t e m a de c o n l r o i e de resp
em radioterapia (gale)
fluoroscopia
16
(2001)'Ha.iley
Dlafiagma
15,8 ( 5 , 6 )
SI 4 , 4
3,0 - 5,1
Moy, do diafragma e m relação ao esqueleto
5
( 2 0 0 1 )•"
Kim
D i a f r a g m a dir,
R e s p i r a ç ã o livre
Planejamento com scan sincronizado á respiração
3 T C : r e s p , livre, r e s p
(2001)*'
Maiceras
M o n i t o r de p o s i ç ã o e m t e m p o real ( R P M ) , s i s t e m a de
10,0 - 22,6
4(pLjlmâo) C o m s i s t e m a d e c o n t r o l e d e r e s p , ( g a t e ) :
4(fíqado)
Giraud
relacionada á referências ósseas
controle da expiração a inspiração
8
ivlái
16 ( 1 , 9 )
decúbtio ventral
Kimijra
(SDl
fluoroscopia, respiração normal e máxima
decúbilo dorsal
l200.))-'''
Média
5 0 (20)
e exp.
C o m gale
Tumor não p e q , células, fluoroscopia, filme, vídeo
A p n é i a . fim d a f a s e d e r e s p
5
S e m g a l e : 7-21
14
2-5
0,13 - 2,57
3
2,3(1,9;
2.1(1.41
2,Ô2 ( 1 , 2 8 1
na insp, e exp
Fluoroscopia, resp, livre, decúbito dorsa
18,8 - 38,2
26,4
(1999)''
Da T A B E L A 1.2 p o d e ser observado que o m o v i m e n t o diafragmático do lado
direito não é similar ao do lado esquerdo c o m o sugerido por W a g m a n et al.^^.
Como t a m b é m p o d e ser notado que os deslocamentos encontrados variam de um
modo geral de 1,1 a 6,1 m m c o m sistema de controle de respiração (gafe). Sem
controle da respiração, nota-se variações de 7 a 38,2 m m para pacientes com
respiração normal o u tranquila. Já para os pacientes avaliados nas fases de
inspiração e expiração profunda, a variação m á x i m a encontrada foi de 67,8 mm
no diafragma. Os m a i o r e s deslocamentos se d e r a m nas direções antero-posterior
e superior-inferior o u crânio-caudal.
Capílulo
Inlioduçào
T A B E L A 1.3 - R e s u m o da literatura reportando variações de posição e alvo na
região da c a b e ç a e pescoço, onde rg. vl/ dia é a regressão do volume alvo por
dia, estrut. são as estruturas avaliadas e m á x . é o d e s l o c a m e n t o máximo.
Autor
(ano)
Deslocamento
No.
Comentário
Estrut.
Pac
Máx.
vl./dia
(mm)
(%/dia)
Taxa de regressão do volume
Barker
14
(2004)''
(mm)
GTV
1,8
Parótidas
0,6
A/P
D/E
S/l
3,1
durante o trat. em relação ao
vol. inicial do CT
Desl. dos isocentros em relação
às coord, estereotáxicas em
Gross
40
(2003)"'
pac. com tumor ENT.
2,54
2,15
2,69
Desl. espacial médio de
5,06 mm.
Existem p o u c o s trabalhos na literatura sobre as variações da região da cabeça e
pescoço. E m b o r a não hajam grandes variações de órgãos internos nesta região,
existe uma variação significante do volume na região de tratamento c o m o mostra
o estudo de Barker et al.'*'^ e m e s m o para os casos de pacientes c o m máscara de
imobilização estereotáxica, os deslocamentos da posição do isocentro de uma
fração a outra d o tratamento t a m b é m não p o d e m ser d e s p r e z a d o s , c o m o mostra o
trabalho de G r o s s et al.'''* ( deslocamentos do isocentro da o r d e m de 2 mm).
12
Capítulo 2
Objetivos
II O B J E T I V O S
2.1 OBJETIVO GERAL
Definir m é t o d o s para avaliar m a r g e n s dada ao v o l u m e clínico do alvo (CTV) para
gerar v o l u m e de planejamento do alvo (PTV) e m pacientes submetidos à terapia
com radiação e verificar c o m o a m a r g e m dada ao P T V pode afetar e m termos de
dose o planejamento tridimensional c o m e s e m a utilização de
planejamento
inverso.
2.2 O B J E T I V O S E S P E C Í F I C O S
- Caracterizar os d o s í m e t r o s usados nas técnicas: radioterapia
tridimensional
conformada ( 3 D C R T ou 3-D convencional) e a radioterapia c o m modulação de
feixe (IMRT);
- Determinar técnicas
experimentais
para
avaliação
d o s erros e
incertezas
associadas ao P T V e o seu efeito na radioterapia, por m e i o d o :
- Estudo d a s incertezas relacionadas à localização do paciente para os
casos de radioterapia da região da cabeça e p e s c o ç o ;
- Efeito do d e s l o c a m e n t o
do isocentro na distribuição de dose e do
tamanho do P T V nas doses geradas nas estruturas críticas vizinhas à ele;
- Efeito da m a r g e m dada ao volume alvo para formar o PTV e m relação à
dose na superfície para IMRT com planejamento inverso;
- Estudo de c o m o o P T V afeta a distribuição de dose fora do campo de
radiação;
- Estudo para avaliar incertezas relacionadas ao m o v i m e n t o de órgãos
entre frações de tratamento para o caso da próstrata;
- Efeito na d o s e devido ao movimento do isocentro através das novas
c o o r d e n a d a s g e r a d a s pela localização do alvo c o m ultra-som 2 D ;
- Definir m a r g e n s para gerar o volume de planejamento do alvo.
Capítulo 3
Fundamentos
III F U N D A M E N T O S
Este capítulo destina-se à física geral aplicada ao tratamento radioterápíco. Será
apresentado um r e s u m o das interações da radiação c o m a matéria, distribuição
de dose b e m c o m o alguns formalismos usados na radioterapia.
3.1 FÍSICA D O P L A N E J A M E N T O DE T R A T A M E N T O
3.1.1 Interações da radiação c o m a matéria
Existem quatro tipos básicos de radiação ionizante: partículas alfa (núcleo de
hélio), partículas beta (elétrons e positrons), fótons e nêutrons. Na radioterapia, os
fótons são o tipo de radiação mais utilizado.
Os fótons são o n d a s eletromagnéticas que c a r r e g a m energia e depositam dose
na matéria através de u m processo com duas etapas. Na primeira etapa a energia
dos fótons é transferida para partículas carregadas e na segunda etapa as
partículas c a r r e g a d a s interagem c o m outras partículas carregadas depositando
energia e c a u s a n d o d a n o no meio. Devido a esse processo é que os fótons são
conhecidos c o m o radiações indiretamente ionizantes e partículas carregadas são
radiações diretamente ionizantes.
Os fótons p o d e m perder energia para elétrons e positrons e m um meio através de
vários tipos de interações. A Tabela 3.1 resume os tipos mais c o m u n s
de
interações da radiação c o m a matéria.
A probabilidade da interação d e p e n d e da energia do fóton, hv,
e do número
atômico do material atenuador, Z. A intensidade l(x) de um feixe de fótons ao
passar por um m e i o de espessura x pode ser representado por
/(.v) = /(0)c^-"""^''^
onde o coeficiente de atenuação linear,
(3^)
, descreve a probabilidade de um evento
de transferência de energia d e fótons monoenergéticos primários por unidade de
espessura de u m material, que d e p e n d e da energia da radiação incidente, hv, do
número atômico do material, 2 , e do meio absorvedor. U m fóton pode transferir
toda ou parte de sua energia através de vários tipos diferentes de interação que
p o d e m resultar e m ionização do átomo, excitação, ou produção de um par elétron-
14
Capítulo 3
Fundamentos
positrón. A energia p o d e aparecer como energia cinética (KE) de
carregadas, assim c o m o na formação de energia de repouso {m^c')
partículas
das partículas
carregadas.
Tabela 3 . 1 . R e s u m o d a s principais características de a l g u m a s interações da
radiação c o m a matéria^.
EspalhaEfeito
Efeito
Produção de
Produção de
Compton
Pares
Tripleto
Aprox. 1 MeV
> 1,022 MeV
> 2,044 MeV
campo
campo
Coulombiano
Coulombiano
do núcleo
de elétrons
mento
Fotoelétrico
Rayleigh
Alcance típico da
0 - 0 , 5 MeV
< 1 MeV
energia de fótons
Interação dos
elétrons
átomos
fótons com
elétrons livres
ligados
Energia transferida
às part.
hv - P,(o,hv,
0
Êl
1
1
decresce
aumenta com
aumenta com
{hvf
{hvf
com hv
hv
hv
Z
r
hv -
2tr\jy
hv - Am^c^
carregadas
Dependência
energética
Dependência
atômica com Z
aumenta com
Z
Quando um fóton interage c o m um átomo através de um elétron fracamente
ligado, ele pode ser defletido e m ângulos pequenos e não transferir praticamente
nenhuma energia por u m processo chamado e s p a l h a m e n t o Rayleigh, t a m b é m
conhecido c o m o e s p a l h a m e n t o coerente ou elástico.
No efeito fotoelétrico o fóton t a m b é m interage c o m u m elétron fracamente ligado e
toda a energia do fóton é transferida ao elétron que é ejetado do átomo. O fóton é
totalmente absorvido e o elétron ejetado com energia cinética KE é c h a m a d o de
fotoelétron. A energia inicial do fóton hi- deve ser maior que a energia de ligação,
Be. A energia cinética do elétron ejetado é dada por hv-
Bg. A lacuna no átomo
pode então ser preenchida por um elétron de uma c a m a d a mais externa c o m a
emissão de u m raio-X característico ou um elétron Auger.
O efeito C o m p t o n , t a m b é m d e n o m i n a d o e s p a l h a m e n t o incoerente, é a interação
de um fóton c o m u m elétron orbital fracamente ligado. O fóton c o m energia inicial
Capítulo 3
hv
Fundamentos
transfere parte de sua energía ao elétron que e m seguida é ejetado do átomo
e m um ángulo O e c o m energia cinética KE. O fóton original é espalhado com
energia hv e ángulo de e s p a l h a m e n t o 6.
No processo de produção de pares um fóton ao passar na vizinhança de um
c a m p o nuclear pode desaparecer dando origem a um par de elétron e positron se
a energia do fóton estiver acima da energia limiar de 2meC^, o n d e mg é a massa
do elétron. Se o fóton estiver dentro do c a m p o de u m elétron orbital poderá
ocorrer p r o d u ç ã o de tripleto. Neste processo o fóton nas proximidades do núcleo
se transforma e m um elétron e um positron que compartilham a energia cinética
remanescente c o m o elétron orbital. A energia limiar para ocorrer produção de
tripletos é 4meC^. A p ó s a produção de par ou tripleto, o positron pode se combinar
com um elétron e m u m a interação de aniquilação e dois fótons de 511 keV são
emitidos e m direções opostas.
Os fótons c o m energias altas t a m b é m p o d e m interagir diretamente c o m o núcleo
do átomo e ser absorvido. Nas reações fotonucleares, um neutron ou proton é
emitido após a interação do fóton c o m o núcleo do á t o m o resultando e m uma
transformação nuclear do átomo e m um isótopo radioativo.
A probabilidade de interação do fóton com um meio é d e p e n d e n t e da energia do
fóton e do n ú m e r o atômico do material absorvedor c o m o foi visto na T A B . 3.1 que
mostra a relação do efeito fotoelétrico, o efeito C o m p t o n e a produção de pares
como u m a f u n ç ã o destes dois parâmetros. Na radioterapia a energia média do
feixe de tratamento está entre 1 e 10 MeV, o tecido tem
Zefetivo~
7, isto faz do
efeito C o m p t o n a interação do fóton predominante nesta área
C o n f o r m e as interações dos fótons c o m a matéria o c o r r e m , o feixe de fótons
primários vai sendo atenuado. O coeficiente de a t e n u a ç ã o linear total ¡j será então
a soma de todos os coeficientes de atenuação de todos os processos descritos e
representado por:
// = o-;,
onde <T,^.(T, .K\e
Rayleigh,
+(T,
+ A-
(3.2)
+ R ,
z são os coeficientes de atenuação devido ao espalhamento
espalhamento
Compton,
produção
de
pares
e
tripletos,
e
efeito
fotoelétrico, respectivamente. O coeficiente de a t e n u a ç ã o de massa que t a m b é m
é c o m u m e n t e usado na física das radiações é definido c o m o o coeficiente de
atenuação linear do material dividido por sua densidade, / / / p .
Capítulo 3
Fundamentos
3.1.2 Fluência de partícula e energia
Quando
partículas m o n o e n e r g é t i c a s
atravessam
um meio elas adquirem
um
espectro de energia devido à natureza randômica da interação de partículas e
transferência d e energia. Isto é referido c o m o energia de difusão e aplica-se a
partículas incidentes e subsequentes. Se estas partículas f o r e m fótons então o
alcance de difusão é usado para descrever a variação e m taxa d e perda de
energia d e elétrons orbitais liberados. A energia e alcance de difusão b e m c o m o o
espalhamento
características
múltiplo de elétrons torna difícil o c o n h e c i m e n t o
do
feixe
de
radiação
na
profundidade.
absoluto
Duas
das
grandezas
dosimétricas d e s c r e v e m um feixe de radiação e m u m ponto; o espectro
fluência da partícula, 0 , e o espectro de fluência d e energia, qj. Elas
de
são
características da geometria através do qual as partículas p a s s a m . O espectro de
fluência da partícula é d a d a por:
o = ^ Í Í I l d T [partículas/m^l,
(3.3)
dT
riT
J
e a fluência de energia é dada por:
^ / T í ^ d r N M ,
^
(3.4)
dT
ou e m termos de espectro de fluência da partícula:
E,
l l ^ ^ d T .
(3.5)
dT
onde r é a energia cinética da partícula. Se a partícula for um fóton então é usada
a energía do fóton.
3.1.3 Interações c o m elétrons e poder de f r e a m e n t o
A s partículas c a r r e g a d a s p e r d e m energia por meio d e m é t o d o s diferentes e
distintos dos ocorridos c o m partículas não carregadas. E n q u a n t o os fótons podem
passar através da matéria sofrendo um número p e q u e n o de interações, perdendo
pouca energia, ou participando d e um número limitado d e e v e n t o s catastróficos,
as partículas c a r r e g a d a s , envoltas pelo c a m p o c o u l o m b i a n o , interagem com o
núcleo dos á t o m o s e elétrons orbitais, ao longo de sua trajetória. Por causa
17
Capítulo 3
Fundamentos
destas interações miiltlplas as partículas carregadas leves são espalhadas muitas
vezes e, portanto, v i a j a m e m distâncias finitas antes d e parar c o m p l e t a m e n t e ''^
Estes eventos p o d e m ser descritos por colisões elásticas, onde o elétron é
espalhado e m u m a direção diferente sem perda de energia, ou por colisões
inelásticas, o n d e o elétron transfere parte da sua energia cinética a um elétron
orbital ou a energia é perdida através de interações de bremsstrahiung, onde ela é
emitida na forma de fótons como resultado de uma desaceleração de
uma
partícula carregada.
A energia cinética do elétron perdida por unidade de c o m p r i m e n t o de trajetória no
meio absorvedor é definida como o poder de f r e a m e n t o de energia de massa e
definido na e q u a ç ã o 3.6.
1 dT
(3.6)
[MeVcm'/g],
p dx
onde p é a d e n s i d a d e do material atenuador e r a energia cinética do elétron.
Esta grandeza pode ser decomposta e m dois c o m p o n e n t e s distintos: no poder de
freamento d e colisão d e m a s s a , devido às interações c o m elétrons do orbital, e no
poder de f r e a m e n t o radioativo de massa, devido às interações com o niicleo
Então tem-se que:
is"
[ p
+'
J Inhil
s'
(3.7)
r.nl
O poder de f r e a m e n t o de colisão mássico para elétrons é d a d o por
In
7
/
)
ln(1 + T / 2 ) + F - ( T ) - ô - C / Z
(3.8)
onde
C
é u m a constante;
P
é a velocidade da partícula incidente normalizada para a velocidade da
luz vic ;
Z
é o n i j m e r o atômico do material;
A
é o n ú m e r o de m a s s a do material;
I
é o potencial de ionização e excitação médio dos átomos do material;
X
é a energia cinética da partícula incidente normalizada para a energia de
repouso
T/mx':
18
Capítulo 3
tS
Fundamentos
é a correção de polarização;
F (T) é u m a notação estenográfica para f u n ç õ e s auxiliares d a s energias
cinéticas do positrón e elétron; e
C/Z
é a correção da c a m a d a que é uma função do meio e da velocidade da
partícula carregada.
A expressão para poder de freamento radioativo é aplicável a elétrons e pósitrons
porque eles p o d e m gerar uma quantidade significante de bremsstrahiung. O poder
de freamento não restrito é dado por:
= c^{T
+ m^c')B,.
(3.9)
e m que
é uma função q u e varia lentamente c o m a energia da partícula incidente
c o m valores entre 16/3 e 15 para feixe de fótons de alta energía.
O poder de f r e a m e n t o das e q u a ç õ e s 3.6 a 3.9 d e p e n d e m da partícula incidente
(energia cinética) e d o meio absorvedor (Z, A, I e o).
3.1.4 C o n c e i t o de K E R M A , d o s e absorvida e equilibrio da partícula carregada
3.1.4.1 K E R M A ^^^^^
A energía cinética liberada por unidade de massa é c h a m a d a K E R M A .
Esta
grandeza representa a quantidade média de energía transferida de partículas não
carregadas tais c o m o fótons a partículas carregadas c o m o elétrons e pósitrons e
pode ser indicada por:
CÍE
K = ^
(3.10)
Jiii
A unidade para K E R M A é joule por kilograma (J/kg). Esta grandeza pode ser
separada
em
radioativo,
Krad,
dois
componentes,
o
KERMA
de
colisão,
Kcoi,
e
o
KERMA
onde
K = K^,„ + K,.,,.
O
K E R M A d e colisão
representa
a quantidade de energía transferida
(3.11)
para
partículas c a r r e g a d a s por meio de interações de colisão e o K E R M A radioativo
representa a q u a n t i d a d e de energia transferida através de interações radioativas.
Capítulo 3
Fundamentos
tais c o m o bremsstrahiung e aniquilação elétron-pósitron. O K E R M A total pode ser
relacionado ao K E R M A de colisão pela fração de bremsstrahiung g, tal como
mostrado na e q u a ç ã o 3.12:
K„„=K(\-g)
(3.12)
O K E R M A total e m um ponto no absorvedor t a m b é m pode ser relacionado à
fluência de energia do f ó t o n , t// , que é a energia incidente radiante e m uma esfera
com área de seção de c h o q u e dA, por
(3.13)
K = I//
{ P
3.1.4.2 Dose absorvida'^^^^
O termo dose absorvida refere-se á energia transferida de partículas carregadas
ao meio e que é absorvida localmente perto do sitio de interação. A energia
liberada neste processo ocorre randômicamente e m eventos discretos e por isso é
descrita por u m a função de probabilidade. A dose absorvida é definida e m um
ponto
ainda
que
a
energia
liberada
seja
definida
sobre
um
volume.
A
probabilidade de ocorrer u m evento e m um único ponto é zero porque a seção de
choque de área de um ponto no qual as partículas p o d e m colidir é zero. Portanto,
dose é u m a grandeza não estocástica derivada de um valor e s p e r a d o da energia
liberada:
0='-^,
(3.14)
dm
onde £ é Q energia m é d i a liberada por partículas carregadas e m um volume de
massa m. A unidade de d o s e absorvida é o Gray (Gy) e 1 Gy = 1 J/kg.
A dose D e m u m meio está relacionada ao poder de f r e a m e n t o de colisão de
massa por meio da e x p r e s s ã o :
(
S\
D = (f>~
,
(3.15)
ypj.,,1
onde (/> é a fluência do elétron no meio.
20
Capítulo 3
Fundamentos
3.1.4.3 Equilíbrio eletrônico da partícula carregada (CPE)
O equilíbrio (ou equilíbrio eletrônico) da partícula carregada (CPE) é u m estado
obtido dentro da matéria irradiada quando existe um equilíbrio entre as partículas
que estão e n t r a n d o e as que estão saindo de u m a dada região. Para um feixe de
fótons incidente e m u m dado atenuador o K E R M A d e colisão será maior na
superfície do meio e decrescerá exponencialmente de acordo c o m o coeficiente
de atenuação, já q u e o K E R M A é dependente da fluência d e energia do fóton. A
dose absorvida é proporcional á fluência d e elétrons, e elétrons são gerados a
partir das interações d o s fótons então, a s s u m i n d o q u e u m feixe de fótons é livre
de elétrons, a d o s e será m e n o r na superfície e a u m e n t a r á continuamente (região
de buildup)
até q u e o equilíbrio entre as partículas carregadas
(CPE)
seja
alcançado. Neste ponto a dose absorvida e o K E R M A de colisão são iguais,
resultando na relação 3.16
D = A',, = A ' ( l - - ) .
(3.16)
Após a condição de equilíbrio eletrônico ser alcançada a dose se torna um pouco
menor que o K E R M A d e colisão. Isto ocorre p o r q u e os elétrons secundários
(elétrons nos quais os fótons transferiram suas energias) s o m e n t e depositarão
esta energia a p ó s o ponto de transferência d e energia inicial do fóton. Em geral, a
dose é relacionada ao K E R M A d e colisão por u m a constante de proporcionalidade
/? dada pela relação abaixo
0 =
onde
<
1 na região de buildup
fiK„,,
(3.17)
(antes do CPE), // = 1 no C P E e / i > 1 no
equilíbrio transiente da partícula carregada (TCPE). O T C P E ocorre após o C P E ,
pois a fluência d o s fótons é reduzida devido a a t e n u a ç ã o na matéria e, portanto, é
gerado um n í i m e r o m e n o r de elétrons secundários. Esta relação é ilustrada na
FIG. 3 . 1 .
21
Capitulo 3
Fundamentos
—
R e g i ã o ch
OPE
buildup
1.1 = 1
UJ
TC#>E
R e g i a o de .
builikip
'
Hiüfunciiciade nc m e i o
FIGURA
3.1 -
Dose absorvida e K E R M A de colisão c o m o u m a função da
profundidade no meio irradiado por um feixe de fótons de alta energia para: (a) o
caso hipotético s e m atenuação do fóton ou e s p a l h a m e n t o ; e para (b) o caso
realista ^.
3.1.5 P a r â m e t r o s de cálculo de dose de feixe de fótons
3.1.5.1 Inverso do q u a d r a d o da distancia
Na radioterapia c o m feixe de fótons externo, o feixe de tratamento pode vir tanto
de u m a fonte radioativa c o m o de um alvo de raios-X. C o m o o feixe de fótons se
propaga no ar, ele irradia isotrópicamente de u m ponto e a fluencia de fótons (¡z
(número de fótons por unidade de área) decresce c o m a distância
/
como é
mostrado na e q u a ç ã o 3.18.
í
\ í
_
1/
r
V-
J
(3.18)
Capítulo 3
^
Fundamentos
e m que os sub-escritos 1 e 2 referem-se a duas distâncias arbitrárias da fonte
pontual do feixe d e fótons. C o m o o K E R M A no ar é proporcional á fluência de
fótons e a d o s e e m u m a massa pequena de ar, então pode-se dizer que a dose D
em uma profundidade d, e m uma área A, c o m uma distância fda
fonte e energia
hv pode ser relacionada á dose e m outra distância por ^;
-D-(./..,../„/n.-)]
D%/.A,.f,.hv)]
[ j j
Este conceito c o n h e c i d o na radioterapia c o m o a lei do inverso do quadrado da
distância diz, b a s i c a m e n t e , que a dose é inversamente proporcional ao quadrado
da distância da fonte.
3.1.5.2 F o r m a l i s m o s d o s parâmetros de localização: D F S e DFI
Em radioterapia, existem dois formalismos usados para definir os parâmetros do
tratamento de acordo c o m as condições estabelecidas para o posicionamento do
paciente (termo c o n h e c i d o c o m o setup).
U m dos f o r m a l i s m o s è a técnica da
distância da fonte à superfície (DFS), que utiliza a distância da fonte de radiação à
superfície do paciente ou simulador de tecido e, o outro, é a técnica da distância
da fonte ao eixo central (DFI) que utiliza a distância da fonte ao ponto do isocentro
do paciente.
A técnica DFI é escolhida frequentemente para tratamentos que incluem vários
campos ao redor do alvo, enquanto a DFS é usada geralmente para os casos de
lesão superficial.
3.1.5.3 Fatores q u e relacionam dose na p r o f u n d i d a d e à d o s e no ponto de
referência: p o r c e n t a g e m de dose profunda ( P D P ) , razão tecido-ar (TAR),
razão t e c i d o - s i m u l a d o r (TPR) e razão t e c i d o - m á x i m o ( T M R ) ^
A realização de m e d i ç õ e s do rendimento do feixe e m todas as profundidades e
posições é uma tarefa muito trabalhosa. Geralmente, os rendimentos dos feixes
são obtidos na profundidade de referência e relacionados a outros pontos no
simulador
de
tecido
através
de
fatores
dependentes
da
profundidade.
O
parâmetro mais usado na radioterapia é a p o r c e n t a g e m de dose profunda (PDP).
A PDP e m u m m e i o é definida c o m o a razão da d o s e n u m ponto no eixo central
23
CapíUilo 3
do feixe
Fundamentos
à dose
na
profundidade
de dose
máxima,
J,,,,^,
e é definido
na
equação 3.20.
PDP{cl.A.fJiv)=\OQjj^
,
(3.20)
onde D Q é a d o s e na profundidade d e m u m simulador de tecido e D p é a dose no
ponto P
(dinax)
no eixo central d o feixe. A PDP é d e p e n d e n t e d a profundidade d no
simulador d e tecido, do t a m a n h o de c a m p o A na superfície do simulador de
tecido, da distância fonte superfície (DFS) f e da energia hv d o feixe de fótons.
Nos c a s o s e m q u e são necessários vários feixes para o tratamento radioterápíco,
é mais prático liberar o tratamento usando u m isocentro ou distância da fonte ao
eixo central constante (DFI). O paciente deve ser posicionado no isocentro da
máquina de tratamento, para q u e a estativa rotatória possa girar ao redor deste
ponto para liberar cada um d o s feixes s e m a necessidade de movimentar o
paciente durante o tratamento.
isocentro,
ponto
Q, é fixada
Na maioria d o s casos, a distância fonte
em
100
cm. Uma
nova
série
de
ao
parâmetros
dosimétricos u s a n d o este formalismo deve ser definida. A relação tecído-ar (TAR)
é a primeira desta série e é dada por:
TAR(d,A„Jiv)=
—
,
(3.21)
e m q u e D Q é a d o s e no simulador de tecido no isocentro e D\, é a d o s e no ar em
um meio c o m m a s s a p e q u e n a no isocentro. Na técnica DFI o t a m a n h o de campo
é definido no isocentro.
Em virtude da fluência inadequada de partículas c a r r e g a d a s durante a realização
de medidas no ar para feixes c o m energias superiores a 1 M e V são utilizadas as
razões tecido-simulador, T P R , e razão t e c i d o - m á x i m o , T M R . De forma similar ao
TAR, o T P R é d a d o por:
TPR(cl.A,,.hv]^-^,
(3.22)
e m q u e Doref é a d o s e n o simulador na profundidade d e referência n o eixo central
do feixe de radiação e D Q é a d o s e a u m dado ponto no simulador no eixo central.
Na FIG. 3.2 é m o s t r a d o este conceito. Alternativamente, a profundidade
de
referência pode ser escolhida c o m o a profundidade de d o s e m á x i m a . Neste caso,
24
Capítulo 3
Fundamentos
O fator que relaciona a d o s e neste ponto à dose no ponto arbitrário é denominada
razão tecido-máxima (TMR) e é dada por:
II.
TMR[ü..i,.hv]
(3.23)
=
rente
rcntr
~ W ~ '
I'
/
/
i
DFS
'
I
\
\
I
DPI
z
F I G U R A 3.2 - Geometría usada para medida de T P R (d, A Q , h i - ) - (a) Geometría
para medida de Dq na profundidade z no simulador; (b) geometría para medida de
Doref na profundidade z,ef no simulador. A distância entre a fonte e o ponto de
medida, assim c o m o o t a m a n h o de campo no ponto de interesse, é a m e s m a para
(a) e
A
{bf.
principal v a n t a g e m
em
se
utilizar os parámetros
TAR, TPR
e TMR
na
radioterapia é q u e eles são independentes da distância fonte-superficie (DFS) e
são, portante, condizentes aos tratamentos c o m DFI fixas.
3.1.5.4 Fatores que afetam a fluência do feixe: P S F , CP, S F , RDF e O C R ^"^^
Uma
vez
que
a
dose
na
profundidade
de
referência
é
conhecida
vários
parâmetros são utilizados para caracterizar o rendimento da máquina e m relação
ao t a m a n h o de c a m p o . Nominalmente, o fator de pico e s p a l h a m e n t o (PSF), o
fator colimador (CF), o fator espalhamento (SF) e o fator de dose relativa (RDF)
são utilizados na radioterapia.
Capítulo 3
lundamentos
O fator de pico e s p a l h a m e n t o (PSF) é definido c o m o a d o s e no ponto P no
simulador e m relação a dose no ponto P no ar,
e m um meio de massa
D,.
pequena o suficiente para alcançar C P E . Este fator leva e m conta o aumento de
espalhamento d e v i d o à presença do simulador irradiado. O PSF é independente
do tamanho de c a m p o e da energia do feixe.
PSF(AJiv)=^.
(3.24)
' D ,
O fator colimador (CF) leva e m conta o a u m e n t o no e s p a l h a m e n t o d o colimador
que ocorre devido a uma área grande do material do colimador ficar exposto ao
feixe q u a n d o o t a m a n h o de c a m p o é a u m e n t a d o . O CF é definido c o m o a dose
dada a uma m a s s a pequena no ar no ponto P para u m d a d o t a m a n h o de c a m p o A
e m relação á d o s e e m uma massa pequena no ponto P para u m tamanho de
campo de 10 X 10 cm^.
C F ( A J n - ) = ^ ^
(3,25)
'/•
O fator de e s p a l h a m e n t o (SF) é o PSF para u m d a d o t a m a n h o de campo A
normalizado ao P S F para o t a m a n h o de c a m p o de referência de 10 x 10 cm^,
representado por;
SF{A
Jn,).
(3,26)
O fator de d o s e relativo (RDF) é a razão da d o s e no ponto P para um dado
tamanho de c a m p o para a dose no ponto P para u m t a m a n h o de c a m p o de
10
X
10
cm^.
Com
um
pouco
de
manipulação
algébrica,
mostrado
na
equação 3.27, pode-se verificar que o RDF é um produto simples do fator
colimador e o fator e s p a l h a m e n t o :
RDF(A
.hV) = I^^^lhA
= SF{A.hv)CF{A.Iiv)
(3.27)
Como todos os parâmetros apresentados anteriormente referem-se á dose no
eixo central do feixe, faz-se então necessário relacionar a d o s e e m pontos fora do
eixo central c o m a d o s e no eixo central. A razão de dose fora do eixo central
(OCR) é definida c o m o a razão entre a dose e m um ponto no eixo central na
profundidade d e a
d o s e n u m ponto fora do eixo central, para uma
mesma
profundidade. A e q u a ç ã o resultante é:
26
r-undamcntos
Capítulo 3
0(
(3.28)
A - ) = ^ ^ ' ^ - ^ ^ ,
D{cl.x
= ())
e m que x é a distância lateral do eixo central.
3.1.5.5 D o s e superficial, dose de entrada e dose de saída
A medição direta da distribuição de dose no interior d o paciente é praticamente
impossível ainda que seja necessário o conhecimento da distribuição de dose no
volume irradiado c o m precisão e a c u r a d a para que se obtenha u m tratamento
bem sucedido. Isto pode ser alcançado através do uso de várias funções que
relacionam a dose e m qualquer ponto arbitrário dentro do paciente a uma dose
conhecida no ponto de calibração do feixe (ou referência) no simulador ^'*^. As
funções são m e d i d a s c o m detectores de radiação e m simuladores equivalentes
ao tecido ou á g u a e a dose no ponto de referência é determinada para água em
condições de referência específicas tais c o m o profundidade, distância fontesuperfície, c o m o discutido na Seção 3.1.5.4.
Uma distribuição de d o s e típica de um feixe de fótons de m e g a v o l t a g e m quando
atinge o paciente é mostrado na FIG. 3.3. O feixe penetra o paciente na superfície
onde libera uma certa d o s e superficial Dg. A p ó s a superfície a dose aumenta
rapidamente alcançando um valor m á x i m o na profundidade z,,,^^ e então decresce
q u a s e q u e e x p o n e n c i a l m e n t e até u m valor D e x no ponto o n d e o feixe sai do
paciente.
F I G U R A 3.3 - Deposição de dose de um feixe de fótons de m e g a v o l t a g e m e m um
paciente. D s é a d o s e na superfície no lado de entrada do feixe, Dex é a dose na
superfície no lado de saída do feixe,
região entre z = O e z =
z,„ax
Dmax
é a dose m á x i m a normalizada a 100. A
é d e n o m i n a d a região de
buildup^.
27
Capítulo 3
Fundamentos
Para feixe d e fótons de m e g a v o l t a g e m a dose na superfície é muito menor que a
dose m á x i m a e d e p e n d e da energia d o feixe e d o t a m a n h o de c a m p o . Quanto
maior for a energia do feixe, m e n o r será a d o s e de superfície. A dose na
superfície
para
um
feixe
com
tamanho
de
campo
10
x
10
cm^
será
a p r o x i m a d a m e n t e 3 0 % no caso de feixe de cobalto e 1 5 % para um feixe de
raios-X de 6 M V . A dose na superfície, quando é c o m p a r a d a á dose m á x i m a , se
refere ao efeito d e poupar a pele, q u e representa uma v a n t a g e m importante dos
feixes de m e g a v o l t a g e m
sobre os antigos feixes
de ortovoltagem
e
feixes
superficiais no tratamento d e tumores profundos.
A dose superficial representa a contribuição da d o s e proveniente d e : a) fótons
espalhados dos colimadores, filtro achatador, e ar; b) fótons retro-espalhados do
paciente e c) elétrons de alta energia produzidos pela interação de fótons no ar e
e m qualquer estrutura de blindagem, ou de proteção, perto do paciente ^.
Na região q u e fica imediatamente após a superfície do paciente a condição de
CPE não é alcançada e portanto, a dose absorvida é b e m m e n o r que o K E R M A
de colisão. A d o s e d e entrada geralmente se encontra e m qualquer ponto nesta
região e d e p e n d e da profundidade e m que se encontra o ponto efetivo de medida
do detector de radiação. Na prática, a medida da dose d e superfície é muito difícil
de ser realizada, principalmente por causa da incerteza na geometria feixedetector e por isso, ela geralmente é realizada na profundidade do ponto efetivo
de medida d o detector e pode ser estimada através de simulações que utilizam
cálculos d e M o n t e Cario. Q u a n d o a dose é realizada e m a l g u m ponto entre a
região z = O e z
~
z,i)ax,
então ela será conhecida c o m o d o s e de entrada. C o m o
aumento da profundidade o C P E é alcançado. Nesta profundidade, z —
z,j7ax
que é
a p r o x i m a d a m e n t e igual ao alcance das partículas secundárias carregadas, e a
dose se torna c o m p a r á v e l ao K E R M A de colisão. A p ó s a profundidade de
Zmax
tanto a d o s e quanto o K E R M A d e colisão d e c r e s c e m devido à atenuação dos
fótons no paciente.
A dose liberada no paciente no ponto de saída do feixe é d e n o m i n a d a dose de
saída. C o m o representado na FIG. 3.3, perto do ponto d e saída d o feixe a curva
de distribuição de dose apresenta u m a inclinação para baixo e m relação á curva
de distribuição de d o s e extrapolada. Este efeito relativamente pequeno é atribuído
á perda d e e s p a l h a m e n t o no ponto de saída do feixe devido à falta de tecido além
deste ponto.
28
Capítulo 3
Fundamentos
3.2 P R O C E S S O DE P L A N E J A M E N T O T R I D I M E N S I O N A L
Este ítem destína-se ao processo de planejamento tridimensional aplicado na
radioterapia. Será apresentado
um resumo das técnicas de
posicionamento,
aquisição de imagens, transferência de dados, algoritmos de cálculo de dose e
controle de qualidade pré e pós-tratamento.
3.2.1 S i m u l a ç ã o do t r a t a m e n t o ^
A simulação
do tratamento
foi desenvolvida
para
assegurar
que os
feixes
escolhidos para o tratamento do paciente são a d e q u a d o s para englobar o alvo.
Hoje e m día, a simulação consiste e m : determinar a posição de tratamento;
adquirir os d a d o s d o paciente para o planejamento d o tratamento; identificar os
volumes alvos e os órgãos de risco; determinar e verificar a geometría dos
c a m p o s de tratamento; e gerar radiografías de s i m u l a ç ã o para cada feixe de
tratamento para c o m p a r a ç ã o c o m os portais, que são filmes realizados c o m o
feixe de tratamento.
3.2.1.1 P o s i c i o n a m e n t o e imobilização do paciente ^''^
A primeira fase da simulação é o posicionamento do paciente na mesa de
simulação,
que
geralmente
é
igual
á mesa
de
tratamento.
O
paciente
é
normalmente posicionado e m decijbito dorsal. A posição e m decúbito ventral é
utilizada q u a n d o o paciente não é capaz de se manter imóvel e m decúbito dorsal,
ou q u a n d o o tumor se e x t e n d e até próximo ou na superfície posterior do corpo.
Alguns pacientes p o d e m ou não requerer a l g u m tipo de imobilização externa para
o seu tratamento, isto irá d e p e n d e r da posição do tratamento ou da precisão
necessária para sua reprodutibilidade.
A imobilização do tratamento t e m duas características importantes: uma é a
imobilização
do
paciente
durante
o
tratamento
e
a
outra
é
permitir
a
reprodutibilidade da posição do paciente desde a simulação até o tratamento, bem
como de um tratamento a outro.
Uma imobilização simples incluí fita crepe e cinto de velero. Os acessórios básicos
utilizados na radioterapia são os apoios para c a b e ç a , q u e
possuem
vários
formatos para se ajustar a d e q u a d a m e n t e a qualquer a n a t o m i a , e as bases, que
29
Capítulo 3
Fundamentos
Incluem apoio para os ombros. A FIG. 3.4 mostra alguns apoios para a cabeça.
Este tipo de apoio é necessário para tratamentos que incluem regiões c o m o
cabeça, pescoço e tórax.
FIGURA 3.4 - Apoios para cabeça usados na radioterapia c o m feixes externos ^.
Os pacientes tratados nas regiões da cabeça e do pescoço geralmente usam
máscaras
termoplásticas
para
sua
imobilização.
Estas
máscaras,
quando
aquecidas, p o d e m ser moldadas ao corpo do paciente. A máscara pode ser fixada
diretamente na m e s a de tratamento ou e m u m a base plástica, c o m o é mostrado
na FIG. 3.5. U m a outra máscara, mais m o d e r n a , é mostrada na FIG. 3.6 e sua
principal v a n t a g e m sobre as outras é a imobilização dos ombros, por possuir um
sistema de retração para os o m b r o s no sentido do pé. A base que fixa a máscara
t a m b é m fixa sua porção infenor q u e cobre os o m b r o s do paciente, o que não era
possível de se fazer c o m as m á s c a r a s representadas pela FIG. 3.5. A máscara
mostrada na FIG. 3.6 é principalmente utilizada e m tratamentos c o m modulação
de feixe, onde o posicionamento dos ombros é crucial para a reprodutibilidade da
distribuição de dose.
FIGURA 3.5 - Máscara termoplástica utilizada para imobilização de pacientes de
cabeça e pescoço e cérebro
30
Capítulo 3
Fundamentos
FIGURA 3.6 - Máscara termoplástica utilizada para pacientes e m tratamento de
cabeça e pescoço.
Para o tratamento da região da m a m a pode ser usada uma rampa de m a m a que
contém um apoio para cabeça, apoios laterais para os braços e pode ser
angulada de f o r m a a deixar o tórax da paciente paralelo à m e s a de tratamento.
Os pacientes c o m doença e m região pélvica p o d e m utilizar imobilizadores a vácuo
que são reutilizáveis c o m o os colchões à vácuo, Alpha-cradie ou Vac-fix. Estes
colchões são dispostos sob o paciente e q u a n d o o v á c u o é alcançado, através de
uma bomba de sucção, o colchão toma a forma do corpo do paciente.
Para os pacientes c o m câncer da próstata analisados neste trabalho foi utilizado
um imobilizador simples, que consiste de u m pequeno isopor quadrado
com
marcas dos laseres da sala de tratamento, que era colocado entre os pés do
paciente, garantindo assim uma separação fixa entre as pernas do paciente e
t a m b é m ajudava a manter a rotação das cabeças de fémur na m e s m a posição no
decorrer do tratamento. Este acessório é ilustrado na FIG. 3.7.
31
Capítulo 3
FIGURA
Fundamentos
3.7 -
Acessório
utilizado
na McGill University
Health
Centre
para
reprodutibilidade de pacientes e m tratamento da região pélvica.
Outras técnicas de tratamento c o m o radiocirurgia, que requerem um alto grau de
precisão no posicionamento, utilizam e q u i p a m e n t o s especiais que não serão
descritos neste trabalho.
3.2.1.2 A q u i s i ç ã o de d a d o s do paciente: tomografia c o m p u t a d o r i z a d a
A p ó s o posicionamento e imobilização do paciente, as informações sobre sua
anatomia e localização do alvo d e v e m ser adquiridas. Se o planejamento for 2-D,
é necessário s o m e n t e um contorno transversal da pele do paciente na região de
interesse, que pode ser feito m a n u a l m e n t e utilizando u m fio de c h u m b o ou gaze
para gesso na hora da simulação.
No
caso
do
planejamento
tridimensional
tomografia
computadorizada
marcadores
fiduciais
são
(CT)
colocados
para
nele
(3-D),
o
paciente
simulação
para
do
é
submetido
tratamento,
estabelecer
um
à
onde
sistema
de
c o o r d e n a d a s de referência que deve ser usado tanto no sistema de planejamento
de tratamento quanto no primeiro dia do tratamento ^"''^°.
Os d a d o s do paciente, que d e v e m ser adquiridos para alimentar u m sistema de
planejamento tridimensional d e v e m
incluir: a) a f o r m a externa do corpo
do
paciente, que deve ser d e s e n h a d o na imagem de CT e m todas as áreas onde os
feixes de tratamento entram e s a e m , assim c o m o nas áreas adjacentes para que
a radiação espalhada seja levada e m conta no cálculo; b) os d e s e n h o s (ou
contornos) das estruturas internas, as quais se deseja conhecer a dose, e os
32
Capítulo 3
Fundamentos
alvos para se determinar s u a f o r m a e v o l u m e para o cálculo d e d o s e ; c) as
densidades eletrônicas para cada elemento de v o l u m e na matriz de cálculo de
dose, q u a n d o u m a correção para heterogeneidades for utilizada no cálculo; e d)
as características da a t e n u a ç ã o de cada elemento de v o l u m e para que a i m a g e m
seja processada a d e q u a d a m e n t e .
A tomografia c o m p u t a d o r i z a d a (CT) contém t o d a s as informações necessárias
para um planejamento de tratamento complexo, e d e v e ser t o m a d a c o m o a
i m a g e m de base e m u m a simulação e m que são utilizadas outras modalidades de
i m a g e m c o m o , por e x e m p l o , a ressonância magnética.
Através de um procedimento c h a m a d o fusão de i m a g e m , disponível no sistema
de planejamento c o m p u t a d o r i z a d o , é possível sobrepor imagens adquiridas da C T
c o m outras m o d a l i d a d e s de imagens como ressonância magnética, ultra-som,
angiografia e PET, q u e p o d e m ser utilizadas para auxiliar no d e s e n h o d o s alvos,
especialmente nos casos d e t u m o r e s cerebrais e m q u e a densidade do tumor é
praticamente igual à do tecido cerebral, dificultando sua visualização na i m a g e m
de C T
3.2.1.3 Definição d o s alvos e estruturas de interesse
C o m o descrito e m 3.2.1.2, todos os alvos e estruturas de interesse (OAR)^'^
d e v e m ser d e s e n h a d o s nas i m a g e n s provenientes da C T q u e f o r a m transferidas
ao sistema de planejamento computadorizado (TPS). A integração dos d e s e n h o s
realizados e m cada corte d o C T dará origem aos v o l u m e s tumorals visíveis
conhecidos c o m o G T V e aos v o l u m e s correspondentes às estruturas sadias de
interesse. A partir do G T V é q u e é definido o v o l u m e de tratamento clínico (CTV),
q u e inclui o ou o s G T V s mais u m a área delimitada clinicamente c o m o extensão de
doença não visível por imagens. Na FIG. 3.8 s ã o m o s t r a d o s os d e s e n h o s de G T V
e CTVs
para
um
caso de t u m o r de cabeça
e p e s c o ç o . Já o v o l u m e
de
planejamento do tratamento, d e n o m i n a d o PTV, e o v o l u m e de planejamento dos
órgãos de risco, PORV^, d e v e m ser determinados através do conhecimento das
incertezas geométricas q u e estão embutidas tanto na posição quanto no d e s e n h o
d o s v o l u m e s de C T V e OAR^. Portanto, tanto o P T V quanto o PORV^ d e p e n d e m
d o s parâmetros de localização e imobilização d o paciente e d e v e m ser definidos
no sistema de planejamento (TPS)
33
Capítulo 3
Fundamentos
F I G U R A 3.8 - Alvos e estruturas de interesse de dose para um paciente de
cabeça e pescoço. GTV, e m amarelo, são os t u m o r e s visíveis, C T V 1 é a m a r g e m
clínica para a região c o m envolvimento nodal (N+), C T V 2 , e m azul, é o desenho
com m a r g e m clínica para a região s e m envolvimento nodal (N-) e as regiões e m
verde são as parótidas (P) direita e esquerda. O contorno das estruturas no C T
está de acordo c o m o R T O G
3.2.1.4 Definição do isocentro
O isocentro de tratamento é geralmente definido no centro geométrico do PTV, e
suas c o o r d e n a d a s são definidas c o m relação ao isocentro de referência, que foi
marcado c o m tinta fucsina na pele do paciente ao término da simulação do
tratamento
Para que o paciente seja posicionado no día de tratamento da m e s m a forma como
foi planejado no T P S faz-se necessário relacionar o sistema de coordenadas do
paciente ao sistema de c o o r d e n a d a s da sala de tratamento. Isto se dá através da
marcação dos lasers de referência da sala de simulação na pele do paciente no
día da simulação. Estas marcas ou pontos de referência p o d e m ser externos ou
internos (como os marcadores de sementes de ouro
implantados
no alvo).
Q u a n d o se opta por marcas externas, os lasers da sala de simulação são usados
34
Capítulo 3
Fundamentos
para fazer m a r c a s sagital, coronal e axial na pele do paciente afim de alinhá-lo à
máquina de tratamento.
O alinhamento do paciente e a reprodutibilidade do tratamento d e p e n d e m de um
ajuste perfeito entre o sistema de coordenadas de referência obtido na simulação
de tratamento, o sistema de coordenadas do isocentro de tratamento planejado e
por fim o sistema de c o o r d e n a d a s relacionado á sala de tratamento que deverá
coincidir c o m o sistema d e coordenadas do isocentro, obtido no T P S . Na FIG. 3.9
são mostrados estes três sistemas de coordenadas.
Cp = Ponto de Referência Interno e
Sistema de Coordenadas do paciente
FIGUFL^ 3.9 -
Ci = Ponto de Referencia e Sistema de
Coordenadas da unidade de imagem
Cr = Ponto de Referencia e Sistema de
Coordenadas da unidade de radioterapia
S i s t e m a s de coordenadas relacionadas ao paciente no dia da
simulação, Cp, durante a aquisição de d a d o s na unidade de i m a g e m , C|, e o
sistema de c o o r d e n a d a s da sala de tratamento, Cr^.
3.2.1.5 Transferência d e i m a g e m
Uma vez q u e os d e s e n h o s dos volumes alvos e estruturas de interesse de dose
são realizados, as i m a g e n s d e CT e os d e s e n h o s d e v e m ser enviados ao sistema
de planejamento de tratamento (TPS). Estes d a d o s p o d e m ser gravados e m uma
mídia removível ( c o m o C D e DVD) ou p o d e m ser transferidos vía D I C O M - R T . A
última opção é a mais apropriada para manter os d a d o s à salvo de eventuais
danos.
DICOM (Digital Imaging Communications in Medicine) é u m programa que foi
criado
com
a finalidade
de
se
padronizar
as
imagens
diagnósticas
como
tomografias, ressonância magnética, radiografías, ultra-sonografia e etc ^''. O
padrão D I C O M é u m a série de regras q u e permite q u e imagens médicas e
informações
associadas
sejam
trocadas
entre
equipamento
de
imagem,
computadores e hospitais. O padrão estabelece u m a linguagem c o m u m entre
equipamentos de m a r c a s diferentes, que geralmente não são compatíveis^'*. O
padrão adotado na radioterapia é o sistema D I C O M - R T q u e permite, além da
35
Capítulo 3
Fundamentos
transferência de imagens, a transferência de d a d o s específicos da área de
radioterapia, tais c o m o o s d e s e n h o s dos v o l u m e s d o s alvos, etc. O s d a d o s do
paciente, i m a g e n s de C T e d e s e n h o s , são transferidos do sistema de simulação
computadorizado,
AcQsim,
para
o sistema
de
planejamento,
CORVUS,
via
D I C O M - R T , Neste caso o sistema D I C O M - R T faz parte de um software de
gerenciamento
de
dados
de
paciente
da
radioterapia
chamado
VARiS
(da
empresa Varían Medical Systems).
3.2.2 P r o c e s s o para o cálculo de d o s e
Uma vez q u e i m a g e n s e d e s e n h o s são enviados ao sistema de planejamento, o
processo de planejamento do tratamento é então iniciado.
No planejamento 3 - D convencional, a geometría do feixe (orientação do feixe,
forma, modificadores, peso de cada feixe, etc) é definida primeiramente, e a
seguir o cálculo da distribuição
de dose é realizado
pelo T P S
através
de
algoritmos de cálculo de dose que serão descritos na próxima s e ç ã o . A prescrição
de dose é então realizada. A p ó s a revisão qualitativa da distribuição de dose por
um planejador do tratamento e/ou radioterapêuta, o plano p o d e ser melhorado
através da modificação dos parâmetros geométricos iniciais d o feixe para que a
distribuição de dose cubra o alvo mais a d e q u a d a m e n t e e/ou a d o s e nos órgãos de
risco s e j a m minimizadas. Este processo é repetido até que u m plano satisfatório
seja alcançado.
Já no caso e m q u e a técnica escolhida é a técnica de c o n f o r m a ç ã o do alvo c o m
modulação da intensidade do feixe (IMRT), q u e foi a técnica utilizada
neste
trabalho para o s estudos de cabeça e pescoço, o processo de planejamento se
torna mais c o m p l e x o . Para u m melhor entendimento deste processo, podemos
dividí-lo e m três e t a p a s : a) seleção da técnica, b) c o m p u t a ç ã o da distribuição de
dose e c) otimização computadorizada.
a) Seleção
da
técnica
A seleção da técnica consiste e m especificar no T P S a proposta de liberação de
dose no alvo (Gy/fração), especificar todas as restrições de dose às estruturas
críticas e colocar todos os parâmetros geométricos dos feixes de tratamento
necessários para a liberação da d o s e , que consistem e m definir as posições do
colimador de multi-lâminas (MLC), estativa rotatória, colimador e m e s a , assim
como a energia do feixe de tratamento.
36
Capítulo 3
b) Computação
Fundamentos
da distribuição
de dose
Nesta etapa o software irá calcular a d o s e seguindo várias etapas, c o m a
finalidade de conseguir gerar um número de sub-feixes (beamlets)
para cada
posição da estativa rotatoria de forma a distribuir a d o s e prescrita a d e q u a d a m e n t e
no alvo e, ao m e s m o t e m p o , obedecer às restrições de d o s e nos volumes
referentes aos ó r g ã o s de risco.
c) Otimização
computadorizada
Para a utilização da técnica de IMRT é indispensável o uso de u m método de
construção de perfis de intensidade do feixe n ã o - u n i f o r m e m e n t e otimizados. Este
método para construção de planos é d e n o m i n a d o planejamento inverso e é bem
distinto do m o d o interativo do planejamento 3-D convencional.
3.2.2.1 A l g o r i t m o s de planejamento de tratamento
A s medidas de d o s e para se obter os parâmetros básicos do feixe geralmente são
realizadas e m u m simulador de tecido c o m á g u a , superfície plana, para c a m p o s
quadrados e retangulares. No entanto, para tratamentos de paciente normalmente
são utilizadas c o l i m a ç õ e s individuais a fim de q u e a distribuição de dose a um
dado alvo seja c o n f o r m a d a a ele. Estas colimações p o d e m ser m o n t a d a s no
equipamento de tratamento ou são feitas c o m o uso do colimador de multilâminas. Para q u e a d o s e seja calculada a partir d o s d a d o s do feixe obtidos
através de m e d i d a s , há necessidade de correções. A s correções d e v e m ser
realizadas para ajustar os parâmetros do feixe obtidos através do simulador de
água c o m a c o n d i ç ã o real de tratamento do paciente: superfície irregular, volume
heterogêneo, uso de colimações e outros. Nas s e ç õ e s seguintes serão descritos
alguns m é t o d o s c o m u n s e algoritmos usados para calcular a dose sob condições
clínicas.
3.2.2.2 M é t o d o s e m p í r i c o s e tabelas de cálculo
Um dos m é t o d o s mais simples para estabelecer a dose e m u m ponto é através da
medida direta. U m a v e z que o plano de tratamento é escolhido, u m a medida da
dose pode ser realizada e m um ponto escolhido dentro de um simulador de água
através do uso de detetores c o m o câmara de ionização^^, filmes ou dosímetros
t e r m o l u m i n e s c e n t e s (TLD). S e a geometria do plano de tratamento e o rendimento
são n o r m a l m e n t e u s a d o s na radioterapia, então tabelas p o d e m ser criadas tais
37
Capítulo 3
Fundamentos
que as m e d i d a s d e d o s e n ã o precisam ser repetidas para cada novo tratamento, e
as doses e m outros pontos no paciente p o d e m ser interpoladas o u extrapoladas
dos dados da tabela. Estas tabelas frequentemente incluem P D P s ou T M R s para
energias diferentes e t a m a n h o s d e campos variados q u e c o m b i n a d o s c o m O C R
(razão de d o s e fora do eixo central) podem ser usados para acessar a dose em
qualquer ponto no paciente nas situações e m q u e são usadas geometrias simples
de tratamento.
3.2.2.3 Integração C l a r k s o n para c a m p o s irregulares
Devido ao f o r m a t o irregular d e tumores e a necessidade de colimação de tecidos
sadios, os feixes usados na radioterapia p o s s u e m f r e q u e n t e m e n t e um formato
irregular. O s parâmetros definidos anteriormente c o m o P D P s , TIVIRs e outros, são
definidos
para
campos
quadrados
ou
campos
circulares
equivalentes
ao
quadrado. U m d o s métodos utilizados para converter os parâmetros de campos
irregulares e m regulares é d e n o m i n a d o integração s e g m e n t a i de Clarkson
Este m é t o d o se baseia no fato de q u e o c o m p o n e n t e d e e s p a l h a m e n t o da dose,
dependente
do
tamanho
de
campo
e
da
forma,
pode
ser
calculado
s e p a r a d a m e n t e d a dose devido ao c o m p o n e n t e d o feixe primário q u e independe
do t a m a n h o d e c a m p o e s u a f o r m a . Ele basicamente consiste d e dividir o c a m p o
e m setores múltiplos a partir d e u m centro e s o m a r a contribuição d e cada setor
c o m raio r¡. Então para N setores t e r e m o s :
F{d, campoirreg, f,hv)
= \ - j \ F{d, n,f,hv),
(3.29)
e m q u e N é o n ú m e r o de setores cobrindo o c a m p o e m 3 6 0 graus, F é a função
de planejamento d e tratamento tal como P D P . A profundidade é d , a distância
fonte-superfície é f e hvéa
energia do feixe para c a m p o s circulares c o m raio n.
3.2.2.4 C o n v o l u ç ã o e S u p e r p o s i ç ã o
No m é t o d o convolução e superposição, u m a d o s e d e e x p a n s ã o kernel,
que é
uma f u n ç ã o q u e d á a distribuição espacial média da energia e m torno da iteração
de u m fóton primário, e m geral é calculada usando M o n t e Carlo
para descrever a deposição da energia por u m feixe estreito (pencil
Ela é usada
beam) que
interage e m u m único ponto no meio. A dose no ponto D(r) inclui as contribuições
das partículas secundárias criadas no ponto da interação primária, r'. A s s u m i n d o -
38
Capítulo 3
Fundamentos
se q u e as partículas incidentes s a o paralelas ao eixo central do feixe, a dose pode
ser simplesmente calculada por u m a operação de convolução c o m o :
D{r) = ¡T{r')A{r
(3.30)
- r')d'r',
y
e m q u e r ( r ' ) é a energía total liberada pelas interações d o s fótons primários por
unidade de massa e A{r-r')
é a d o s e /cerne/ e x p a n d i d a , q u e descreve a fração
média da energia depositada por unidade de v o l u m e e m r por fóton interagindo
e m r.
No feixe divergente, as direções d o s feixes incidentes não são todas paralelas e m
todos os pontos d o meio, e os kernels
deveriam ser alinliados conforme a direção
dos fótons que estiverem interagindo no meio. A dose Dj.{r')
leva e m conta um
ajuste do eixo kernel para alinhá-lo c o m o feixe incidente e pode ser calculada
c o m uma superposição como:^°^
D,{r')=
\T{r%{r-/;ryr\
(3.31)
J
V
em que
é a dose kernel
expandida e ajustada para estar alinhada
c o m r'.
3.2.2.5 Modelo de feixe estreito colimado
O modelo de feixe estreitamente colimado de t a m a n h o finito ( e m inglês
pencil
beam,
finite-size
F S P B ) é u m algoritmo de cálculo de d o s e 3-D cujo princípio se
baseia no uso de feixes q u a d r a d o s estreitamente c o l i m a d o s c o m t a m a n h o finito
para calcular a d o s e proveniente de campos de qualquer forma e padrão de
distribuição de intensidade. O v o l u m e integral do c a m p o p o d e ser coberto por uma
superposição de u m número de feixes estreitos tal q u e cada feixe pequeno
diverge e se confina na sua vizinhança. Se a d o s e devido a u m único feixe estreito
for conhecida, então a distribuição de dose para um c a m p o irregular pode ser
calculada através da sobreposição das distribuições de d o s e de cada um dos
feixes estreitos necessários para reproduzir o c a m p o irregular. Na forma de
e q u a ç ã o tem-se q u e ^•''°:
D''=tD^jW,,
(3.32)
39
Capítulo 3
Fundamentos
em que D'¡j é a d o s e e m P proveniente do feixe estreito IJ e W,, é um fator de
ponderação d a d o por ^:
(3.33)
W , , = ^ „ I S L ,
em que O^, é a fluência do feixe para o penc/7 beam IJ e ISL é a correção da lei
do inverso do q u a d r a d o da distância necessária para considerar a divergência do
feixe.
3.2.3 P l a n e j a m e n t o inverso
O método de distribuição de d o s e por IMRT requer u m a construção otimizada do
perfil de intensidade do feixe não-uniforme que é u m a tarefa na qual a otimização
por computador é indispensável. Este método de construção do plano c o m IMRT
é descrito c o m o planejamento inverso para distinguí-lo do processo interativo
direto usado no planejamento convencional 3-D
O processo de p l a n e j a m e n t o inverso pode ser s e p a r a d o e m dois componentes:
a) especificação
do
critério
de
otimização
(função
objetiva
e
restrições)
e
b) o algoritmo de otimização utilizado.
a) Função
objetiva
e restrições
"
13,14,58
Para o planejamento inverso c o m IMRT, os objetivos clínicos são especificados
matematicamente na f o r m a de u m a função objetiva ( t a m b é m chamada função
custo). A s
técnicas
de
otimização
computacional
serão
então
usadas
para
determinar os parâmetros do feixe (geralmente limitadas à ponderação dos subfeixes ou beamlets)
q u e irão alcançar ou se aproximar muito da solução desejada.
O valor (custo ou pontuação) da função objetiva é o índice de q u ã o bom ficou o
planejamento do tratamento. Portanto, o objetivo da otimização é minimizar (ou
maximizar, d e p e n d e n d o da escolha da função objetiva) a p o n t u a ç ã o (ou custo).
A maioria dos sistemas de otimização com I M R T u s a m critérios baseados e m
dose ou dose-volume^°. U m m é t o d o normalmente utilizado para criar as funções
objetivas d o s e - v o l u m e ou b a s e a d a s e m dose é a que minimiza a variância da
dose e m relação à d o s e prescrita ou ao limite de d o s e . U m a função típica é a
s o m a dos termos da variância (ver A P Ê N D I C E A ) , representando cada estrutura
anatômica multiplicada pelo fator de penalização (isto é, fatores de importância).
Se o médico c o n h e c e a relação dose-volume q u e são d e s e j a d a s para os órgãos
40
Capitulo 3
Fundamentos
de interesse, e n t ã o as funções objetivas b a s e a d a s e m d o s e - v o l u m e
devem
produzir planos mais apropriados que o critério b a s e a d o e m dose. A s otimizações
baseadas
nos
histogramas
de
dose-volume
(DVHs)
deveriam
levar
em
consideração as respostas diferentes de d o s e nos órgãos e no tumor. A função
custo no sistema de otimização do T P S Corvus é definido por ^^'''':
f = a,Y
iD{x)-
A)' +
Jteí
E (^W - A ) ' .
I
(3.34)
xeC,
a i = O, para D(x) < Dj,
e m que D(x) é a d o s e no ponto x. Do e D, são as d o s e s de tolerância para o tumor
e / órgãos críticos, ao e a, são as ponderações q u e s ã o c o m u n s à todos os pontos
no tumor e ó r g ã o s críticos separadamente, respectivamente. A restrição a¡ = O
para D(x) < D, s o m e n t e reflete o fato que não há penalização se a dose for abaixo
do limite superior para as estruturas sensíveis. O valor da função custo é uma
quantidade relativa.
O processo de planejamento se inicia, então, através d e u m a seleção manual das
energias dos feixes e ângulos de incidência b a s e a d a na experiência do pessoal
envolvido. U m a intensidade uniforme para cada feixe j é então aplicada para
calcular a distribuição de dose D / x j e m qualquer localização espacial x tal que a
dose liberada no ponto d e referência escolhido é 100 unidades de dose. A seguir,
é atribuída u m a variável de ponderação W y ^ p a r a cada pencil beam (j, m) de forma
que a dose total e m qualquer ponto x é d a d o por:
D(x) =
X^,(^H„-
(3.35)
O nível de intensidade pode ser considerado c o m o a divisão da ponderação
máxima para u m d a d o m a p a de fluência do feixe. U m a vez q u e Wjm não é limitado
por cima, a p o n d e r a ç ã o por unidade de nível de intensidade não é conhecida
previamente.
b) Algoritmos
de otimização
^°
O planejamento de tratamento c o m IMRT se baseia e m satisfazer um conjunto de
requisitos c o m p l e x o s d e dose-volume tanto para a cobertura do alvo quanto para
poupar órgãos críticos. Estes requisitos p o d e m ser descritos por u m a função
objetiva, que c o m o dito e m a), é u m a representação m a t e m á t i c a de cada restrição
41
Capítulo 3
Fundamentos
de d o s e - v o l u m e e sua importância e m achar u m a solução para o problema de
planejamento do tratamento
Os
algoritmos
interativamente
de
um
otimização^^'^^
conjunto
de
são
variáveis
confeccionados
independentes
para
que
pesquisar
resultam
na
minimização ou m a x i m i z a ç ã o da função objetiva. Para u m plano de tratamento
típico, um m é t o d o de otimização incluiria e m princípio u m palpite inicial dos perfis
de feixes necessários para alcançar o objetivo. Este perfil seria modificado e a
dose recalculada. Este plano novo seria então reavaliado e c o m p a r a d o com os
objetivos e restrições pré-definidos e este procedimento seria repetido até que um
plano aceitável fosse encontrado. Os métodos de otimização usados e m IMRT
podem
(downhilí)
ser
determinísticos,
como
nas
técnicas
de
gradiente
descendente
e aniquilação simulada, ou estocásticos, c o m o na técnica de Monte
Carlo.
3.2.3.1 Técnica de gradiente d e s c e n d e n t e
Um dos m é t o d o s de otimização determinísticos mais c o m u n s é a técnica de
gradiente d e s c e n d e n t e (conhecida c o m o downhill)
íngremes. S u p o n h a - s e u m a função objetiva
f{x)
c o m gradientes descendentes
representando
uma função
dependente do critério d o s e - v o l u m e cujo plano se deseja otimizar. O gradiente da
função no ponto inicial XQ é dado por
V/(xo)
= # ^ . . „ .
dx
(3.36)
e m q u e x e Xo p o d e m representar, por exemplo, u m a d a d a distribuição de pesos
dos sub-feixes
{beamlets).
A variável x é então movida para baixo {downhill)
na curva por u m a quantidade
proporcional à - V / ( x ) . E m outras palavras, quanto mais íngreme for a curva,
maior será a modificação da posição prévia da variável. U m a v e z que a variável
alcança u m mínimo ou o vale, o gradiente se torna zero e o processo pára. Esta
técnica utilizada c o m u m e n t e no IMRT é geralmente rápida, pois não requer mais
que 100 interações para otimizar a função
42
Capítulo 3
Fundamentos
Um dos p r o b l e m a s
associados
a este
método
é sua
dependência
com
a
localização d o parâmetro Xo que representa o estado inicial. S e a função consiste
de vários m í n i m o s então a solução pode ficar armadilfiada e m um mínimo local,
se tornando
impossível alcançar o mínimo absoluto d a função. A s
funções
objetivas c o m p l e x a s contendo informações de d o s e - v o l u m e t ê m se apresentado
c o m vários m í n i m o s locais^^ e, portanto, requerem u m m é t o d o de otimização mais
a d e q u a d o . U m a representação esquemática do conceito por trás da técnica de
otimização d e gradiente downhill
FIGUFÍA
{downhill).
3.10
-
Técnica
de
é mostrado na FIG. 3.10.
otimização
de gradiente
descendente
íngreme
U m a condição inicial Xo é escolhida e movida ao longo de uma função
de planejamento objetiva f(x) por u m valor proporcional ao gradiente ou inclinação
da curva naquele ponto. O processo é repetido até um m í n i m o ser alcançado.
3.2.3.2 A n i q u i l a ç ã o s i m u l a d a
A aniquilação é u m processo pelo qual u m sólido é resfriado lentamente de uma
temperatura e e s t a d o de energia altos até u m estado de energia baixo ser
alcançado. A aniquilação simulada é um processo d e otimização
matemático
baseado no conceito similar ao se encontrar u m m í n i m o global de uma dada
função. Ele foi usado pela primeira vez por Kirkpatrick et al.^^ para otimizar a
colocação d o s c o m p o n e n t e s de computador e, mais tarde, foi aplicado e m vários
c a m p o s para solucionar problemas no processamento de i m a g e m , astronomia.
43
Capítulo 3
Fundamentos
modelagem
financeira,
medicina
nuclear
e
radioterapia.
Este
processo,
diferentemente do anterior, pode evitar as armadilhas de m í n i m o s locais uma vez
que o seu processo de otimização é estatístico, possibilita a p a s s a g e m através de
barreiras de energia e assim o escape de um mínimo local. No entanto, a técnica
de aniquilação simulada não garante que a solução seja encontrada num período
de tempo razoável
Uma
iteração
componentes:
de
a
aniquilação
função
simulada
geradora;
a
consiste
função
de
basicamente
aceitação
e
a
de
três
função
de
atualização^^. A f u n ç ã o geradora produz u m a configuração nova a partir da
configuração atual de variáveis de otimização. Ela usa uma distribuição
de
probabilidades tal c o m o Gaussiana ou Lorentziana para encontrar u m a região de
pesquisa ao redor de uma solução particular e então m o v e a solução e m uma
determinada direção. A função de aceitação utiliza a m u d a n ç a da função custo
para avaliar se a nova configuração deveria ser aceita ou rejeitada m e s m o que o
custo seja mais alto. A nova configuração é s e m p r e aceita q u a n d o o custo é
reduzido.
Se
o custo
randômicamente
for a u m e n t a d o ,
a nova
configuração
só
será
aceita
c o m uma função de probabilidade similar à distribuição
de
probabilidade de Boltzmann. Finalmente, a função de atualização renovará os
parâmetros relacionados ao t a m a n h o do passo e ao grau de subida da curva. A
convergência da aniquilação simulada e m mínimo global d e p e n d e da maneira
como
os
parâmetros
são
atualizados.
Um
diagrama
representando
os
c o m p o n e n t e s da aniquilação simulada é mostrado na FIG. 3 . 1 1 .
44
Capítulo 3
Fundamentos
F U N Ç Ã O GERADORA
Uma distribuição de probabilidade é usada para encontrar uma
área de busca ao redor de uma solução. A solução é então
movida e m uma certa direção.
FUNÇÃO
DE
FUNÇÃO DE
ACEITAÇÃO
ATUALIZAÇÃO
A mudança na função custo é
avaliada.
Os parâmetros são renovados.
Aceita
Rejeita
4
F I G U R A 3.11 -
\
D i a g r a m a d e bloco da técnica d e aniquilação simulada para
otimização.
3.2.3.3 O t i m i z a ç ã o d o p l a n e j a m e n t o c o m C O R V U S
O
sistema
d e planejamento
d e tratamento
CORVUS
(Nomos
Corporation,
Cranberry, PA)^^'"' é feito para criar planos d e tratamento conformacionados 3-D
com I M R T d e acordo c o m os d a d o s d a s imagens t o m o g r á f i c a s do paciente e da
prescrição d o m é d i c o . Ele utiliza u m modelo d e dose b a s e a d o n o s d a d o s d e dose
de feixe estreito ( F S P B ) derivado d o s d a d o s d e d o s e adquiridos através de
medidas c o m feixes clínicos e m u m simulador d e á g u a
planejamento
do tratamento
com CORVUS
é
a
O primeiro passo no
criação
d o s volumes
de
planejamento do tratamento (PTVs) e de estruturas criticas n a s imagens d e CT.
Os volumes s ã o definidos e os erros devidos á localização e á imobilização são
levados e m conta. O planejador seleciona o n i j m e r o d e feixes e a geometria do
feixe apropriada, c o m o o s ângulos d e entrada. Então, u m conjunto d e F S P B é
determinado
para
cada
feixe
para
que
o
volume
de
tratamento
seja
a d e q u a d a m e n t e coberto. Basicamente, cada feixe é dividido e m u m a grade de
resolução pré-determinada. C a d a elemento dentro d a g r a d e terá sua própria
F S P B (ver F I G . 3.12). Neste ponto é q u e a s correções d e heterogeneidades e m
tecidos p o d e m ser aplicadas. U m a otimização é realizada para determinar a
intensidade d e cada feixe estreito a fim de alcançar o s objetivos d a prescrição. O
45
Capítulo 3
Fundamentos
processo de otimização no C O R V U S tem dois c o m p o n e n t e s : a fase de construção
dose-volume e a fase de aniquilação. O primeiro processo escolhe um conjunto
de pontos de amostra no v o l u m e de dose criado c o m uma octtree^"^, que é uma
estrutura de d a d o s hierárquica que representa e aloca informações características
agregadas dentro de uma região cúbica do espaço (ver FIG. 3.13). Isto é
simplesmente a sub-divisão repetida do v o l u m e de dose integral dentro de voxels
(elementos de volume) até que uma grade seja criada. O t a m a n h o do voxel é u m a
função da dose e do gradiente de d o s e tal que um número maior de voxels serão
encontrados no alvo e nas regiões de rápida queda de dose. Depois que esta
divisão é feita e a informação é guardada na memória do computador, a fase de
otimização
(aniquilação)
começa.
Um
diagrama
de
blocos do
processo
de
aniquilação simulada usado pelo C O R V U S é mostrado na FIG. 3.14. Valores
diferentes de transmissão do FSPB são tentados a cada nova interação. A função
custo é calculada e c o m p a r a d a ao custo anterior, e o processo é repetido até que
a função custo seja minimizada. No C O R V U S , a função custo é baseada nas
relações
de
dose-volume
extraídas
do
DVH
(histograma
de
dose-volume)
calculada nos planejamentos tentados previamente
F I G U R A 3.12 - Visão 3-D do paciente com 9 feixes c o m intensidades moduladas
usados para gerar a distribuição de dose final. Os níveis de cinza dentro dos
feixes representam o valor de intensidade. Figura extraída do C W G , 2001^°.
46
Capítulo 3
Fundamentos
FIGURA 3.13 - T r ê s níveis de análise de uma d e c o m p o s i ç ã o espacial octtree.
A
coluna da e s q u e r d a mostra o espaço examinado do primeiro ao terceiro nível de
análise. T o d a s as propriedades são consideradas provenientes dos pontos de
agregação
nos centros d o s cubos. A coluna da direita
mostra
as
octtrees
correspondentes q u e c o n t e m as informações sobre as propriedades emitidas dos
pontos de a g r e g a ç ã o
67
47
Capítulo 3
Fundamentos
Novo FSPB
Inicializando
t a m a n h o do voxel
Escolha do feixe r a n d ô m i c a m e n t e
e m u d a n ç a do FSPB por t a m a n h o
t a m a n h o do voxel
Finalizando
t a m a n h o do voxel
Cálculo da dose e custo
O custo a u m e n t a ?
fSiml
Aceita
mudança
Calcular probabilidade
de aceitação
Rejeita
mudança
Iterações
KT inicial
por feixe
Ajustar
temperatura
F I G U R A 3.14 - T é c n i c a de Aniquilação Simulada utilizada no C O R V U S .
48
Capítulo 3
Fundamentos
3.2.4 Cálculo d e d o s e c o m C O R V U S
No sistema d e planejamento d e tratamento CORVUS^^'®^ o conjunto de dados de
dose do feixe largo (convencional) proveniente d e m e d i d a s realizadas c o m o feixe
clínico é usado para calcular o feixe estreito {FSPB)
através da integração de
setores. A p ó s a otimização ser completada é realizado u m cálculo de dose
completo c o m a resolução selecionada pelo usuário na prescrição. O volume de
dose total é a s o m a da d o s e d e todos os feixes estreitos ( F S P B ) .
A dose total absorvida e m u m ponto do paciente Rp = {xp,yp,Zp)
é a s o m a de
doses liberada por múltiplos feixes no plano
M^J=S^«-^«(^J.
(3.37)
n=\
e m q u e NBéo
número d e feixes e W/n é o peso relativo de cada feixe.
O modelo d e d o s e FSPB simplificado, D, é representado no C O R V U S como:
D {d,x,y)=Muf^F{xj,yj)T{xj,yj)
FSPB{d,x-Xj,y-yj),
(3.38)
e m q u e MU é o n ú m e r o de unidades monitoras liberada, d é profundidade no
meio, F{xj,yj)
T{xj,yj)
é u m a função q u e descreve a distribuição da fluencia incidente, e
descreve a transmissão através d e qualquer modificador do feixe (filtros
e c o m p e n s a d o r e s ) . O d e s l o c a m e n t o {x-Xj,y-yj)
representa a distância lateral
do ponto de interesse e m relação ao ponto central do FSPB{x^,y^)
e m uma
geometria não divergente.
3.2.5 Avaliação do planejamento
A p ó s o cálculo de d o s e , o radioterapêuta avalia o plano d e tratamento. Esta
avaliação consiste da verificação de portais e da distribuição d e dose para um
determinado tratamento.
O s portais d e tratamento s ã o imagens radiográficas realizadas c o m o feixe da
máquina d e tratamento ou s ã o reconstruções radiográficas digitais feitas no
sistema d e planejamento computadorizado a partir da reconstrução 3-D das
imagens anatômicas (geralmente CT) do paciente.
A distribuição d e dose d o plano pode ser obtida através d e alguns poucos pontos
significativos dentro do v o l u m e alvo; a partir de u m a matriz d e pontos e m um
49
Capítulo 3
Fundamentos
desenho ou i m a g e m , bidimensional; ou de u m a matriz de pontos que cobrem a
anatomia do paciente tridimensionalmente.
A l g u m a s ferramentas c o m o as curvas de isodose, planos ortogonais, superfícies
de isodose, estatísticas de distribuição de d o s e (dose m í n i m a , m á x i m a e média ao
volume; dose e m pelo m e n o s 9 5 % do v o l u m e e v o l u m e irradiado c o m pelo m e n o s
9 5 % da dose prescrita), histogramas de dose-volume diferencial e cumulativo,
podem
ser
usadas
na
avaliação
da
distribuição
de
dose
planejada^.
O
A P Ê N D I C E A f o r n e c e u m a explicação mais detalhada sobre as estatísticas da
distribuição de d o s e , incluindo histogramas de d o s e - v o l u m e .
3.2.6 R e c o n s t r u ç ã o radiográfica digital ( D R R )
Uma vez que o plano de tratamento é aprovado, são realizados D R R s para cada
paciente, c o m a finalidade de gravar o isocentro de tratamento na forma de
imagens do paciente. A reconstrução radiográfica digital é feita a partir das
imagens
tomográficas
de
cada
paciente. A p ó s
o plano
de tratamento
ser
finalizado, faz-se i m a g e n s antero-posterior (AP) e látero-lateral (LL) no sistema de
planejamento c o m u m c a m p o padrão, geralmente 1 0 x 1 0 cm^, no isocentro de
tratamento. Estas i m a g e n s s ã o gravadas no planejamento d o paciente e t a m b é m
impressas na f o r m a de filmes radiográficos. Este procedimento permite que o
pessoal
envolvido
no
tratamento
do
paciente
possa
verificar
qualquer
deslocamento na posição do isocentro durante os tratamentos.
3.2.7 Sistema de g r a v a ç ã o e verificação do p l a n e j a m e n t o
O sistema de g r a v a ç ã o e verificação é um sistema computadorizado que transfere
os d a d o s do planejamento do tratamento realizado no T P S para a máquina de
tratamento,
assim
como
os
compara
com
os
dados
de
entrada
nela.
A
identificação do paciente, parâmetros da máquina e d a d o s de prescrição da dose
são gravados p r i m e i r a m e n t e e m um computador. Na hora d o tratamento estes
parâmetros são identificados na máquina de tratamento e se não houver diferença
o tratamento p o d e ser inicíalizado. Q u a n d o há discrepâncias, elas são indicadas e
os parâmetros q u e não coincidem com o planejado são realçados na tela do
sistema de g r a v a ç ã o e verificação. A p ó s o tratamento, todos os dados
de
parâmetros da m á q u i n a , c o m o posição dos colimadores de multi-lâminas, são
gravados. Isto permite que se possa verificar a qualidade dos
tratamentos
50
Capítulo 3
realizados
Fundamentos
no
departamento,
assim
como
acompanhar
o
desempenho
de
tratamentos c o m m o d u l a ç ã o de intensidade do feixe d i n â m i c o .
Normalmente as tolerâncias para verificação dos p a r â m e t r o s da máquina são
fornecidas pelo fabricante, e as tabelas de tolerância clínica d e v e m ser definidas
no departamento para cada série de técnicas a fim de levar e m conta variações
diárias nas localizações de pacientes.
U m sistema de c o m u n i c a ç ã o entre o sistema de planejamento de tratamento e o
acelerador pode evitar erros associados á transferência m a n u a l de informações
impressas do T P S para o acelerador e pode ajudar no tratamento de casos
complexos e n v o l v e n d o colimadores assimétricos e c o m multi-lâminas, o que
otimiza o t e m p o de tratamento.
3.2.8 E x p o r t a ç ã o d o s d a d o s para a máquina de t r a t a m e n t o
T o d a s as informações pertinentes ao tratamento do paciente, além de serem
transferidas digitalmente, via D I C O M , do T P S para a m á q u i n a de tratamento, são
impressas ou escritas m a n u a l m e n t e no prontuário do paciente, que é usado
diariamente para q u e o técnico operador da m á q u i n a de tratamento verifique se
os dados impressos c o r r e s p o n d e m aos dados entrados no acelerador.
3.2.9 Liberação da d o s e
A dose p o d e ser liberada no paciente pelo método convencional, item 3.2.9.2, ou
conformada c o m ou s e m o uso de IMRT, item 3.2.9.3. A m e s m a máquina de
tratamento pode executar a m b o s os métodos de liberação da d o s e .
3.2.9.1 IVláquina de t r a t a m e n t o
Na área de radioterapia existem vários métodos para liberar u m a certa quantidade
de radiação ao tumor. U m d e s s e s métodos é o uso de feixes de radiação externos
produzidos por u m acelerador linear, como representado na FIG. 3.15. Esta
técnica t e m sido usada há muitas décadas e d e s d e e n t ã o muitos avanços em
software e hardware de c o m p u t a d o r tem levado ao d e s e n v o l v i m e n t o de técnicas
sofisticadas de radioterapia para tratar melhor a d o e n ç a e p o u p a r tecidos sadios.
Após
1980, c o m
o desenvolvimento
de c o m p u t a d o r e s ,
o
planejamento
de
tratamento 3-D e m e r g i u c o m o um método viável para melhorar a liberação da
radiação. Este m é t o d o permite a visualização tridimensional (3-D) do tumor e dos
51
Capítulo 3
Fundamentos
tecidos sadios através da integração de imagens 3-D c o m o as de tomografia
computadorizada (CT). Esta técnica permite que os médicos realizem simulação
virtual de u m feixe de radiação que atinge o alvo visto de qualquer ângulo no
espaço, c h a m a d o d e visão do olho do feixe (BEV, do inglês beam's
eye
view).
Neste tipo de terapia e m que os c a m p o s são b a s e a d o s e m projeções do B E V
pode-se obter o cálculo volumétrico de dose e se utilizar ferramentas de análise
de dose volumétricas c o m o histogramas de d o s e - v o l u m e (DVH).
A m b o s os p l a n e j a m e n t o s d e tratamentos 2-D e 3-D u s a v a m m é t o d o s de tentativa
e erro e m que os c o m p u t a d o r e s calculavam a d o s e de radiação a partir de feixes
colocados arbitrariamente pelos médicos, físicos ou dosimetristas. Este método
de planejamento direto consumia muito tempo e oferecia u m n ú m e r o limitado de
feixes. Este tipo de planejamento 3-D alcançou u m a v a n ç o maior c o m a invenção
dos colimadores multi-lâminas (MLC), como mostrado na FIG. 4 . 1 . Esta invenção
substituiu o uso d e blocos de proteção feitos c o m u m a liga de metais pesados
(cerrobend) para proteger estruturas normais. O m é d i c o d e s e n h a a forma da
proteção no c o m p u t a d o r do sistema de planejamento e esta forma é transferida á
máquina de tratamento, na forma de arquivo d e c o m p u t a d o r , q u e a reproduz
automaticamente, portanto cada feixe é conformado c o m o planejado no sistema
de planejamento (TPS)
52
Capítulo
Fundamentos
fonte primária
colimador primário
filtro achatador
colimadores superiores
colimadores inferiores
MLC
F I G U R A 3.15 - Representação esquemática da cabeça de tratamento para um
acelerador linear Varían. A s linhas azuis ilustram a dose espalhada na cabeça
proveniente da "fonte extra-focal" num d a d o ponto no c a m p o . C o n s e q u e n t e m e n t e ,
as posições dos colimadores pode afetar o fator rendimento (output) dos c a m p o s
colimados c o m MLC. Portanto, para cada projeto de acelerador deve-se esperar
u m a d o s e espalhada diferente.
3.2.9.2 E x e c u ç ã o do t r a t a m e n t o c o n v e n c i o n a l
Se a localização do tratamento for confirmada, seja através de
marcadores
externos e/ou i m a g e m , a dose é então liberada no paciente. No tratamento 3-D
convencional o técnico que opera o acelerador entra c o m os d a d o s do paciente e
c o m os parâmetros de cada feixe que c o m p õ e m o seu tratamento na máquina de
tratamento. A forma do c a m p o pode ser determinada pelos colimadores multilâminas ou por blocos de proteção confeccionados para modelar cada feixe. Se
necessário, p o d e m ser colocados acessórios na saída do feixe tais c o m o filtros.
53
Capítulo 3
Fundamentos
c o m p e n s a d o r e s ou material substituto d e tecido, o bólus. O número de unidades
monitoras é colocado no console de controle e o paciente é então tratado.
Em termos de controle de qualidade, o técnico da radioterapia pode observar
cada parâmetro do feixe e confirmar se são consistentes c o m o planejado.
3.2.9.3 E x e c u ç ã o d o t r a t a m e n t o c o m IMRT d i n â m i c o ^ ° ^ ^ ^ ^
No caso do tratamento 3-D c o m IMRT dinâmico, o tratamento deve envolver
movimento d o s c o l i m a d o r e s c o m multi-lâminas e n q u a n t o o feixe está ligado e,
d e p e n d e n d o da técnica, enquanto a estativa rotatoria está se m o v e n d o t a m b é m .
Para uma posição fixa da estativa rotatória, a abertura f o r m a d a por cada par
oposto de colimadores multi-lâminas é movido através do feixe sob o controle de
computador,
enquanto
o feixe está
ligado produzindo
os perfis de
fluência
desejados para tratar o volume alvo. O arranjo dos pares de lâminas e a
velocidade de cada par de M L C são determinados por u m a técnica introduzida por
Convery e Rosenbloom^° e desenvolvida por Bortfeld et aP.
Esta técnica de IMRT
é conhecida por colimadores multi-lâminas de j a n e l a s deslizantes {sliding
window)
ou M L C d i n â m i c o e foi implementada pela primeira vez no Memorial SloanKettering C â n c e r Center e m Nova Iorque. O G r u p o de Trabalho Colaborativo em
IMRT, (CWG)^°, r e c o m e n d a o termo IMRT dinâmico q u a n d o a f o r m a do colimador
muda durante a irradiação.
Esta técnica de liberação da d o s e torna o controle de qualidade muito mais
complexo e praticamente impossível de ser realizado visualmente pelo técnico em
radioterapia.
3.2.10 C o n t r o l e d e q u a l i d a d e (CQ)^^^^^^
Os planejamentos c o m I M R T envolvem muitos p a s s o s c o m o arranjo dos MLCs e
parâmetros da m á q u i n a de tratamento, por isso os d a d o s do computador de
planejamento são transferidos para a máquina de tratamento eletronicamente, via
DICOM ou D I C O M - R T . No entanto a integridade d o s d a d o s transferidos deve ser
verificada rotineiramente, senão para cada plano produzido.
O controle d e qualidade (CQ) para IMRT consiste de dois c o m p o n e n t e s principais.
Primeiramente, o controle de qualidade da m á q u i n a de tratamento deve ser
realizado
como
parte
do
processo
de
comissionamento
e
então
revisado
continuamente. S e g u n d o , um controle de qualidade específico ao paciente deve
54
Capítulo 3
Fundamentos
ser realizado para verificar os c a m p o s com m o d u l a ç ã o da intensidade para cada
paciente. Isto p o d e ser feito de diversas formas pré-tratamento. U m a delas é
realizar u m controle de qualidade e m um simulador híbrido.
3.2.10.1 C Q pré-tratamento específico ao plano de t r a t a m e n t o - híbrido
Neste m é t o d o de C Q , a distribuição de dose é recalculada para u m simulador
cúbico u s a n d o todos os parâmetros do tratamento q u e f o r a m determinados no
plano do paciente. Este planejamento é c h a m a d o de híbrido porque ao transferir o
planejamento do paciente para o simulador no T P S , ele não m u d a as fluencias
respectivas a cada c a m p o , o sistema somente recalcula a d o s e para o simulador,
pois ele é g e o m é t r i c a m e n t e diferente do paciente.
Os d a d o s usados no planejamento do paciente são transferidos para a máquina
de tratamento e o p l a n e j a m e n t o pode ser liberado no simulador que deverá conter
dosímetros apropriados ( f i l m e s " m o s f e t s ' ' ' ' e c â m a r a de ionização^^) para
uma avaliação do tratamento. A s medidas resultantes da d o s e liberada
no
simulador
no
podem
ser
comparadas
diretamente
aos
cálculos
realizados
simulador. Este p r o c e d i m e n t o testa o processo de tratamento c o m o u m todo.
3.2.10.2 C Q pré-tratamento específico ao paciente - portais e ultra-som
O controle de qualidade pré-tratamento específico ao paciente consiste e m utilizar
métodos para verificar a posição do alvo e m relação ao feixe antes de cada fração
do tratamento.
É óbvio q u e a posição do paciente que foi usada durante a aquisição da imagem
para
o
planejamento
radioterápíco
deve
ser
reproduzida
no
momento
do
tratamento para c a d a paciente e m cada fração do tratamento, e isto é u m dos
maiores desafios no tratamento
radioterápíco. Pacientes q u e não têm
muita
mobilidade ou q u e s ã o pouco flexíveis t e n d e m a m u d a r sua forma diariamente.
Isto resulta e m u m a incerteza considerável e m localizar o feixe no alvo e evitar a
irradiação e m tecido n o r m a l . Esta incerteza t e m sido considerada quando uma
margem é deixada ao redor da região que receberá a d o s e prescrita usando o
conceito d e PTV. No entanto, se o tamanho da m a r g e m pode ser reduzido, uma
quantidade m e n o r d e tecido normal é irradiado. Existem vários métodos viáveis
para verificar o p o s i c i o n a m e n t o do paciente. O mais convencional é o uso do
alinhamento do paciente através de três lasers q u e coincidem no plano do
55
Capítulo 3
Fundamentos
isocentro da m á q u i n a de tratamento®. Os lasers d e v e m coincidir c o m marcas á
tinta ou tatuagens feitas na pele do paciente. Este m é t o d o não se aplica a
tumores internos o u m o v i m e n t o de órgãos. Por isso, u m outro nível de localização
foi implementado na radioterapia, que é o uso de i m a g e m portal, que pode ser
realizada c o m filme ou eletronicamente, para alinhar o feixe e m
relação á
anatomia óssea. Por esta razão alguns t u m o r e s u s a m marcadores
radiopacos
como s e m e n t e s metálicas para alinhar verdadeiramente o alvo c o m o feixe. Um
outro método é utilizar u m equipamento de ultra-som q u e t e m suas coordenadas
relacionadas c o m a s da m á q u i n a de tratamento para localizar a próstata do
paciente q u a n d o esta for o alvo e reposicionar o isocentro da máquina de
tratamento para a nova posição do alvo. Neste trabalho f o r a m utilizados os
seguintes m é t o d o s :
i m a g e m c o m portal eletrônico
(EPID) e ultra-som,
para
confirmação da posição do alvo
56
Capítulo 3
Fundamentos
3.2.11 C o m p a r a ç ã o d a s t é c n i c a s d e 3-D C R T e I M R T
Para um melhor entendimento pode-se resumir este capítulo c o m p a r a n d o
a
técnica de planejamento tridimensional convencional, 3-D C R T , c o m a técnica de
modulação do feixe, IMRT, c o n f o r m e a FIG. 3.16.
3-D CRT
Posicionamento do paciente e
Imobilização
IMRT
Posicionamento do paciente e
Imobilização
I
I
Imagem para planejamento
Imagem para planejamento
I
Desenho do alvo e tecido normal
Desenho do alvo e tecido normal
Definição de restnções
Definição de restnções
I
Planejamento direto
I
Transferência de dados
I
P^a-eiamenic inverso
T
Transferência de d a d o s
I
Confirmação dosimétnca
I
Confirmação de Localização
(Imagem)
Confirmação de Localização
(Imagem)
Liberação da dose
Feixes colocados p o r t é e m e o s
Liberação automática da d o s e
F I G U R A 3.16 - C o m p a r a ç ã o dos passos no procedimento do planejamento do
tratamento e liberação da d o s e para 3-D C R T e IMRT. A s caixas e m cinza
indicam q u e há diferença entre 3-D C R T e IMRT, e as caixas e m
amarelo
enfatizam as etapas que acontecem automaticamente e que do ponto de vista do
usuário se comporta c o m o uma "caixa preta" ^.
57
Capítulo 3
Fundamentos
3.3 M É T O D O S D E L O C A L I Z A Ç Ã O E V E R I F I C A Ç Ã O D E I M A G E M
Este item apresenta os m é t o d o s de localização e verificação do posicionamento e
do alvo através da i m a g e m , descrevendo os tipos de imagens utilizadas préplanejamento, pré-tratamento e durante o curso da radioterapia.
3.3.1 P r é - p l a n e j a m e n t o
A s imagens adquiridas pré-planejamento são as i m a g e n s q u e irão fornecer dados
anatômicos d o paciente para serem usadas no planejamento do tratamento. As
imagens
provenientes
do
tomógrafo
computadorizado
e
as da
ressonância
magnética possibilitam a reconstrução tridimensional do paciente no sistema de
planejamento c o m p u t a d o r i z a d o .
3.3.1.1 T o m o g r a f i a c o m p u t a d o r i z a d a
A tomografia c o m p u t a d o r i z a d a (CT) contém todas as informações
necessárias
para um planejamento de tratamento complexo e d e v e ser t o m a d a c o m o a
imagem de b a s e e m u m a simulação e m que são utilizadas outras modalidades de
i m a g e m c o m o , por e x e m p l o , a ressonância magnética
.
3.3.1.2 R e s s o n â n c i a m a g n é t i c a
Por meio de u m p r o c e d i m e n t o c h a m a d o fusão de i m a g e m disponível no sistema
de planejamento c o m p u t a d o r i z a d o , é possível sobrepor i m a g e n s adquiridas da CT
com outras m o d a l i d a d e s de imagens como tais c o m o ressonância magnética,
ultra-som, angiografia e P E T que p o d e m ser utilizadas para auxiliar no d e s e n h o
dos alvos, e s p e c i a l m e n t e nos casos de tumores cerebrais e m que a densidade do
tumor é praticamente
igual à do tecido cerebral, dificultando
assim a
sua
visualização na i m a g e m de C T
3.3.2 Pré-tratamento
A s imagens adquiridas antes do paciente iniciar o tratamento são aquelas que
fornecerão d a d o s sobre o posicionamento do paciente e o isocento de tratamento.
58
Capítulo 3
^
Fundamentos
3.3.2.1 i m a g e m d e portal e s e m e n t e s d e o u r o
A i m a g e m portal c o m o descrito a seguir ( F I G U R A 3.17) f o r n e c e uma informação
anatômica importante d o posicionamento d o paciente no m o m e n t o do tratamento,
m a s não possibilita a visualização de tumores c o m d e n s i d a d e próxima a do
tecido. Essa é u m a das razões pela qual o e m p r e g o de m a r c a d o r e s radiopacos no
alvo de tratamento v e m sendo cada vez mais usado na radioterapia conformada,
e m que a precisão na localização do alvo é muito importante para q u e as margens
do tratamento
possam
ser cada
vez mais
reduzidas.
Um
dos
marcadores
utilizados é a s e m e n t e de ouro, mais usada nos casos de tratamento da próstata,
c o m o mostrado na F I G U R A 3.18. Neste caso, as s e m e n t e s são implantadas na
próstata e, q u a n d o o portal do paciente é realizado, pode-se visualizar
sementes
e, a s s i m , corrigir a posição
do alvo
no m o m e n t o
do
as
tratamento
c o m p a r a n d o - a c o m o dia da simulação
3.3.3 Durante o c u r s o d o t r a t a m e n t o
Durante a radioterapia alguns e q u i p a m e n t o s possibilitam a aquisição de imagens
durante a liberação d o feixe de radiação. Os mais c o n h e c i d o s e que foram
utilizados neste trabalho são o e q u i p a m e n t o de i m a g e m d e portal eletrônico e
sistema de localização do alvo por ultra-som 2-D.
3.3.3.1 E q u i p a m e n t o d e i m a g e m de portal eletrônico (EPID)
Sistemas de i m a g e m portal eletrônico consistem de u m conjunto de detectores de
radiação,
geralmente
montados
em
um
braço
manual
ou
semi-robótico
do
acelerador, e s ã o c a p a z e s de transferir as informações dos detectores para um
c o m p u t a d o r q u e a s processarão e irão convertê-las e m i m a g e m . Estes sistemas
utilizam u m a variedade de detectores, todos p r o d u z e m i m a g e n s e m computador
com
uma
variedade
de
graus
de
qualidade.
Os
sistemas
atuais
incluem:
detectores fluoroscópicos; detectores c o m c â m a r a s de ionização e detectores
silício a m o r f o (a-Si). A i m a g e m de portal eletrônico utilizada neste trabalho foi
produzida a partir de detectores silício amorfo''®.
Este sistema t e m a s seguintes características: a) p o s s u e u m aparato de detector
de estado sólido consistindo de foto-diodos de silício a m o r f o e transistores de
efeito de c a m p o dispostos e m u m a matriz retangular g r a n d e ; b) usa uma tela de
fósforo fluorescente c o m b i n a d a
c o m u m a placa de metal c o m o no
sistema
59
Capítulo 3
Fundamentos
fluoroscópico. A placa de metal converte raios-X incidentes e m elétrons e a tela
fluorescente converte elétrons e m fótons de luz. Os fótons de luz p r o d u z e m pares
de elétrons-lacunas nos foto-diodos. A quantidade dos pares elétrons-lacunas é
proporcional à intensidade permitindo assim a f o r m a ç ã o de uma i m a g e m ; c) ele
produz u m a i m a g e m c o m melhor resolução e contraste q u e os outros sistemas.
Sua i m a g e m pode ser vista na FIG. 3.17.
F I G U R A 3.17 - I m a g e m sagital da região pélvica produzida por um sistema de
imagem de portal eletrônico produzido com o sistema que utiliza os detectores
silício amorfo.
FIGUFÍA
3.18 -
Imagem
de
portal eletrônico
com
as setas
mostrando
os
marcadores internos e sementes de ouro implantadas no alvo. Em
d e s t a q u e u m a s e m e n t e de ouro sobre uma escala métrica"*.
60
Capítulo 3
Fundamentos
A imagem com portal eletrônico é usada para verificar o posicionamento
do
paciente e m relação ao feixe de radiação na primeira fração do tratamento e é
repetido se os c a m p o s sao modificados e, algumas vezes, durante o curso do
tratamento para fins de controle de qualidade.
A proposta da imagem de portal é: verificar a localização do c a m p o de tratamento
caracterizado pelo isocentro ou outro ponto de referência relativo à estruturas
anatômicas do paciente durante o tratamento real; verificar se a abertura do feixe
produzida por blocos ou colimadores multi-lâminas foi produzida e registrada
adequadamente.
A s imagens portais são c o m p a r a d a s c o m imagens de referência q u e p o d e m ser
imagens de simulador (ortogonais), radiografías reconstruidas digitalmente (DRR)
no T P S ou a primeira i m a g e m portal feita durante u m a série de tratamentos. Um
exemplo é mostrado na FIG. 3.19, na qual DRRs dos c a m p o s de tratamento
pélvico anterior e lateral e D R R s dos c a m p o s abertos com intensidade usada no
EPID são mostradas para c o m p a r a ç ã o c o m as imagens obtidas com um EPID ^.
DRR dos campos
de tratamento
DRR dos campos
como no EPID
Imagens obtidas
com um EPID
F I G U R A 3.19 - D R R s dos c a m p o s de tratamento e dos c a m p o s abertos para
verificar a posição do isocentro e dos c a m p o s obtidos com EPID
correspondentes^.
61
Capítulo 3
Fundamentos
Uma série de i m a g e n s portais para um m e s m o paciente adquirida e m várias
frações no decorrer do tratamento p o d e fornecer d a d o s sobre as variações diárias
no posicionamento (setup)
do paciente e pode dar informações sobre mudanças
ocorridas no decorrer do tratamento. S e u m a série de i m a g e n s for adquirida
durante o tratamento pode-se obter informações sobre m o v i m e n t o de órgãos
c o m o o p u l m ã o p.ex. durante a irradiação. Se a i m a g e m for adquirida no inicio de
cada fração do tratamento pode-se verificar as m u d a n ç a s a n a t ô m i c a s do paciente
c o m relação ao seu posicionamento na imagem usada para planejamento e,
assim, fazer ajustes para q u e o paciente seja tratado e m u m a posição semelhante
á do seu planejamento.
3.3.3.2 S i s t e m a de localização do alvo por ultra-som 2-D
O sistema de localização do alvo, nos casos de próstata, utilizado neste trabalho
foi fabricado pela N o m o s , sistema BAT (B-mode
Acquisition
and Targetingf^.
Este
sistema consiste de u m carro o n d e está disposta uma unidade de ultra-som
posicionado próximo à m e s a de tratamento do acelerador e é usado pelo técnico
da
radioterapia
para adquirir a i m a g e m do
alvo antes de
cada fração
do
tratamento. A relação do v o l u m e alvo a um ponto de referência, geralmente o
isocentro
do
acelerador,
é
determinado
interativamente
com
o
usuário
e
c o m p a r a d a c o m o v o l u m e alvo original d e s e n h a d o nas i m a g e n s de CT. O sistema
faz sugestões c o m relação à translação do paciente para q u e o alvo seja movido
na m e s m a posição relativa ao isocentro conforme planejado. O técnico pode
mover a m e s a de tratamento e c o n s e q u e n t e m e n t e o paciente, b a s e a d o nestas
informações, para obter u m a melhor acurácia do tratamento.
No sistema BAT, os d e s e n h o s axiais e sagitais de estruturas de interesse visíveis
ao ultra-som são a r m a z e n a d a s e m seu sistema c o m as c o o r d e n a d a s relacionadas
ao isocentro de tratamento do paciente. U m a vez enviadas as reconstruções axial
e sagital d o s d e s e n h o s do C T V (próstata), bexiga e reto, realizados no sistema de
planejamento
tridimensional
com
as
imagens
provenientes
da
tomografia
computadorizada, posiciona-se o paciente na mesa de tratamento do acelerador
de m o d o que s u a s marcas externas do isocentro coincidam c o m os lasers da sala
de tratamento e, então, realiza-se o seu ultra-som pélvico. A s imagens axiais e
sagitais f o r m a d a s c o m o ultra-som são mostradas na tela d o monitor do B A T e
pode-se considerar que o novo isocentro do C T V adquirido c o m o ultra-som é o
62
_________
Capítulo 3
Fundamentos
real pois o B A T t e m suas c o o r d e n a d a s relacionadas às do acelerador. O técnico
do e q u i p a m e n t o m o v e m a n u a l m e n t e (com ajuda das setas no console do BAT)
as novas imagens adquiridas c o m o BAT sobre as i m a g e n s axial e sagital dos
desenhos do C T V feitos no T P S e então este d e s l o c a m e n t o
representa
o
movimento do C T V do dia do planejamento para o dia do tratamento. O dado do
deslocamento
para c a d a fração do tratamento é então g r a v a d o no
individualmente e foi usado
sistema
neste trabalho para avaliar o deslocamento
da
próstata durante o t r a t a m e n t o radioterápíco. A decisão d e m o v i m e n t a r o isocentro
de tratamento de acordo c o m a sugestão do BAT é t o m a d a no departamento. Se
o deslocamento da próstata for maior que a m a r g e m d a d a a ela para tratamento
(PTV), então o isocentro é deslocado para a nova posição do órgão.
A
utilização diária deste sistema
na rotina clinica
integra
u m a das
muitas
modalidades utilizadas no q u e é conhecido hoje por Radioterapia Guiada por
Imagem (IGRT). Na FIG. 3.20 é mostrado o sistema de ultra-som BAT e as
imagens axial e sagital adquiridas dele c o m p a r a d a s c o m os contornos realizados
no sistema planejamento e transferidos para o BAT para c o m p a r a ç ã o do isocentro
de tratamento.
63
Capítulo 3
Fundamentos
FIGURA 3.20 - Sistema de ultra-som BAT, utilizado na McGill University Health
Centre, e m d e s t a q u e à esquerda. Técnico da radioterapia localizando o alvo e as
imagens obtidas sobrepostas aos contornos provenientes do CT.
3.3.4 F u s ã o d e i m a g e n s ^^^^
Por
causa
do
uso
crescente
de
modalidades
múltiplas
de
imagens
há
necessidade de q u e softwares q u e c o m p õ e m o T P S correlacionem e registrem
estas imagens de tal forma que elas p o s s a m ser c o m p a r a d a s rotineiramente. A
maioria dos softwares de simulação virtual já p o s s u e m esta modalidade, eles
permitem
a importação
de
imagens
provenientes
de fontes diferentes
para
c o m p a r a ç ã o direta usando técnicas de registro/fusão de imagens. A l é m disso
pode-se usar esta técnica e m combinar imagens para verificação do tratamento
radioterápíco. Para este fim é necessário o registro da i m a g e m c o m p a r a n d o a
i m a g e m do posicionamento (setup)
do paciente no dia do tratamento c o m a do
64
Capítulo 3
Fundamentos
planejamento. Neste trabalho foram utilizados dois m é t o d o s de fusão de imagens,
um foi o descrito no ítem 3.3.3.2, que consiste do sistema de ultra-som BAT, o n d e
as imagens do ultra-som são registradas e correlacionadas com os d e s e n h o s
axiais e sagitais adquiridos no T P S e o outro m é t o d o é a fusão de imagens
obtidas por reconstrução radiográfica digital (DRR) c o m as provenientes do EPID
obtidas diariamente no acelerador para verificação de posicionamento {setup)
do
paciente.
de
Neste
último
método,
o paciente
é
posicionado
no
isocentro
tratamento e imagens ortogonais são adquiridas c o m o EPID e transferida via
DICOM-RT
para um sistema c o m o o V A R i S A / I S I O N , onde elas p o d e m
ser
c o m p a r a d a s e correlacionadas c o m o mostra o e x e m p l o na F I G U R A 3 . 2 1 . Esta
correlação
pode ser feita pixel a pixel escolhendo
manualmente
pontos
de
referência anatômicos e m a m b a s as imagens para q u e o sistema os reconheça
c o m o similares para que então efetue a fusão ou, automaticamente, a partir das
coordenadas D I C O M ou por densidade eletrônica.
Correlação e deslocamento
das imagens
F I G U R A 3.21 - Registro e correlação de imagens antero-posterior (AP) e laterais
(LAT) provenientes de EPID e DRR
65
Capítulo 3
Fundamentos
O processo de fusão pode ser descrito b a s i c a m e n t e c o m o u m problema de
transformação de c o o r d e n a d a s de u m sistema de referência a outro,
descrito
por
Bouza^V
Ele
pode
se
apresentar
como
uma
como
transformação
h o m o g ê n e a , entre dois sistemas de referência S1 na modalidade M1 e S2 na
modalidade M 2 ® ^
X = tii U + ti2V + t i 3 W +
ti4
y = t21 U + t22 V + t23 W + t24
(3.29)
Z = t 3 i U + t32 V + t33 W + t34
1 =
t41 U + t42 V + t43 W + t44
onde (x,y,z) representam as c o o r d e n a d a s de u m ponto do e s p a ç o no sistema de
referência S1 e (u,v,w) as c o o r d e n a d a s do m e s m o ponto do espaço medidas no
sistema de referência S2. Os elementos da transformação ( t u , t i 2 , t i 3 , t u , t 2 i ,
t22,--.UA), serão tratados daqui e m diante c o m o elementos de u m a matriz T na
forma t [ i , j ] .
Uma matriz da forma anterior pode descrever transformações que introduzem
rotação, translação, magnificação, especulação e d e f o r m a ç õ e s de vários tipos.
Para o presente e s t u d o , foi restringida a matriz de m o d o a admitir
apenas
rotações e translações. C o m esta restrição foi introduzida a condição de fusão de
corpos rigidos, pois não foram admitidas d e f o r m a ç õ e s e m n e n h u m deles.
I (t[i,k] * t[j,k]) = O, se i 5^ j (somando por k de 1 a 3)
(3.30)
1 (t[i,k] * t[j,k]) = 1 , se i = j ( s o m a n d o por k de 1 a 3)
(3.31)
A s condições descritas nas e q u a ç õ e s 3.30 e 3 . 3 1 , representam a condição de
ortogonalidade e normalidade da submatriz pertencente á matriz 7 .
O
problema
central do alinhamento
{registration)
consiste
e m encontrar
os
elementos da matriz d a transformação T[i,j] . A c h a r o s T[i,j] é obter a solução do
problema .
Classificação
estereotáxico,
dos algoritmos
pontos
de
para encontrar T[i,j] são
referência
(intrínsecos
ou
baseados
extrínsecos),
em:
marco
superficies
delimitadas, e voxel, c o m grau de similaridade medida por u m a transformação
pontual.
Solução b a s e a d a e m pontos de referência: para calcular os elementos t[i,j] da
matriz T, é necessário conhecer, pelo m e n o s , quatro pontos equivalentes e m
66
Capítulo 3
Fundamentos
a m b a s as técnicas. Estes pontos são c h a m a d o s de m a r c a d o r e s referenciais. De
modo que:
ponto referencial 1 : (ui, V i , W i ) -> (xi, y i , z^)
ponto referencial 2: (U2, V2, W2) - > (X2, y2, Z2)
ponto referencial 3: (U3, V3, W3) - > (X3, ys, Z3)
ponto referencial 4 : (U4, V4, W4) - > (X4, y 4 , Z4)
(3.32)
ponto referencial n: (Un, Vn, Wn) - > (Xn, y n , Zn)
Os
programas
MNPS
(para
planejamento
de
neurocirurgia
estereotáxica
e
radiocirurgia) e C A T 3 D (para planejamento de radioterapia 3-D) dispõem de um
módulo para f u s ã o multimodal de imagens. U m dos m é t o d o s é baseado e m
pontos de referência, c o m o uso de referenciais intrínsecos, ou seja, referências
anatômicas.
Para que um detalhe anatômico constitua um b o m referencial, é recomendado®^
que ele tenha características c o m o :
1. ser facilmente o b s e r v a d o nas duas m o d a l i d a d e s de imagens a serem
fundidas;
2. ser p e q u e n o , para minimizar a incerteza do o b s e r v a d o r ou exibir alguma
simetria q u e ajude a eliminar incerteza;
3. estar presente no conjunto de imagens adquiridas por a m b a s modalidades;
4 . não estar contido e m a l g u m plano capaz de p a s s a r muito perto de todos os
pontos referenciais;
5. não estar dentro ou na periferia de elementos q u e introduzam artefatos e m
alguma d a s m o d a l i d a d e s .
Esta r e c o m e n d a ç ã o apresenta u m conjunto de pontos anatômicos que o autor®^
tem
utilizado
com
sucesso
no
planejamento
de
um
grande
número
de
procedimentos de radiocirurgia estereotáxica, e que p o d e m ser utilizados no
planejamento
de
radioterapia
3-D
em
localizações
encefálicas.
r e c o m e n d a ç ã o t e m caráter geral. Não existe garantia de que algum
Esta
destes
referenciais seja útil e m qualquer caso real.
Qualquer um d o s referenciais m e n c i o n a d o s pode ter sido escondido por artefatos
gerados por próteses, m a r c o s de estereotaxia, ou outros objetos. Alguns destes
67
Capítulo 3
Fundamentos
referenciais t a m b é m p o d e m ser de pouca utilidade por patologias que d e f o r m a m a
anatomia, tais c o m o hidrocefalias, h e m a t o m a s , t u m o r e s , etc.
A quantidade mínima de referenciais q u e os p r o g r a m a s e x i g e m é quatro. Os
autores®^"®^ r e c o m e n d a m utilizar o maior n ú m e r o possível de referenciais, pois o
erro (considerando só erros acidentais e não sistemáticos) é proporcional ao
inverso da raíz q u a d r a d a do n ú m e r o de referenciais (N) o u seja o Erro ~ 1 / N''^^.
68
Capítulo 4
Materiais e Métodos
•
5 estações de planejamento de tratamento CadPlan, Varían, Palo Alto, CA;
•
2 estações de planejamento de tratamento Eclipse, Varían Palo Alto, CA;
•
1 sistema de planejamento inverso: Helios, Varian, Palo Alto, CA;
•
1 sistema de planejamento inverso: Corvus, N O M O S , Pittsburgh, PA;
•
1
sistema
de
planejamento
com
Monte
Cario:
Peregrine,
NOMOS,
Pittsburgh, PA.
U m estudo para entender melhor como os 2 sistemas de planejamentos. Eclipse e
C O R V U S , funcionam é mostrado no A P Ê N D I C E B.
O colimador de multi-lâminas do acelerador Varian modelo 2100 usado neste
trabalho é construido c o m o parte da estativa rotatoria (conhecida pelo termo e m
inglés gantry)
de tratamento e localizado abaixo dos colimadores inferiores c o m o
mostra a FIG. 4 . 1 .
FIGURA 4.1 - Acelerador linear Varian c o m colimadores multi-lâminas (MLC) e m
destaque na caixa menor
Parte
dos
planejamentos
intensidade m o d u l a d a
realizados
(IMRT)
neste
trabalho
utilizou
para liberar o tratamento.
a
técnica
Esta técnica
algoritmos de sequência de lâmina para traduzir os padrões de
de
utiliza
intensidades
produzidos no sistema de planejamento e m instruções sobre c o m o a máquina de
70
Capítulo 4
Materiais e Métodos
tratamento deve mover as lâminas. A técnica para liberar o IMRT foi a técnica de
janelas deslizantes ou dinâmica. Para uma posição fixa do gantry, a abertura
formada por cada par oposto de colimadores de multi-lâminas é alterada através
de controle computadorizado, c o m o feixe de radiação ligado, para produzir os
perfis de fluencia desejado. Nesta técnica de colimadores c o m
multi-lâminas
dinâmica (dMLC) cada par de lâminas no MLC define uma separação (gap)
que
se move
uma
unidirecionalmente,
com
uma velocidade
independente
como
função do tempo, de tal forma que as posições das lâminas, suas velocidades, a
liberação das UMs, e as taxas de dose interajam entre si.
4.1.2 Simuladores de tecido: á g u a sólida e antropomórfico
Os simuladores utilizados na M U H C foram:
•
Simulador antropomórfico R A N D O fabricado por The P h a n t o m Laboratory,
S a l e m , NY, USA;
•
Simuladores de água sólida da G a m m e x modelo RMI-457, Middieton, W l ,
EUA.
Os simuladores de água sólida utilizados foram os fabricados pela G a m m e x , c o m
o nome de RMI-457, apresentados na FIG. 4.2. Eles p o s s u e m a densidade
eletrônica equivalente a água (certificado de calibração c o m diferenças de até
0,5% e m relação a água). A s placas p o s s u e m espessuras variadas de 0,2 cm a
6 c m e t a m a n h o s de 30 cm x 30 c m . Este tipo de simulador tem a vantagem de
não acumular carga e não ser afetado por m u d a n ç a s na temperatura e umidade.
Sua composição é mostrada na Tabela 4 . 1 .
F I G U R A 4.2 - Simulador de tecido de material equivalente a água, conhecido
c o m o simulador de água sólida, da G a m m e x .
71
Capítulo 4
Materiais e Métodos
T A B E L A 4.1 - Composição elementar (fração por peso), densidade nominal e
número atômico médio do simulador de tecido de água sólida e da água ^ \
Composição elementar do
simulador
H
C
N
0
Cl
Ca
Densidade (g/cm'*)
Número atômico médio ( Z )
Agua sólida RMI-457
(GAMMEX)
0,0809
0,6722
0,0240
0,1984
0,0013
0,0232
1,030
5,96
Agua líquida
0,1119
0,8881
1,000
6,6
O simulador antropomórfico R A N D O , FIG. 4.3, representa uma figura masculina
de 175 c m de altura e 73,5 kg, e é c o m p o s t o de um esqueleto h u m a n o natural
recoberto c o m material de densidade 0,985 g/cm^ e n ú m e r o atômico efetivo 7,3
(conforme ICRP, 1975, medidas do h o m e m padrão)^^. Os pulmões moldados na
situação expandida de ar, têm o m e s m o número atômico m a s densidade de
0,32 g/cm^. Está dividido e m 36 fatias de 2,5 cm de espessura cada. Cada fatia
possui orifícios distribuídos a cada 3 c m ou 1,5 cm o n d e p o d e m ser a c o m o d a d o s
os TLDs.
F I G U R A 4.3 - Simulador antropomórfico R A N D O .
4.1.3 D o s í m e t r o s : c â m a r a de ionização, filmes, M O S F E T e T L D
O A P Ê N D I C E C apresenta os f u n d a m e n t o s teóricos da física dos dosímetros
utilizados neste trabalho, que são citados a seguir.
72
Capítulo 4
•
Materiais e Métodos
C â m a r a s de ionização cilíndrica 0,6 c m ^ tipo Farmer m o d e l o NE 2571 da
Nuclear Enterprises, Inglaterra;
•
Eletrometro Keithley modelo 35617, Cleveland, Ohio, EUA;
•
Filmes radiográficos X - O m a t V e EDR-2 fabricados pela Kodak, Rochester,
NY, EUA;
•
S c a n n e r V i d a r V X R - 1 2 e OmniPro software para dosimetría c o m filme,
Scanditronix, A l e m a n h a ;
•
Densitômetro Victoreen modelo 37-443 da Nuclear Associates, Hicksville,
NY, EUA;
•
Sistema de dosimetria termoluminescente H a r s h a w Q S 3500 c o m software
WinREIVIS, T h e r m o Electron Corporation, W a l t h a m , MA;
•
Fomo PTW-TLDO;
•
Dosímetros
termoluminescentes
MTS
100,
LiF:Mg,Ti,
TLD
Poland,
Cracovia, Polonia;
•
Sistema de dosimetria M O S F E T 20 modelo T N - R D - 5 0 , T h o m s o n
and
Nielsen Electronics Ltda, CA, EUA.
4.2 D o s i m e t r i a e c o n t r o l e d e q u a l i d a d e
A dosimetria e controle de qualidade dos feixes d e fótons utilizados
foram
realizados c o m o descrito a seguir.
- Calibração
de feixes de fótons
e e l é t r o n s : de acordo c o m o protocolo
americano para d e t e r m i n a ç ã o de rendimento do feixe, A A P M TG-51^°, onde é
determinada a taxa de d o s e e m um ponto P n u m a profundidade de referência
Zret
na água para u m a distância nominal da fonte D F S ou DFI e um t a m a n h o de
campo de referência determinado na superficie do simulador de água
ou no
isocentro. O s fatores de calibração adquiridos e m á g u a são convertidos para um
simulador d e água sólida, o n d e u m a cámara de ionização cilíndrica é posicionada
no
Zref
para c a d a tipo e energia do feixe. Este procedimento simplifica o processo
de verificação do rendimento e é usado nos testes de verificação de rendimentos
executados periódicamente nas máquinas de tratamento.
- Verificação de parâmetros dosimétricos de feixes de fótons e elétrons:
verificação da energía do feixe, porcentagem de d o s e profunda (PDP)
como
função da profundidade na água, planura, simetría e avaliação de dose fora do
73
Capítulo 4
Materiais e Métodos
eixo central e perfis de d o s e para filtro dinâmico verificados c o m diodos fazem
parte da dosimetria completa e m feixe de fótons
- Verificação de dose: no ponto de máximo e na p r o f u n d i d a d e para diferentes
tamanhos e formas dos blocos de proteção c o n f e c c i o n a d o s individualmente nos
tratamentos c o m elétrons.
- Garantía de q u a l i d a d e no t r a t a m e n t o c o m IMRT: a l i n h a m e n t o dos colimadores
de multi-lâminas ( M L C s ) , verificação da velocidade da lámina através da repetição
do m e s m o teste c o m u m m a p a de fluência definido e analisando a liberação do
tratamento g r a v a d o no software V A R i S
A cámara de ionização cilindrica de 0,6 cm^ tipo Farmer modelo NE 2571
foi
usada c o m o dosímetro d e referência para a calibração e caracterização dos filmes
e MOSFETs.
4.3
Imagem:
tomografia
computadorizada,
ultra-som,
equipamento
de
i m a g e m de portal eletrônico
Sistema de i m a g e m pré-planejamento:
•
2 CT simuladores: P Q - 5 0 0 0 A c Q s i m e A c Q s i m - C T , Philips, O H (todos os
pacientes no M U H C são submetidos ao CT simulador
pré-tratamento).
Para a realização deste trabalho todos os d e s e n h o s d o s alvos e estruturas
de interesse f o r a m feitos no sistema A c Q s i m da Phillips.
Sistema de localização do alvo pré-tratamento:
•
sistema de ultra-som 2-D baseado e m localização de alvo BAT, N O M O S
Corporation, Cranberry Township, PA.
Sistema de avaliação de tratamento:
•
e q u i p a m e n t o de i m a g e m de portal eletrônica (EPID) V a r i a n , Palo Alto, CA.
74
Capítulo 4
Materiais e Métodos
4.4 C A L I B R A Ç Ã O E T E S T E S DE D E S E M P E N H O D O S D O S Í M E T R O S
4.4.1 C a r a c t e r i z a ç ã o d o s filmes radiográficos
Os filmes X - O m a t V e o EDR-2 f o r a m calibrados e testados para IMRT.
4.4.1.1 C a l i b r a ç ã o dos filmes radiográficos e m d o s e
Os filmes radiográficos utilizados foram o X - O m a t V e o E D R - 2 . Para estes filmes
foram utilizados o scanner Vidar V X R - 1 2 e o software O m n i P r o para análise
dosimétrica do filme.
O filme X - O m a t V é u m filme de baixa velocidade projetado para verificar a
variação da intensidade do feixe e dar uma d o s e a p r o x i m a d a nos pacientes
submetidos á radioterapia. Este filme apresenta resposta linear e m relação a dose
entre 5 e 100 cGy e saturação e m 300 cGy. O filme radiográfico E D R - 2 é um filme
de velocidade muito baixa c o m grãos finos de t a m a n h o a p r o x i m a d o de 0,05 pm^.
A s suas c a m a d a s de e m u l s ã o dupla são cobertas por u m a base de 0,18 m m para
permitir q u e o filme seja processado de m o d o convencional. Possui resposta
linear de d o s e entre 25 e 4 0 0 cGy e saturação e m 700 cGy
4.4.1.2 Filmes radiográficos na verificação da distribuição de dose do I M R T
Os filmes X - O m a t V e E D R - 2 foram testados e usados para verificar a distribuição
de dose nos planejamentos c o m IMRT. A m b o s os filmes f o r a m irradiados com
uma d o s e de 1 Gy e m u m feixe de fótons de 6 M V a 8,5 c m de profundidade, no
simulador d e á g u a sólida G a m m e x . O planejamento foi feito no T P S C O R V U S
para dar u m a distribuição de dose h o m o g ê n e a e m cinco regiões da parte central
do v o l u m e irradiado. A distribuição de dose resultante, normalizada para a dose
máxima e m cada filme é apresentada na FIG. 5.2.
Para calibrar os filmes f o r a m realizadas medições entre O e 3 Gy, n u m simulador
de água sólida e na profundidade de máxima d o s e para o feixe de fótons de 6 MV.
4.4.2 S c a n n e r e Densitômetro
Os filmes f o r a m p r o c e s s a d o s convencionalmente n u m a processadora rápida e
depois de revelados f o r a m submetidos ao scanner V i d a r V X R - 1 2 que possui uma
lâmpada fluorescente da Philips modelo F17T8/TL841 e então analisados com o
software O m n i P r o . O scanner tem uma velocidade de aquisição de imagens ou
75
Capítulo 4
Materiais e Métodos
digitalização de 20 ms/linha e u m a resolução de 75 dpi (ou 3 d p m m ) , ou seja
resolve pontos e s p a ç a d o s por volta de 350 p m .
O densitômetro Victoreen foi usado como referência para se obter as curvas
sensitométricas dos fimes X - O m a t V e EDR-2 e e n t ã o alimentar o software
OmniPro.
4.4.3 C a r a c t e r i z a ç ã o d o
IViOSFET ®®
O transistor de efeito de c a m p o metal-óxido-silicio, c o n h e c i d o c o m o M O S F E T , é
um tipo de interruptor (switch)
semicondutor (ligado-desligado)
e m que
uma
m e m b r a n a de óxido é disposta entre o metal e o silicio, r e c e b e n d o o nome de
M O S . O suprimento de t e n s ã o foi ajustado para alta sensibilidade que significa
aproximadamente 3 mV/cGy.
Os dosímetros M O S F E T s f o r a m utilizados neste trabalho para verilear a dose
proveniente do tratamento c o m IMRT. C o m o sua resposta para I M R T ainda não
era conhecida foi feito u m estudo para caracterizá-lo e testá-lo para este fim.
Os dosímetros f o r a m testados quanto ao:
a) D e c a i m e n t o do sinal
(fading);
b) Linearidade da resposta;
c) D e p e n d ê n c i a da resposta c o m a taxa de dose;
d) D e p e n d ê n c i a direcional;
e) D e p e n d ê n c i a c o m o t a m a n h o de campo;
f)
Dependência energética;
g) Curva resposta c o m d o s e ;
h) Reprodutibilidade da resposta.
O conjunto dosimétrico de referência utilizado neste e s t u d o foi a câmara de
ionização cilíndrica NE 2571 S N 2 6 6 5 e o eletrometro Keithley modelo 35617. As
medidas sob o feixe de fótons de 6 M V do Clinac 6 0 0 f o r a m realizadas com a
câmara de ionização e então repetida c o m os dosímetros M O S F E T sob as
m e s m a s condições. Para cada dosímetro M O S F E T foi obtida a média das leituras
e o resultado dividido pela dose determinada previamente c o m a câmara de
ionização para determinar o fator calibração e m mV/cGy. T o d o s os testes foram
feitos c o m os dosímetros na profundidade de dose m á x i m a sob feixe de fótons de
6 M V e D F S de 100 c m , q u e será c h a m a d o de condição de referência.
76
Capítulo 4
Materiais e Métodos
4.4.3.1 Teste de d e c a i m e n t o do sinal
O decaimento é uma m u d a n ç a que ocorre ao longo do t e m p o na leitura de tensão
do M O S F E T após a irradiação. Ele é atribuido a m u d a n ç a s nas densidades de
cargas armadilhadas no óxido, induzidas pela radiação ( A N o t ) e nas armadilhas da
interface
(ANot)
após
a irradiação.
Estas d e n s i d a d e s
são dependentes
das
condições do bias pré e pós irradiação
Os dosímetros foram irradiados c o m feixe de fótons de 6 MV, D F S de 1 0 0 c m ,
75
UM e taxa de d o s e d e 4 0 0 UM/min. O arranjo geométrico deste teste é
mostrado nas F I G U R A S 4 . 4 e 4 . 5 .
agua sólida
bolus
mesa
FIGURA 4 . 4 -
Visão lateral do arranjo geométrico do sistema de dosimetria
M O S F E T na água sólida.
3 (vermelho)
4 (Illas)
1 íazuli
5 (amarelo)
2 iverde)
FIGUFIA 4 . 5 - Visão anterior do posicionamento dos cinco M O S F E T s avaliados.
77
Capítulo 4
Materiais e Métodos
A leitura dos d o s í m e t r o s foi obtida antes da irradiação, 1 minuto após a irradiação
(xo) e 15 minutos a p ó s a irradiação (xis). O d e c a i m e n t o d o sinal é d a d o pela
equação 4 . 1 .
X , 5 — XQ
F
= ~
^xlOO%
(4.1)
X,
4.4.3.2 Linearidade da resposta
Como a vida
útil d o M O S F E T
é 20.000 mV, s o m e n t e
alguns deles
foram
selecionados para os testes a seguir. Um único dosímetro M O S F E T foi testado
com relação a linearidade. O dosímetro foi irradiado sob o feixe de fótons de
6 MV, t a m a n h o d e c a m p o 10 c m x 10 c m , D F S de 100 c m , taxa de dose de
400 UM/min e as m e d i ç õ e s f o r a m t o m a d a s entre O e 300 cGy.
4.4.3.3 D e p e n d ê n c i a c o m a taxa de dose
Para este teste u m M O S F E T foi submetido às c o n d i ç õ e s de referência e
foram
realizadas m e d i ç õ e s entre 200 e 500 U M / m i n . O d o s í m e t r o foi irradiado c o m
30 UM por m e d i d a .
4.4.3.4 D e p e n d ê n c i a direcional
Para este e x p e r i m e n t o
foi construído u m simulador
de tecido
cilíndrico
de
poliestíreno c o m 10 c m de raio e encaixe central para colocação do M O S F E T ,
como m o s t r a d o na F I G . 4 . 6 . Neste teste o dosímetro M O S F E T foi irradiado nas
condições de referência c o m t a m a n h o de c a m p o 6 c m x 6 c m e 30 U M por
medida. A s m e d i ç õ e s f o r a m t o m a d a s num primeiro m o m e n t o girando o gantry a
cada 45 graus e depois girando o próprio d o s í m e t r o a cada 45 graus, num
intervalo de O a 315 graus.
78
Capítulo 4
Materiais e Métodos
F I G U R A 4.6 - Procedimento experimental para avaliar a dependência direcional
da resposta do M O S F E T utilizando um simulador cilindrico c o m o
M O S F E T posicionado no seu centro.
4.4.3.5 D e p e n d e n c i a c o m o t a m a n h o de c a m p o
Para fazer esta avaliação com os dosímetros M O S F E T foram utilizados filmes
EDR-2 e a câmara de ionização
Farmer de 0,6 cm^.
A s medições
foram
realizadas c o m os dosímetros M O S F E T e repetidas c o m os filmes e a câmara de
ionização para as m e s m a s condições de referência: fótons 6 MV, taxa de dose de
400 UM/min, D F S de 100 c m , profundidade de 1,5 cm e simulador de tecido de
água sólida. A s medidas foram t o m a d a s para os t a m a n h o s de c a m p o s entre 5 e
260 m m com todos os detectores.
4.4.3.6 D e p e n d ê n c i a energética
A resposta de um sistema de dosimetria geralmente é função da qualidade do
feixe de radiação. C o m o os sistemas de dosimetria são calibrados e m
uma
79
Capítulo 4
Materiais e Métodos
qualidade de feixe de radiação e usados num alcance muito maior de energia, a
variação da
resposta do sistema dosimétrico
c o m a qualidade de
radiação
(denominado dependência da energia) deveria ser levado e m conta^V
Para avaliar esta dependência 3 dosímetros M O S F E T f o r a m irradiados c o m feixe
de fótons de 6 e 18 MV do C L I N A C 2100 sob as m e s m a s condições de referência:
t a m a n h o de c a m p o 10 c m x 10 c m , DFS de 100 c m , 100 U M por medida. O
arranjo experimental é mostrado na FIG. 4.7.
FIGURA 4 7 - Arranjo experimental do sistema de dosimetria do M O S F E T no
simulador d e tecido de água sólida.
4.4.3.7 C a l i b r a ç ã o e m f u n ç ã o d a d o s e
O fator de calibração para os dosímetros M O S F E T foi obtido através da irradiação
c o m um feixe de 6 M V d e fótons, 100 UM por irradiação, D F S de 100 c m e e m
duas profundidades diferentes de medida: a 1,5 cm e 10 c m . Os dosímetros foram
colocados num simulador d e tecido de água sólida c o m o mostrado na FIG. 4.7.
Uma cámara de ionização tipo Farmer de 0,6 cm^ calibrada
no
laboratório
secundário foi irradiada nas m e s m a s condições do M O S F E T e então utilizada
c o m o referência para o b t e n ç ã o do fator calibração, c G y / m V , para cada dosímetro
MOSFET.
80
Capítulo 4
Materiais e Métodos
Os procedimentos para calibração dos dosímetros M O S F E T são relacionados a
seguir.
1. Colocar a c â m a r a de ionização de 0,6 cm^ na profundidade de máxima dose
(Dmax) na á g u a sólida, irradiada com fótons de 6 M V , c a m p o 10 x 10 cm^,
100 cGy e D F S d e 100 c m .
2. Conectar os M O S F E T á fonte de tensão pelo m e n o s c o m uma noite de
antecedência ao seu uso para sua estabilidade. U m a v e z que os M O S F E T são
conectados
à
fonte
de
tensão,
eles
devem
permanecer
permanentemente
conectados até o fim da sua vida útil.
3. Escolher o m o d o de operação da fonte de tensão; o padrão é 3 mV/cGy, mas
para os casos de medida e m dose de entrada e dose fora do c a m p o de radiação é
melhor u m a sensibilidade mais alta (9 mV/cGy).
4. Zerar os dosímetros.
5. Desconectar a fonte de tensão da leitora, m a s os d o s í m e t r o s d e v e m continuar
conectados nele para a irradiação.
6. Fixar os d o s í m e t r o s
no
objeto
simulador
de á g u a
sólida,
nas
mesmas
profundidades e nas m e s m a s condições do passo 1.
7. Irradiar os d o s í m e t r o s c o m fótons de 6 MV, 10x10 cm^, e 100 cGy.
8. Reconectar á leitora a fonte de tensão conectada aos dosímetros.
9. Pressionar o botão " R e a d " da leitora u m a única vez para cada dosímetro para
obter as respectivas t e n s õ e s (mV).
10. Irradiar cada M O S F E T pelo m e n o s 3 v e z e s .
1 1 . Determinar o fator d e calibração: a média das leituras obtidas para cada
M O S F E T dividida pela d o s e previamente obtida c o m a c â m a r a de ionização nas
m e s m a s condições de radiação (passo 1) fornece o fator calibração e m mV/cGy.
Portanto,
Dose (cGy) = T e n s ã o no M O S F E T (mV) / FC (mV/cGy)
(4.2)
e m que:
FC é o fator d e
calibração
obtido
para cada
MOSFET
e pode variar
de
0,1 m V / c G y a 99,99 mV/cGy.
Desta forma f o r a m obtidos os fatores de calibração para 4 dos 5 dosímetros
utilizados neste trabalho apresentado na T A B E L A 5.4.
81
Capítulo 4
Materiais e Métodos
4.4.3.8 Reprodutibilidade
A
reprodutibilidade
das
leituras
dos
MOSFET
foi
obtida
submetendo
os
dosímetros à repetidas exposições de 67 cGy utilizando u m arranjo geométrico
conforme o a p r e s e n t a d o na FIG. 4.7.
4.4.3.9 E m p r e g o d o M O S F E T na dosimetria do I M R T
O M O S F E T foi testado para verificar a dose nos planejamentos c o m IMRT. Os
dosímetros f o r a m irradiados c o m feixe de fótons de 6 M V , no simulador de água
sólida G a m m e x , a 8,5 cm de profundidade e d o s e de 1 Gy. O planejamento foi
feito no T P S C O R V U S para dar uma distribuição de d o s e h o m o g ê n e a e m cinco
regiões da parte central do v o l u m e irradiado. Os M O S F E T s f o r a m distribuídos de
forma a coincidirem c o m os pontos de dose de 80 cGy, 8 cGy e 4 cGy calculados
no T P S . Os valores de d o s e obtidos são apresentados no capítulo 5.
4.4.4 C a r a c t e r i z a ç ã o do T L D
Na FIG. 4.8 são a p r e s e n t a d o s os dosímetros t e r m o l u m i n e s c e n t e s utilizados neste
trabalho: cristais de LiF:Mg, T i , tipo M T S 100, c o m u m e n t e d e n o m i n a d o s TLD-100.
Estes d o s í m e t r o s p o s s u e m o formato quadrado c o m d i m e n s ã o de 3,2 m m x
3,2 m m x 0,25 m m , n ú m e r o atômico efetivo de 8,1 e densidade de 2,64 g/cm^.
A sensibilidade é maior que 0,2 pGy, a linearidade entre 100 pGy e 10 Gy é
menor
que
1 % (FIG. 5.10). A
emissão
máxima
de
luz T L
é
diretamente
proporcional à taxa de aquecimento da leitora para u m a dose constante. A
eficiência intrínseca ao T L é a quantidade de luz do T L emitida por unidade de
massa dividida pela dose absorvida e para o T L D - 1 0 0 de LiF é 0 , 0 3 9 %
O tratamento térmico de reutilização foi feito a q u e c e n d o os dosímetros por 1h á
400°C e e m seguida m a n t e n d o - o s por 2 h à 100°C no forno P T W - T L D O . O
resfriamento foi realizado á temperatura ambiente de 31 °C. A p ó s o tratamento
térmico de reutilização os dosímetros foram irradiados no acelerador c o m feixe de
fótons de 6 M V n u m c a m p o 10 c m x 10 cm e D F S de 100 c m na profundidade de
máxima d o s e (1,5 cm) e d o s e s que variaram de O a 3 Gy. O passo seguinte á
irradiação foi a leitura individual dos T L D s na leitora H a r s h a w Q S 3500 que foi
feito da seguinte forma: taxa de aquecimento utilizada na leitora de 12°C/s até
alcançar a t e m p e r a t u r a de 300°C. O pico de cada dosímetro foi selecionado no
programa W i n R E M S c o m o mostrado na FIG. 4.9.
82
Capítulo 4
Materiais e Métodos
Uma curva de calibração d o s e (Gy) x leitura T L (nC) foi realizada a partir da
irradiação dos T L D s c o m diferentes doses.
O cálculo da d o s e de c a d a T L D , irradiado e m c o n d i ç õ e s diversas no simulador
antropomórfico
para os planejamentos c o m IMRT, foi realizado seguindo
os
passos descritos a seguir.
1. Obtenção da m é d i a das leituras obtidas c o m o grupo de controle (que é o grupo
irradiado nas c o n d i ç õ e s d e referência toda v e z que o lote é utilizado);
2. Cálculo do fator de correção a ser aplicado no T L D irradiado com dose
desconhecida
através
da
renormalização
da
média
das
leituras
obtidas
no
passo 1 usando o fator de calibração do grupo de controle de referência que foi de
1152 nC/Gy;
3. Aplicação do fator de correção calculado no passo 2 para a leitura do TLD
irradiado c o m d o s e d e s c o n h e c i d a ;
4 . Cálculo da d o s e d a d a ao T L D usando a curva da FIG. 5.10.
A espessura equivalente e m água da espessura, z, do T L D foi determinada
escalonando
a espessura
do T L D
(0,25
mm)
pela
relação d e
densidades
eletrônicas água/LiF, c o m o mostrado na equação 4.3.®^:
^ „ ^ . = ^ ™ x ^ ,
(4.3)
PTI,D
e m que
pagua
é 3,343 x 10^® e/kg e
PTLD
é 2,786 x 10^® e/kg. Portanto para a
espessura de T L D usada de 250 p m o equivalente e m á g u a é aproximadamente
300 p m .
83
Capítulo 4
Materiais e Métodos
F I G U R A 4.8 - A. Dosímetros termoluminescentes dispostos sobre a bandeja de
cobre
com
cobertura,
B.
Pegador
à
vácuo
para
manipular
os
dosímetros e C. Caixa de acrílico para guardar os T L D s após o uso.
Pico dosimétrico
F I G U R A 4.9 - Programa W i n R E M S que fornece a curva emissão de cada T L D
onde
o
pico
dosimétrico
de
cada
dosímetro
é
selecionado
individualmente.
84
Capítulo 4
4.5
Materiais e Métodos
TÉCNICAS
EXPERIMENTAIS
PARA
AVALIAÇÃO
DOS
ERROS
E
I N C E R T E Z A S A S S O C I A D A S A O P T V E O S E U E F E I T O NA R A D I O T E R A P I A
Neste ítem, devido o simulador antropomórfico R A N D O não possuir todas a s
estruturas:
linfonodos,
medula
cervical, glândulas
salivares, tronco
cerebral,
mandíbula, e os alvos, necessárias para o planejamento, optou-se por tomá-las
de outro paciente e transferí-las para o R A N D O por fusão. Para isso foi utilizado o
sistema de planejamento A c Q s i m que permite fusão de i m a g e n s de estruturas.
4.5.1 Incertezas relacionadas à localização do p a c i e n t e : c a s o s de t u m o r na
região da c a b e ç a e p e s c o ç o
Os indicadores da posição vertical e horizontal da m e s a de tratamento e os erros
relacionados ao posicionamento do paciente, representam as situações menos
favoráveis na configuração do tratamento, sendo o p o s i c i o n a m e n t o do paciente, o
evento mais importante nos tratamentos c o m m o d u l a ç ã o do feixe (UVIRT)^""^"*.
Para avaliar c o m o a distribuição de dose é afetada devido á variações na posição
do paciente, foi realizado o seguinte procedimento: 1) quatro portais de i m a g e m
eletrônica (EPI) f o r a m t o m a d o s de 78 pacientes planejados c o m o T P S C O R V U S ,
totalizando 312 E P I ; 2) para cada paciente f o r a m graficados os desvios e m
relação ao isocentro de tratamento planejado nas direções X, Y, Z. Isto pôde ser
feito através da fusão da i m a g e m digital (EPI) adquirida no acelerador linear
s e m a n a l m e n t e antes d o tratamento com a i m a g e m radiográfica digital (DRR)
obtida no sistema de planejamento, F I G U R A S 4.10 a), b), c).
85
Capítulo 4
Materiais e Métodos
F I G U R A 4.10 -
a) Imagem radiográfica digital (DRR) obtida no sistema
de
planejamento; b) Imagem eletrônica (EPI) adquirida no acelerador
linear pré-tratamento; c) Fusão do DRR c o m o EPI para verificação
do isocentro no dia do tratamento.
4.5.2 Efeito do d e s l o c a m e n t o do isocentro na distribuição de dose
Os desvios determinados no estudo anterior permitiram a simulação do que pode
ocorrer c o m a distribuição de dose no paciente q u e t e m seu isocentro
de
tratamento posicionado diferentemente do que foi planejado. U m desvio padrão
para o deslocamento do isocentro avallados no item 4 . 5 . 1 , para cada direção
86
Capítulo 4
Materiais e Métodos
(x, y, z) foi aplicado no simulador antropomórfico, R a n d o , através do uso do
planejamento no simulador híbrido.
O simulador híbrido é u m a ferramenta do sistema de planejamento C O R V U S que
permite que o usuário recalcule o plano do paciente m u d a n d o a liberação de dose
planejada para u m simulador designado pelo usuário. Este procedimento é usado
rotineiramente para controle de qualidade do plano de tratamento. Usando um
simulador híbrido as n o v a s coordenadas para o isocentro p o d e m ser aplicadas
nele e o plano de tratamento é recalculado s e m que a otimização da fluencia dos
feixes, originalmente aceita no plano do paciente, seja alterada. C o m o para este
estudo o simulador antropomórfico (Rando) foi utilizado c o m o sendo o paciente
original e t a m b é m c o m o s e n d o o simulador híbrido, a f o r m a geométrica
do
paciente não foi alterada e assim pôde-se avaliar as variações na distribuição de
dose que f o r a m g e r a d a s s o m e n t e pelo deslocamento d o isocentro de tratamento.
O simulador híbrido foi criado então para que os erros de posicionamento, que
geraram o d e s l o c a m e n t o do isocentro nos pacientes, f o s s e m aplicados à ele. O
Rando foi planejado c o m dois tipos de arranjos de c a m p o s : a) plano 1 c o m o
gantry
e m 5 posições: 2 5 0 ° , 325°, 0°, 35°, 110° e b) plano 2 c o m o gantry
em
7 posições: 2 0 5 ° , 2 5 5 ° , 310°, 0°, 50°,105°, 155°, que s ã o o s mais utilizados no
C O R V U S . Para cada planejamento o isocentro foi d e s l o c a d o de 5,1 m m para
direita do paciente, 3,7 m m para esquerda, 7,6 m m no sentido anterior, 8,8 m m no
sentido posterior, 8,2 m m no sentido caudal ou inferior e
10,6 m m no sentido do
crânio ou superior. Estes valores foram obtidos d o s d e s l o c a m e n t o s no intervalo de
confiança de 9 5 , 5 % obtidos d a s medições realizadas c o m o s portais eletrônicos
dos 78 pacientes de c a b e ç a e pescoço planejados no C O R V U S . O desvio do
isocentro para cada direção foi aplicado no simulador híbrido e o recálculo do
planejamento foi realizado a fim de se verificar qual das direções causa maior
impacto na distribuição de d o s e no paciente durante as aplicações e se o número
de campos usado interfere neste julgamento.
Os resultados obtidos deste estudo são apresentados no item 5.2.2 do capítulo 5.
O A P Ê N D I C E B mostra u m estudo feito para ilustrar as diferenças e m termos de
distribuição de d o s e e m tecidos sadios e volumes de tratamento c o m os métodos
de
tratamento
convencional,
conformacional
e
IMRT
para
pacientes
em
tratamento de c a b e ç a e p e s c o ç o que inclui G T V + linfonodos cen/ícaís e supra-
87
Capítulo 4
Materiais e Métodos
claviculares (ENT). Este estudo foi importante para mostrar porque foi decidido
tratar c o m I M R T todos os pacientes ENT.
4.5.3 Efeito d o t a m a n l i o do PTV nas estruturas críticas viziniias à ele
Este estudo foi realizado para tratamentos da região de cabeça e pescoço.
Através da análise retrospectiva de imagens de pacientes adquiridas c o m o portal
eletrônico d o acelerador linear, determinou-se o desvio-padrão e m cada direção
do sistema cartesiano, conforme item 4.5.2. U m C T V foi d e s e n h a d o na imagem
de C T do simulador antropomórfico e margens de 2 m m e 5 m m foram geradas
para formar o
PTV2
e
PTV5,
respectivamente. O isocentro de tratamento para
estes P T V s foi e n t ã o deslocado e m seis direções de acordo c o m os desvios
padrões d e t e r m i n a d o s no item 5.2.1 do capitulo 5. A análise dos histogramas de
dose-volume
(DVH)
realizada
em
relação
ao
CTV
e ás
estruturas
críticas
possibilitou a identificação das variações de d o s e q u e o c o r r e m nas estruturas
vizinhas ao P T V devido ao aumento da m a r g e m d a d a a ele. O resultado desta
análise é m o s t r a d o na T A B E L A 5.6 do item 5.2.2 do capítulo 5.
4.5.4 Efeito da m a r g e m d a d a ao v o l u m e alvo para f o r m a r o P T V e m relação à
dose na superfície q u a n d o se utiliza p l a n e j a m e n t o inverso para I M R T no
tratamento d e c â n c e r de cabeça e pescoço
Esta parte d o trabalho avalia a d o s e de superfície no paciente c o m o uma função
da proximidade do P T V a essa superfície, para o s c a s o s e m q u e os pacientes são
tratados c o m I M R T utilizando o planejamento inverso, e c o m p a r a os resultados às
medições realizadas para a técnica convencional.
Um
simulador
antropomórfico
(RANDO)
foi
submetido
à
tomografia
computadorizada (CT) na posição supino c o m u m a m á s c a r a termoplástica padrão
usada na imobilização d o s pacientes ENT, q u e cobre toda a região da cabeça e
pescoço do paciente excluindo os ombros e a região supra-clavicular. U m C T V
incluindo os linfonodos cervicais e supra-claviculares c o m u m a m a r g e m de 5 mm
foi d e s e n h a d o nas imagens de CT. Os planos f o r a m g e r a d o s por u m sistema de
planejamento inverso comercialmente viável para os P T V s definidos a O, 5, e
10 m m de profundidade da pele
(PTVpeie,
PTV5,
PTV10,
respectivamente) usando
uma técnica de 7 c a m p o s coplanares com fótons de 6 MV. O m a p a de fluência
resultante
da
técnica
de
7
campos
é
mostrada
na
FIGURA
4.11
e
as
88
Capítulo 4
Materiais e Métodos
F I G U R A S 4.12 a), b), e c) m o s t r a m o
PTVpeie, P T V 5 , P T V 1 0 ,
respectivamente. Para
os experimentos de I M R T foi utilizado sistema de colimadores de multi-lâminas
dinâmico
(DMLC)
e
o
método
de
liberação
foi c o m
a técnica
de
janelas
deslizantes, c o m u m total de a p r o x i m a d a m e n t e 1200 U M para liberar a dose
prescrita de 162 cGy ao PTV. O R A N D O t a m b é m foi irradiado c o m a técnica
convencional de 3 c a m p o s , usando dois c a m p o s laterais paralelos e opostos
cobrindo a região do pescoço, coincidentes c o m o c a m p o direto anterior tratando
a região supra-clavicular. Na j u n ç ã o dos 3 c a m p o s f o r a m utilizados colimadores
independentes f e c h a d o s na m e t a d e do c a m p o para evitar q u e as p e n u m b r a s dos
c a m p o s adjacentes se s o b r e p u s e s s e m . U m a dose de 200 cGy foi liberada no
CTV. A s m e d i d a s f o r a m realizadas e m até 4 posições ao redor do pescoço do
R A N D O sob a m á s c a r a termoplástica e 4 posições na região supra-clavicular na
superficie do simulador. Os dosímetros utilizados foram LiF T L D - 1 0 0 e M O S F E T .
Os d o s í m e t r o s f o r a m colocados e m
pedaços de água sólida, cortados
nas
dimensões do FIANDO m a s com espessuras de 5 m m e c o m cavidades de 1 m m
de profundidade nos locais onde os dosímetros t i n h a m que ser inseridos. Estas
fatias de á g u a sólida f o r a m colocadas entre fatias do FIANDO. Três pontos de
medidas f o r a m t o m a d o s dentro do F ^ N D O na região do C T V , usados como
referência para as m e d i d a s na superfície.
O simulador antropomórfico FÍANDO na posição de tratamento é ilustrado na
FIGUFIA 4.13. A posição dos dosímetros no simulador antropomórfico F l ^ N D O é
mostrada na F I G U F Í A 4 . 1 4 .
89
Capítulo 4
Materiais e Métodos
FIGURA 4.11 - Mapa de fluencia resultante da técnica de 7 c a m p o s coplanares
c o m IMRT.
II
•
•
•»
—
1
R.
11
L
c)
FIGURA 4.12 - PTVs definidos à O, 5, e 10 m m de profundidade da superficie da
pele: a) P T V p e i e , b) PTV5, c) PTVio, respectivamente.
90
Capítulo 4
Materiais e Métodos
F I G U R A 4 . 1 3 - Simulador antropomórfico R A N D O na posição de tratamento.
F I G U R A 4.14 - A localização dos dosímetros usados para as medidas de dose na
superficie é indicada pelas setas. Setas brancas indicam os dosímetros na região
do
pescoço,
as
setas
amarelas
na
região
supra-clavicular
e
as
verdes
representam as posições dos dosímetros colocados dentro do simulador R A N D O .
91
Capítulo 4
4.5.5
Materiais e Métodos
Efeito
de
margens
do
PTV
na
dose
periférica
para
tratamentos
planejados c o m I M R T
Para verificar se a proximidade do PTV à pele gera u m a u m e n t o de dose na
periferia do c a m p o de tratamento, foram distribuidos dosímetros T L e M O S F E T
e m diversos p o n t o s (olhos, tórax e gónadas) do objeto simulador antropomórfico e
0 objeto simulador, FIG. 4.14, foi irradiado e m d u a s situações: a primeira, usando
a técnica de I M R T c o m planejamento inverso para o
PTVpeie, PTV5,
e
PTV10
como
descrito no ítem 4.5.4; e a s e g u n d a situação, utilizando a técnica de tratamento
com arranjo c o n v e n c i o n a l de feixes sendo 2 c a m p o s paralelos e opostos e
1 c a m p o direto na região da fossa supra-clavicular. Para cada situação foram
liberados 5 t r a t a m e n t o s e a média das leituras para cada dosímetro, T L D e
M O S F E T , é a p r e s e n t a d o no ítem 5.2.4 do capítulo 5.
4.5.6 Incertezas
relacionadas ao m o v i m e n t o d o ó r g ã o entre frações
do
tratamento: c a s o s de t u m o r na próstata
Nos
itens
anteriores
foram
estudados
os
desvios
entre
o
isocentro
de
planejamento e o de tratamento, assim c o m o a n e c e s s i d a d e de margens de
planejamento para se cobrir o volume alvo de regiões consideradas mais rígidas
(cabeça e pescoço) e c o m o
essas margens p o d e m afetar a distribuição de dose
nos órgãos críticos e na periferia do campo de tratamento.
O v o l u m e alvo d e planejamento (PTV) deve ter u m a m a r g e m suficientemente
grande ao redor do
CTV
para
levar e m
consideração
os erros durante
posicionamento do paciente na máquina de tratamento {setup)
o
, c o m o visto no
caso do tratamento de c a b e ç a e pescoço, as incertezas a s s o c i a d a s á liberação da
dose e o m o v i m e n t o do órgão durante e entre as frações de tratamento. O
movimento de ó r g ã o durante o tratamento não pôde ser avaliado por falta de
sistemas de aquisição d e imagens quadridimensional (4-D).
O movimento do órgão entre as frações do tratamento é significativo q u a n d o a
posição do alvo no día do tratamento é diferente d a q u e l a no planejamento. Para
se estudar os erros a s s o c i a d o s á esse m o v i m e n t o , foi utilizada a visualização da
próstata de 387 pacientes tratados de cáncer de próstata na McGill University
Health Centre entre 2 0 0 1 e 2 0 0 5 . Cada paciente foi s u b m e t i d o a u m a série de
localizações c o m ultra-som pré-tratamento durante o posicionamento diário na
máquina de tratamento, c o m o mostrado na F I G U R A 3.20.
92
Capítulo 4
Materiais e Métodos
Todos os pacientes foram submetidos à simulação c o m C T c o m bexiga cheia e
nenhum
procedimento
especifico
em
relação
ao
preenchimento
retal.
Os
pacientes f o r a m colocados na posição supino c o m u m bloco de isopor quadrado
colocado entre o s tornozelos, F I G U R A 3.7. A s imagens de C T f o r a m adquiridas
conforme o protocolo padrão pélvico c o m 5 m m de e s p e s s u r a entre os cortes de
CT. U m uretrograma foi realizado para cada paciente usando contraste de 10 a
20 ml. Três m a r c a d o r e s fiduciais definindo o isocentro de referência
colocados e m
cada
foram
paciente. A p ó s a CT, os pacientes f o r a m tatuados
na
localização d o s m a r c a d o r e s fiduciais e os d a d o s f o r a m transferidos ao sistema de
planejamento d e tratamento (TPS) para o d e s e n h o dos órgãos críticos e definição
do alvo. O v o l u m e clínico de tratamento (CTV) foi definido c o m o a glândula
prostética c o m o visibílízadas nas imagens da CT. O reto, bexiga, cabeças de
fémur, e bulbo peniano t a m b é m foram d e s e n h a d a s para c a d a paciente.
Os 387 pacientes receberam uma dose que variou entre 50 e 79,2 Gy com
fracionamento diário convencional de 25 a 4 4 frações. Os pacientes
tipicamente
planejados
e
tratados
com
uma
técnica
foram
conformacionada
de
5 c a m p o s c o p l a n a r e s usando fótons de 18 MV, e as distribuições de dose foram
geradas c o n f o r m e as orientações dos ICRUs 50^ e 62® para cobertura do alvo e
homogeneidade de dose.
O isocentro de tratamento foi definido como o centro geométrico do P T V e seu
sistema de c o o r d e n a d a s foi definido e m relação ao isocentro de referência em
termos de d e s v i o s nas direções antero-posterior (AP), direita-esquerda (DE), e
superior-inferior
(SI).
No
primeiro
dia
de
tratamento
os
pacientes
foram
posicionados c o m os laseres da sala de tratamento alinhados c o m as tatuagens
definindo
a
posição
do
isocentro
de
referência.
Os
pacientes
foram
s u b s e q u e n t e m e n t e deslocados para o isocentro de tratamento c o m o definido pelo
plano de tratamento no T P S , e este passou a ser o isocentro de referência inicial
para todas as f r a ç õ e s d e tratamento subsequentes.
Um sistema de ultra-som 2-D (US), disponível c o m e r c i a l m e n t e , foi usado para
localização diária do alvo. O sistema usa um transdutor trans-abdominal que
adquire i m a g e n s únicas nos planos axial e sagital, q u e é c a p a z de rastrear a
posição do transdutor e m 3-D e relacionar a sua posição ao isocentro da sala de
tratamento ( F I G U R A 4.15). Os desenhos do C T V e ó g ã o s críticos, tipicamente
bexiga
e
reto,
previamente
desenhados
no
sistema
de
planejamento
93
Materiais e Métodos
Capítulo 4
computadorizado tridimensional (3-DRTP) são importados para o software do US.
Os contornos dos volumes de interesse nos planos axial e sagital, dos quais a
posição relativa ao isocentro de tratamento é conhecida a partir do 3-DRTP, são
reformatados e sobrepostos
nas imagens adquiridas c o m o sistema
US. O
usuário, técnico ou médico, pode então deslocar os d e s e n h o s na tela do sistema
de US até que a posição do C T V coincida c o m a posição da próstata como visto
na i m a g e m de ultra-som, F I G U R A 4.15. Este deslocamento é realizado e m ambas
imagens axial e sagital, e o sistema US calcula um deslocamento e m três
dimensões (AP, DE, SI) pelo qual o paciente deve ser movido para alinhar o
centro do alvo c o m o isocentro da máquina de tratamento. U m a vez que o
deslocamento é realizado, a sua intensidade e direção são gravadas pelo sistema
US e no sumário do tratamento.
Para os pacientes neste estudo, os desvios médios nas 3 direções e os desvios
padrões foram calculados para o curso inteiro do tratamento para cada paciente.
Os dados f o r a m testados para a normalidade usando o teste Shapiro-Wilk^^, que
faz parte da análise estatística do programa
Origin 7.0, afim de validar
correlação entre os dados das médias e dos desvios
padrões, e os
a
erros
sistemáticos e randómicos respectivamente. O desvio médio total foi calculado
através do desvio médio e m cada direção para cada paciente durante todo o
tratamento, e então foi realizada a média destes desvios para todos os 387
pacientes. A significância estatística dos resultados, o n d e parte dos dados foram
comparados, foi calculado usando o teste-t de Student ^® (ver A P Ê N D I C E A).
FIGURA 4.15 - Fusão das imagens axial e sagital obtidas c o m o ultra-som 2-D de
localização pré-tratamento c o m os contornos gerados no T P S a
partir das imagens tomográficas adquiridas para planejamento.
94
Capítulo 4
Materiais e Métodos
4.5.6.1 M o d e l o m a t e m á t i c o p a r a e n g l o b a r e r r o s s i s t e m á t i c o s e r a n d ó m i c o s
para d e f i n i r o P T V
Alguns autores^^'^^'^® s u g e r e m u m a equação para e n g l o b a r o s erros sistemáticos
e randómicos obtidos d a s variações sofridas pelo alvo e ó r g ã o s sadios durante a
radioterapia. A T A B E L A 4.2 apresenta um resumo d e s t e s trabalhos.
Estas e q u a ç õ e s f o r a m testadas para os d a d o s obtidos no Item 4.5.6 e os
resultados são a p r e s e n t a d o s no item 5.2.5.1 do capítulo 5.
T A B E L A 4.2 determinar
a
R e s u m o d e 3 artigos que a p r e s e n t a m u m a e q u a ç ã o para se
margem
para
formar
o
PTV
e
o
PORV
a
partir
dos
erros
sistemáticos, I , e r a n d ó m i c o s , a , obtidos das variações d e alvos e órgãos sadios.
Autor
Margem
Stroom et al.^^
V a n Herk et al.^®
McKenzíe et al.^^
Objetivo
9 5 % da d o s e englobe 99% do
CTV
2 1 + 0,7a
2,5 1 + 0,7 a - 3
1,3 I ± 0,5 a
mm
90%) d o s pacientes receba
pelo m e n o s 9 8 % da dose
P R V para englobar o O A R e m
pelo m e n o s 90% dos casos
4.5.7 E f e i t o d o m o v i m e n t o d o i s o c e n t r o a t r a v é s d a s n o v a s
coordenadas
g e r a d a s p e l a l o c a l i z a ç ã o c o m u l t r a - s o m na d o s e n o a l v o
O estudo do m o v i m e n t o do órgão entre as frações d e t r a t a m e n t o mostrou que é
possível ter erros muito g r a n d e s no alvo, se for b a s e a d o s o m e n t e na imagem
inicial de planejamento do tratamento. Para melhorar a precisão do tratamento, o
uso de sistema d e aquisição d e imagens diárias possibilitaria a localização do
órgão antes d e c a d a aplicação. M a s , c o m o ficaria a distribuição d e dose no alvo
se m u d á s s e m o s o isocentro d e tratamento para as novas c o o r d e n a d a s dadas
pelo sistema d e i m a g e m no línac? Para responder esta pergunta foi estudada a
distribuição d e d o s e no c a s o extremo e m que a próstata foi deslocada 3 c m e m
relação á sua posição no dia do planejamento. D u a s técnicas de planejamento
foram
usadas
para verificar e s s e
problema: técnica c o n v e n c i o n a l
usando
6
c a m p o s oblíquos c o m gantry a 2 2 5 ° , 270°, 315°, 4 5 ° , 9 0 ° , 135° e técnica de IMRT.
95
Capítulo
Resultados e Discussões
V RESULTADOS E DISCUSSÕES
Este capitulo apresenta os resultados e discussões das medições realizadas na
calibração
e
testes
de
desempenho
dos
dosímetros,
cuja
metodología
foi
apresentada no capítulo 4, assim como, os resultados das técnicas experimentais
para avaliação dos erros e incertezas associadas ao PTV e o seu efeito na
radioterapia.
5.1 C A L I B R A Ç Ã O E T E S T E S DE D E S E M P E N H O D O S D O S Í M E T R O S
5.1.1 Caracterização dos filmes radiográficos
5.1.1.1 Calibração dos filmes radiográficos e m f u n ç ã o da dose
Resultados experimentais da calibração dos filmes X - O m a t V e EDR-2, descrito
no ítem 4.4.1 para fótons de 6 MV. A curva de calibração relacionando densidade
óptica c o m dose é mostrada na FIG. 5 . 1 .
-EDR-2
-X-Omat V
3 0 2
S-
2 6 2
m
•o
3
g(TJ
o
o.
•o
O)
T3
m
•o
tn
c
0)
Q
i-
2 2 2 D I 5 16
1
-
t-
12
-
OOS1
D 6 -
• t .
0
/
2 -
0 0 0
—I—
so
100
—I—
—I—
200
I
2S0
700
350
1S0
Dose (cGy)
FIGURA 5.1 - Curvas de resposta e m função da d o s e , dos filmes X - O m a t V e
EDR, para fótons de 6 MV.
As curvas sensitométricas para a m b o s os filmes são representadas através dos
ajustes polinomiais apresentados nas Tabelas 5.1 e 5.2. D e p e n d e n d o da faixa de
dose de interesse, escolhe-se o filme X-Omat V ou E D R - 2 .
96
Capítulo 5
TABELA
Resultados e Discussões
5.1 -
Regressão
polinomial para a curva
sensitométrica
do
filme
X-Omat V.
R e g r e s s ã o Polinomial para X - O m a t V :
Y = A + B r X + B2*X^ + B3*X-' + B4*X'*
Parâmetro
A
B1
B2
B3
B4
Valor
0,00323
0,02855
-1,54E-04
4,69E-07
-5,72E-10
Erro
0,00868
6,64E-04
1,02E-05
5,28E-08
8,71 E-11
R-Square(COD)
0,99984
Desvio
Padrão
0,01522
N
16
P
<0,0001
2 - R e g r e s s ã o polinomial para a curva sensitométrica do filn
R e g r e s s ã o polinomial para EDR-2:
Y = A + B1*X + B2*X'^ + B3*X^ + B4*X^
Parâmetro
A
B1
B2
B3
B4
Valor
0,00177
0,00568
-1,39E-05
1,28E-07
-2,85E-10
Erro
0,00379
3,21 E-04
5,54E-06
3,23E-08
6,04E-11
R-Square(COD)
0,99988
Desvio
padrão
0,00668
N
17
P
<0,0001
A v a n t a g e m d o filme E D R - 2 sobre o X - O m a t V é q u e ele possui 6 0 % mais prata
(Ag), 2 0 % mais b r o m o (Br) e menor quantidade dos materiais de alto Z presentes
no X - O m a t V , o s e u Z efetivo é próximo ao da á g u a . Já a v a n t a g e m do X - O m a t V
é que ele não é sensível ao comprimento de onda da luz do densitômetro^^.
5.1.1.2 Filmes radiográficos na verificação da distribuição de dose do I M R T
Uma
distribuição
de
dose
foi
planejada
aleatoriamente
no
TPS
CORVUS
utilizando I M R T para irradiar u m simulador d e á g u a sólida, conforme descrito no
item 4.4.1.2. Os filmes f o r a m analisados individualmente c o m o software Omnipro
e as curvas de isodose provenientes de cada u m f o r a m convertidas e m matriz de
dose. A matriz de d o s e de a m b o s foi gerada n u m a m e s m a tabela de forma a
97
Capítulo 5
mostrar
Resultados e Discussões
ambos
os
intercomparação
filmes
entre
sobrepostos
ambos
os
e
assim
resultados.
A
ser
possível
visualização
fazer
das
uma
isodoses
provenientes dos filmes radiográficos X - O m a t V e EDR-2 são apresentados na
F I G U R A 5.2.
\-Omal V
EDR
FIGURA 5.2 - Distribuição de isodose com os filmes radiográficos X - O m a t V e
EDR. A s isodoses variam de 10 a 100%, c o m passo de 10%.
A intercomparação
X - O m a t V e EDR-2,
das distribuições de dose
provenientes
dos dois filmes,
mostrou u m a diferença significante, maior que 2 m m , entre
as isodoses menores que 2 0 % . Para as isodoses de 1 0 % a diferença entre as
distâncias foi de 3 m m , FIG. 5.2.
Para verificar qual filme mostra o valor mais correto foi realizado o
mesmo
experimento colocando M O S F E T s (por ter melhor resolução espacial), no lugar
dos filmes, nas posições correspondentes ás isodoses de 1 0 0 % e 10%. O
resultado é apresentado na T A B E L A 5.3.
TABELA
5.3 -
Comparação
das
isodoses
obtidas com filmes
e as
doses
normalizadas para a dose máxima c o m os M O S F E T S .
Filme EDR-2
Filme X - O m a t V
M O S F E T (média)
100%
100%
100,0%
10%
8,5%
15%
5,1%
49%
10%
Dif. Rei. (%)
98
Capítulo 5
Resultados e Discussões
De acordo com a T A B E L A 5.3, a maior discrepância foi para o filme EDR-2. No
entanto, as diferenças encontradas entre os dosímetros na região de dose baixa
foi muito alto (15%), o que mostra a dificuldade e m se ter precisão na dosimetria
da região de p e n u m b r a .
5.1.2 Caracterização do M O S F E T
5.1.2.1 Teste de d e c a i m e n t o do sinal
Conforme descrito
no item 4 . 4 . 3 . 1 , foi avaliado o decaimento do sinal dos
M O S F E T s utilizando a e q u a ç ã o 4 . 1 . O decaimento ( F n ) dos dosímetros 1 a 5
foram: F i de 0,43%,
F2 de 0,85%, F3 de 0,69%,
F4 de 0,43% e
F5 de 0,89%,
respectivamente.
5.1.2.2 Linearidade da resposta
O teste de linearidade foi realizado como descrito no item 4.4.3.2. A curva que
relaciona dose e m cGy c o m as respostas dos dosímetros e m m V é mostrada na
FIG. 5.3.
MOSFET
Ajuste polinomial dos dados
300 >,
O
2S0-I
o
TO 200 -
Ajuste linear
•nj
E
y
ISO
Dose ícGy; = -2 11369+0 26913M03FET (mVl
R = 0 999^3
O)
M
•o
c:
o
100 -
V)
Ajuste polinomial
ro
A>
IXI
O
A
Dose (cGy; = -0 23627+0 20135'MOSFET imV;+1 80E-05'MOSFET"2
R = 0 99998
so .
o—I
200
1
too
1
'
eOD
1
800
'
1
1000
1
1
1200
Leitura (mV;
FIGURA 5.3 - Curva relacionando a leitura do M O S F E T (mV) com a dose (cGy)
para testar a linearidade da resposta do dosímetro.
99
Capítulo 5
Resultados e Discussões
A diferença entre o ajuste polinomial (R = 0,99998) e o linear (R = 0,99978) não é
significativa,
portanto
pode-se
considerar
que
os
dosímetros
MOSFET
apresentam resposta linear para doses até 3 Gy.
5.1.2.3 Dependência c o m a taxa de d o s e
A s condições deste teste estão descritos no item 4.4.3.3. A s leituras do M O S F E T
(mV) e m f u n ç ã o da variação da taxa de d o s e (UM/min da máquina de tratamento)
s ã o apresentadas na FIG. 5.4.
1SD - |
UD
MOSFET
Ajuste linear dos dados
.
13D -
£
IUJ
Ll_
CO
O
120 -
110
100
o
90
in
TO
30
TO -
60
SO
-
1—
200
250
—I—
-r
—I—
300
300
350
100
too
— i —
iSO
soo
Taxa de dose iUfvl'mini
F I G U R A 5.4 - Leituras dos dosímetros M O S F E T (mV) e m função da variação da
taxa de dose (UM/min).
O desvio m á x i m o observado é ± 1,0%,
o que significa que a resposta dos
dosímetros é independente da taxa de dose.
5.1.2.4 Dependência direcional
O arranjo experimental deste teste está descrito no item 4.4.3.4. A s medições
foram t o m a d a s de 2 formas: num primeiro m o m e n t o girando o gantry a cada
4 5 graus; e depois girando o próprio dosímetro a cada 45 graus, num intervalo de
100
Capitulo 5
Resultados e Discussões
O a 315 graus. Os resultados da média das leituras, para 3 dosímetros, obtidas
c o m os dois métodos, são apresentados na F I G U R A 5.5.
.
•
A
120 -,
CO
TO
O)
O
IR.
IDO
Barra de erro 5%
SO •
ro
MOSFET 1
MOSFET 2
MOSFET 3
re
u.
re
re
T3
N
15
E
O
C
W
60 •
^
40 -
re
=»
20 -
—I—
45
90
135
180
225
—r-
— ( —
270
315
I
360
Ângulo de rotação ígraus)
FIGURA 5.5 - Leituras médias obtidas para a m e s m a dose e m diferentes ângulos
de rotação do gantry e do dosímetro para 3 dosímetros M O S F E T .
Os dosímetros M O S F E T s apresentam uma certa dependência direcional quando
irradiados com c a m p o s posteriores oblíquos, c a u s a n d o erros nas leituras de até
5%, conforme apresentado na FIG. 5.5. Esta dependência é devido à diferença de
material na parte posterior do M O S F E T , que não é coberta por epóxi. Este efeito
deve ser levado e m conta q u a n d o o dosímetro for irradiado nestes ângulos.
5.1.2.5 Dependência c o m o t a m a n h o de c a m p o
Os parâmetros geométricos desta medida foram apresentados no item 4.4.3.5. Os
d a d o s resultantes deste teste para os dosímetros T L , M O S F E T e câmara de
ionização, irradiados c o m fótons de 6 MV, são apresentados na FIG. 5.6.
101
Capítulo 5
Resultados e Discussões
MOSFET
Filme
Cámara de ionização
1 1 1
n-
oso
as -
re
o
D T • 6 -
O)
D
s -
T3
re
-o
D 4 -
^
O
D 3 -
^
O)
02-1
g
nu
— 1 — ' — I —
a
SD
—I—
—I—
1DD
1SQ
1—
200
—I—
250
I
300
Lado do campo quadrado ímmi
F I G U F ^ 5.6 - C o m p a r a ç ã o entre as respostas apresentadas pelos dosímetros
M O S F E T , filme e câmara de ionização, normalizadas no campo
10 cm X 10 c m , para feixe de fótons de 6 MV.
As medidas c o m câmara de ionização só coincidem c o m as do M O S F E T e filme
para campos maiores ou iguais a 40 m m x 40 m m , isto ocorre porque o seu
t a m a n h o físico interfere na fluencia do feixe.
U m a c o m p a r a ç ã o usando s o m e n t e M O S F E T e filme é mostrado na FIG. 5.7 e
u m a curva de ajuste é calculada usando a exponencial de C h a p m a n (que foi a
única exponencial que se ajustou na curva experimental). Os dados das medidas
com
MOSFET
e filme foram
normalizados
para
o tamanho
de c a m p o
de
referência de 10 cm x 10 cm e portanto se t o r n a m adimensionais (fator de
espalhamento de campo).
A e q u a ç ã o 5.1 descreve a exponencial de C h a p m a n utilizada c o m o ajuste da
curva apresentada na FIG. 5.6.
y = a*(1-exp(-b*x))'=
(5.1)
e m que
a = 1,01,b = 0,05, c = 0,3
102
Resultados e Discussões
Capítulo 5
Curva de ajuste dos dados
Filme
MOSFET
o
Q.
£
re
o
o
-o
o
11
-
ID
-
D 9 O J D T -
c
0 6 -
£
re
• 5 -
£
re
UL
tn
a>
a>
T3
o
re
•
« -
0 3 0 2 0 1 DO -0 1 -
—I—
so
too
1—
—r150
1—
200
250
300
Lado do campo quadrado (mim;
FIGUFIA 5.7 - Espalhamento de c a m p o para feixe de fótons de 6 MV avallados
c o m dosímetro M O S F E T e filme, normalizados para o c a m p o
10 cm X 10 c m . A linha continua vermelha mostra u m a curva de
ajuste dos dados c o m exponencial de C h a p m a n para c a m p o s
m e n o r e s que 10 c m x 10 c m .
5.1.2.6 D e p e n d e n c i a energética
O arranjo experimental para a avaliação da dependência energética da resposta
do
MOSFET
é
mostrado
na
FIG.
4.7
e
a
descrição
deste
experimento
apresentado no item 4.4.3.6.
Os resultados obtidos para os 3 M O S F E T s e irradiados c o m feixe de fótons de
6 e 18 M V são apresentados na FIG. 5.8.
103
Capítulo 5
Resultados e Discussões
• Feixe de fotons de 6 MV
• Feixe de fótons de 13 MV
• D -1
3 5 -
(n
m
2 5
H
3
*
2 D -
•°
is-l
•O)
•í^
I D -
OS
-
D D
2
3
i
5
Dosímetros MOSFET (números 2 4 e 5;
FIGURA 5.8 - Resposta dos dosímetros M O S F E T n i j m e r o 2, 4 e 5 irradiados com
os feixes de fótons de 6 e 18 MV.
A incerteza neste experimento foi a p r o x i m a d a m e n t e ± 3 % que é da ordem de
grandeza encontrada entre as leituras feitas nas m e s m a s condições de irradiação
sem mudar os feixes.
5.1.2.7 C a l i b r a ç ã o e m f u n ç ã o da d o s e
Os procedimentos para calibração dos dosímetros M O S F E T foram apresentados
no item 4.4.3.7 e através deste procedimento foram obtidos os fatores
de
calibração para cada um dos 4 dosímetros utilizados neste trabalho apresentados
na T A B E L A 5,4.
T A B E L A 5.4 - Fatores de calibração para os M O S F E T para fótons de 6 MV.
cGy/mV
MOSFET 1
0,328
MOSFET 2
0,326
MOSFET 4
0,327
MOSFET 5
0,328
104
Capítulo 5
Resultados e Discussões
A reprodutibilidade da resposta desse conjunto de 4 dosímetros está dentro de
± 0 , 1 % . A vida útil do dosímetro M O S F E T número 3 foi atingida por isso ele foi
desconsiderado.
5.1.2.8 Reprodutibilidade da resposta
A descrição deste teste foi apresentado no item 4.4.3.8 e os resultados são
apresentados na FIG. 5.9. A análise do gráfico da FIG. 5.9 resultou nos seguintes
dados: uma variação média de 0,980 cGy c o m o desvio padrão de 0,031 cGy (e
0,062 cGy para um nível de confiança de 95%) foi observada entre a dose do
M O S F E T e a dose calculada.
MOSFET1
MOSFET 2
1 2G - |
1 IS 1 1G -
tn
ra
•o
1
OS -
75 -O 1
00 -
ra
•
ns
Ê
ea>
o
c
(-
UI
•
0 9S 0 90 -
o
-o
LU
U-
(n
TO0
O
n:
CL
>
55 -
0 80 -
IRT
TO
0 75 0 70 -
_i
0 55 0 60
- 1 — ' — I — ' — I — ' — I — ' — r —
*
6
s
10
12
16
Número de medidas
F I G U R A 5.9 - Distribuição da resposta do conjunto de 15 irradiações c o m feixe de
fótons de 6 M V efetuados para cada M O S F E T .
5.1.2.9 E m p r e g o do M O S F E T na dosimetria do IMRT
M O S F E T s foram distribuidos num simulador de água sólida e m alguns pontos de
dose pré-calculados no T P S C O R V U S usando IMRT para se avallar a resposta do
M O S F E T q u a n d o irradiado com fótons 6 M V num planejamento c o m modulação
do feixe. O resultado é apresentado na T A B E L A 5.5.
105
Capítulo 5
T A B E L A 5.5 -
Resultados e Discussões
C o m p a r a ç ã o entre as doses obtidas c o m os IVIOSFETs e a
calculada pelo sistema de planejamento C O R V U S , s e n d o o ponto de cálculo no
centro geométrico do dosímetro.
MOSFET
CORVUS
M O S F E T No.
Dif. Rei. (%)
M é d i a (cGy)
S D (cGy)
Dose (cGy)
1
93,0
1,4
94,0
-1,1%
2
83,9
2,2
84,0
-0,2%
3
78,9
1,5
83,0
-5,1%
4
6,7
0,5
7,5
-0,1%
5
81,1
0,2
85,0
-4,8%
De um m o d o geral a d o s e obtida c o m os M O S F E T s sub-estímaram as doses
calculadas pelo T P S C O R V U S . A s diferenças relativas entre a dose calculada e a
medida f o r a m m e n o r e s que 5%. Portanto, este dosímetro pode ser usado para
avaliação de dose in vivo nos tratamentos c o m m o d u l a ç ã o de feixe (IMRT).
5.1.3 C a r a c t e r i z a ç ã o d o T L D
No item 4.4.4 foi descrito o procedimento de caracterização d o s T L D s . U m a curva
de calibração, leitura T L (nC) x dose (Gy), foi obtida e o resultado é mostrado na
FIG. 5.10 para doses q u e variam de O a 3 Gy.
4000-1
35003000-
o
,125002000£ t e e = 0.04129+8.41 10"'7I(nC)
1500/? = 0.99551
SD = 0,08
1000500-
— I —
0.5
1.0
1.5
2.0
2.5
3.0
Dose (Gy)
F I G U R A 5.10 - Resposta T L d o LiF (TLD-100) e m f u n ç ã o da d o s e para fótons de
6 MV.
106
Capítulo 5
Resultados e Discussões
C o m o e s p e r a d o para o LiF (TLD-100) a resposta T L apresenta comportamento
linear no intervalo de d o s e s estudado.
5.2
TÉCNICAS
EXPERIMENTAIS
PARA
AVALIAÇÃO
DOS
ERROS
E
I N C E R T E Z A S A S S O C I A D A S A O PTV E A O S E U E F E I T O NA R A D I O T E R A P I A
5.2.1 Incertezas relacionadas à localização do paciente: c a s o s E N T
Esse estudo foi realizado através da fusão da i m a g e m digital (EPI) adquirida no
acelerador linear s e m a n a l m e n t e antes do tratamento c o m a i m a g e m radiográfica
digital (DRR) realizada no sistema de planejamento, F I G U R A S 4.10 a), b) e c).
Neste estudo, f o r a m avaliados 78 pacientes. Para cada paciente foram feitos
4 conjuntos de E P I , cada conjunto consiste de u m a i m a g e m antero-posterior e
outra i m a g e m látero-lateral, sendo que, dessas i m a g e n s f o r a m obtidos os desvios
nos sentidos X, Y
e Z do
isocentro
de tratamento. A
FIGURA
5.11
é
a
representação gráfica d o s desvios sofridos nos sentidos X I (direita do paciente),
X2 (esquerda), Y1 (inferior), Y2 (superior), Z1 (anterior) e Z 2 (posterior)
do
isocentro
os
no
dia
do
tratamento
em
relação
ao
planejado
para
todos
78 pacientes. A T A B E L A 5.6 mostra a análise estatística da F I G U R A 5 . 1 1 .
T A B E L A 5.6 - Desvio médio (Média), desvio padrão (SD), desvio mínimo (Min) e
máximo (Máx) d o s isocentros de tratamento para os 78 pacientes.
Média
SD
Min.
Máx.
(cm)
(cm)
(cm)
(cm)
X
-0,03
0,15
-0,52
0,55
Y
0,11
0,45
- 1,10
1,42
Z
0,04
0,31
- 1,20
1,30
107
Resultados e Discussões
Capítulo 5
o
.4;
o
Desvie do isccentrc de tratamento em relação
ac isocentro planejado icm;
F I G U R A 5.11 - Representação gráfica da distribuição dos desvios sofridos pelo
isocentro de tratamento e m X, Y e Z nos 7 8 pacientes estudados.
Este
resultado
mostra
que
mesmo
usando
máscara
termoplástica
para
imobilização da cabeça, 6 8 % dos pacientes (1 SD) apresentam desvios de até
± 4,5 m m no sentido cránio-caudal ou superior-inferior. Isto ocorre devido a alguns
fatores como: dificuldade d e se moldar a máscara na região do crânio onde há
cabelo facilitando o movimento neste sentido; erros associados ao laser de
tratamento (em torno de 2 mm); deformação da máscara ao longo do tratamento
e rotação do crânio dentro dela.
108
Capítulo 5
Resultados e Discussões
5.2.2 Efeito do d e s l o c a m e n t o do isocentro na distribuição de dose e efeito
do t a m a n h o do P T V nas d o s e s geradas e m s u a s e s t r u t u r a s criticas vizinhas
Este estudo
mostra
a análise da variação de d o s e
estruturas críticas, G T V e C T V s
que
pode ocorrer
nas
quando o tratamento é liberado num isocentro
diferente do planejado para dois t a m a n h o s de PTV: 2 m m
(PTV2)
e 5 mm
(PTV5).
O planejamento híbrido teve seu isocentro de tratamento deslocado nos sentidos
X1 (direita), X 2 (esquerda), Y1 (inferior), Y2 (superior), Z1 (posterior) e Z2
(anterior) de - 3,0 m m , + 3,0 m m , - 9,0 m m , + 9,0 m m , - 6,2 m m e + 6,2 m m
respectivamente,
representando 2 S D ou 9 5 , 5 % d o s desvios sofridos
pelos
78 pacientes e s t u d a d o s no item a). O C T V 1 inclui t o d o s os linfonodos, C T V 2 se
estende á base de crânio, o G T V é o tumor visível na região cervical esquerda e
as estruturas críticas analisadas f o r a m : medula espinhal (ME), parótida direita
(PD), parótida e s q u e r d a (PE) e tronco cerebral (TC). A T A B E L A 5.7 mostra a
prescrição de d o s e e a p o r c e n t a g e m de v o l u m e permitida acima da dose prescrita
para cada v o l u m e de interesse. A T A B E L A 5.8 mostra a análise do histograma
dose-volume e m relação ás estruturas críticas e aos v o l u m e s alvos para
PTV2
e
PTV5.
T A B E L A 5.7 - Prescrição de doses para v o l u m e s alvos e estruturas críticas no
sistema de planejamento inverso para tratamento c o m I M R T
Volume de interesse
Dose (Gy)
Porcentagem de volume permitida acima
da dose prescrita (%)
CTV1
54,0
2
CTV2
70,0
2
GTV
54,0
2
ME
40,0
Ü
PD
24,0
50
PE
24,0
50
TC
53,0
1
109
Capítulo 5
TABELA
Resultados e Discussões
5.8 -
A n á l i s e do
resultado do h i s t o g r a m a
de d o s e - v o l u m e
para
os
v o l u m e s de interesse da T A B E L A 5.7, c o m o p l a n e j a m e n t o híbrido d e s l o c a d o e m
6 direções ( X 1 , X 2 , Y 1 , Y 2 , Z 1 e Z 2 ) , e m a r g e m d a d a a o s C T V s de 2 m m ( P T V 2 ) e
5 mm
( P T V 5 ) . N R c o r r e s p o n d e ao d a d o não
Dose
(Gy)
CTV1
CTV2
GTV
ME
PD
PE
TC
54,0
70,0
54,0
40,0
28,0
17,4
49,5
CTV1
CTV2
GTV
ME
PD
PE
TC
54,0
70,0
54,0
40,0
20,3
27,8
47,4
CTV1
CTV2
GTV
ME
PD
PE
TC
54,0
70,0
54,0
38,1
24,6
25,0
45,7
CTV1
CTV2
GTV
ME
PD
PE
TC
54,0
70,0
54,0
38,9
22,5
25,7
48,2
Dose
(Gy)
CTV1
CTV2
GTV
ME
PD
PE
TC
54,0
70,0
54,0
44,6
28,0
29,3
38,9
relevante.
Deslocamento no sentido da direita do paciente (X1)
PTV2
PTVs
% de volume
Dose em 1 %
Dose
% de volume
correspondente
do volume
correspondente
(Gy)
a dose
total (Gy)
à dose
95%
73,0
54,0
99%
90%
80,0
70,0
95%
98%
NR
54,0
99%
6%
51,0
40,0
8%
50%
53,8
27,1
50%
50%
34,0
18,6
50%
1%
52,0
53,0
1%
Deslocamento no sentido da esquerda do paciente (X2)
PTV2
PTVs
97%
71,4
54,0
99%
99%
76,7
70,0
99%
100%
54,0
64,6
100%
1%
41,4
42,5
1%
50%
36,0
20,0
50%
50%
47,5
27,0
50%
1%
49,6
52,0
1%
Deslocamento sentido inferior (Y1)
PTV2
PTVs
89%
72,0
54,0
98%
90%
76,3
70,0
93%
71%
62,4
54,0
93%
40,0
39,6
1%
1%
50%
45,3
23,3
50%
45,0
29,6
50%
50%
1%
49,0
53,3
1%
Deslocamento no sentido superior (Y2)
PTV2
PTVs
83%
72,6
94%
54,0
90%
76,8
93%
70,0
69%
64,7
96%
54,0
1%
41,3
1%
40,5
50%
49,6
25,8
50%
50%
75,6
25,6
50%
1%
49,9
1%
46,0
Deslocamento no sentido posterior (Z1)
PTV2
PTVs
% de volume
Dose em 1 %
% de volume
Dose
correspondente
do volume
correspondent
(Gy)
à dose
total (Gy)
e à dose
91%
98%
71,9
54,0
84%
75,6
70,0
81%
97%
66,3
54,0
100%
1%
46,2
44,1
1%
50%
50%
61,5
34,3
50%
52,9
50%
30,9
42,1
1%
1%
47,5
Dose em 1 %
do volume
total (Gy)
73,2
78,3
NR
60,0
56,0
43,8
55,5
71,9
76,4
67,4
44,2
40,4
55,0
53,6
72,5
76,0
65,5
42,4
52,7
56,0
54,8
77,4
76,7
68,1
45,9
55,9
75,7
47,9
Dose em 1 %
do volume
total (Gy)
72,6
76,0
68,0
49,5
59,2
58,1
49,9
110
Capítulo 5
CTV1
CTV2
GTV
ME
PD
PE
TC
Resultados e Discussões
Deslocamento no sentido
PTV2
93%
73,0
90%
76,3
95%
62,0
1%
45,4
50%
36,7
50%
37,0
1%
56,6
54,0
70,0
54,0
40,0
19,9
20,6
55,6
De acordo c o m a T A B E L A
anterior (Z2)
PTVs
98%
94%
100%
1%
50%
50%
1%
54,0
70,0
54,0
44,2
17,9
20,7
59,3
5 . 8 , para praticamente todos os
73,3
75,5
63,5
47,0
33,4
37,5
60,0
deslocamentos
estudados observa-se q u e os C T V s e G T V s são mais b e m tratados quando é
acrescentada u m a m a r g e m de
5
m m aos C T V s
( P T V 5 ) . Já no caso das
parótida direita, parótida esquerda e tronco cerebral não há u m a
estruturas
diferença
significativa entre as d o s e s recebidas por esses órgãos q u a n d o se compara os
planejamentos c o m
órgão
crítico
foi
PTV2
e PTV5. O único caso e m q u e a dose limite para um
ultrapassada
foi
com
a
medula
espinhal
(ME)
para
o
deslocamento no sentido da direita do paciente ( X 1 ) . Nesse caso, a dose e m 1%
do v o l u m e da M E recebeu doses superiores a
50
Gy, tanto para o
PTV2
como
para o PTV5. Para prevenir este tipo de ocorrência seria interessante acrescentar
uma m a r g e m para o órgão de risco (PORV), e assim prevenir que qualquer
deslocamento sofrido pelo paciente gere um a u m e n t o de d o s e no órgão que se
deseja poupar.
5.2.3 Efeito da m a r g e m d a d a ao v o l u m e alvo para f o r m a r o PTV e m relação à
dose na superfície q u a n d o se utiliza p l a n e j a m e n t o inverso para IMRT no
tratamento d e c â n c e r de cabeça e pescoço
O aumento da m a r g e m de planejamento ao redor do C T V para garantir seu
tratamento a d e q u a d o faz c o m que o PTV se a p r o x i m e da pele. Uma das dúvidas
no planejamento inverso c o m IMRT está e m saber se essa proximidade causa um
aumento de d o s e na pele do paciente. Para fazer essa verificação usa-se um
objeto simulador antropomórfico c o m planejamento inverso para IMRT, usando
uma
técnica
com
IMRT
de
7
campos
coplanares,
colimador
multi-lâminas
dinâmico e feixes de fótons de 6 MV. U m a dose de 1 6 2 cGy foi liberada no ponto
de medição dentro do PTV. Os planos foram criados para P T V s definidos na pele
(PTVpeie),
a
5
m m da superfície
(PTV5)
e a
10
m m de distância da pele
(PTV10)
para dentro do simulador. Dosímetros T L e M O S F E T f o r a m dispostos e m várias
111
Capitulo 5
regiões
da
Resultados e Discussões
superfície
e
internamente
ao
objeto
simulador,
nos
pontos
referência, ilustrado na F I G U R A 5.12, onde constam os pontos de
de
medição
indicados pelos números. A profundidade efetiva de medição ( p e f ) foi determinada
para cada dosímetro e suas respectivas correções de PDP (relativas à 70 pm)
foram aplicadas. A s pef para o T L D e M O S F E T foram 135 pm e
353 pm,
respectivamente. A s incertezas associadas aos dosímetros foram de 5%.
Uma série de 6 medidas foram realizadas para se obter a média de dose, e m
cada ponto ilustrado pelas setas na F I G U R A 5.12. A T A B E L A 5.9 mostra o
resultado das medidas dosimétricas para os pontos avaliados.
F I G U R A 5.12 - F I G U R A 4.14, c o m a indicação numérica, mostra os pontos de
medição, o n d e se localizam os dosímetros utilizados para determinar as doses
superficial e interna no simulador antropomórfico. A s setas brancas
indicam
dosímetros na região do pescoço; as amarelas, a região supra-clavicular e as
verdes, representam os pontos e m q u e foram colocados os dosímetros dentro do
objeto simulador.
112
Capítulo 5
TABELA
Resultados e Discussões
5.9
-
Medições
realizadas
com
dosímetros
TL
e
MOSFET
para
tratamentos c o m I M R T nos pontos identificados c o m o 1 , 2 e 3 na F I G U R A 5.12. O
desvio padrão obtido foi de 5%.
Local de medida
1
Pescoço
2
(sob a
máscara)
3
SupraClavicular
(sem
máscara)
CTV
PTV 10 mm
Média
IVIédia
(cGy)
(%)
100
70
61
86
PTV 5 mm
IVIédia
IVIédia
(cGy)
(%)
146
88
112
67
PTV na pele
IVIédia
IVIédia
(cGy)
(%)
155
94
148
90
100
70
123
74
149
90
Média
1
2
95
77
72
67
54
50
127
101
95
76
61
57
151
130
121
91
79
73
66
3
76
53
78
47
109
Média
75
53
92
55
120
73
Média
142
100
167
100
165
100
Os resultados da T A B E L A 5.9 mostraram que as d o s e s m é d i a s superficiais para
os planejamentos c o m I M R T na região do pescoço f o r a m : 6 7 % , 76%o e 9 1 % da
dose prescrita para
PTV10,
PTV5 e
PTVpeie
respectivamente, e n q u a n t o na região
supra-clavicular f o r a m 53%, 55% e 7 3 % .
Q u a n d o a s m e d i d a s de d o s e de superfície são registradas para todos os pontos
avaliados (região d o pescoço e supra-clavicular), para os planos c o m
versus PTV5 e
PTV10
versus
PTVpeie,
PTV10
é verificada uma relação linear e m a m b o s os
casos ( R = 0 , 9 3 2 1 7 , p=0,0001 e R = 0 , 8 9 1 9 1 , p = 0 , 0 0 0 1 , respectivamente), como
mostrado nas F I G U R A S 5.13 e 5.14 respectivamente. O coeficiente angular da
curva é d i r e t a m e n t e proporcional ao aumento da d o s e na superfície para cada
situação d e PTV. Os resultados mostraram claramente q u e a d o s e superficial
a u m e n t a c o m o u m a f u n ç ã o da proximidade do P T V à superfície da pele. A s doses
na região do pescoço são e s p e r a d a s serem mais altas por c a u s a do efeito "bólus"
produzido pela m á s c a r a termoplástíca^°°.
113
Capítulo 5
Resultados e Discussões
90
80
g
P
70
60-
o
K
ã
30
Q
20
R = 0,93217
p < 0,0001
Coef. angular = 1,14341 (SD 0,1404)
10.
—I—
10
20
—T—
30
40
50
—r—
—r-
60
70
Dose superfície para PTV,;, (%)
FIGURA 5.13 - Porcentagem de dose na superfície para os planos com PTV10 e
PTV5. Os dosímetros TLs e M O S F E T s foram colocados em 12 posições diferentes
na superfície do simulador Rando. A dose de superfície média para cada posição
foi normalizada no ponto de prescrição localizado dentro do simulador.
90so-
Q.
C
60-
âsoJ
40-
30-
R = 0,89191
p < 0,0001
Coef angular = 1,23292 (SD 0,1977)
20-
10
—r10
20
30
—1—
40
50
60
70
Dose superficie para PTV. (%)
F I G U R A 5.14 - Porcentagem de dose na superfície para os planos com PTVio e
PTVpeie. Os dosímetros TLs e M O S F E T s foram colocados em 12
posições
diferentes na superfície do simulador Rando. A dose de superfície média para
cada posição foi normalizada
no ponto de prescrição localizado dentro do
simulador.
114
Capítulo 5
Resultados e Discussões
Para verificar se o efeito de aumento de dose na pele t e m relação c o m a técnica
de
tratamento
escolhida,
IMRT
ou
convencional,
o
objeto
simulador
antropomórfico foi irradiado nas m e s m a s condições e c o m os m e s m o s dosímetros
descritos neste ítem, m a s agora usando a técnica convencional de três c a m p o s :
2 c a m p o s paralelos e opostos na região do pescoço e 1 c a m p o
adjacente
incidindo perpendicularmente à região supra-clavicular. Os resultados mostrados
na T A B E L A 5.10 são a média das doses obtidas c o m T L D e M O S F E T nos pontos
ilustrados na F I G U R A 5.12.
TABELA
5.10
-
Medições
de
dose
para
geometria
de
feixe
convencional
utilizando d o s í m e t r o s TL e M O S F E T .
TLD
(cGy)
187
209
238
201
TLD (%)
89
100
114
96
IWOSFET
(cGy)
188
217
231
205
IVIOSFET
(%)
90
104
110
98
IVIédia
(%)
89
102
112
97
SupraClavicular
(sem
máscara)
Média
1
2
3
4
209
84
77
70
73
100
40
37
34
35
210
78
75
73
77
100
37
36
35
37
100
39
36
34
36
CTV
(na prof.)
Média
1
2
76
207
210
36
99
100
76
209
204
36
100
97
36
99
99
Média
208
99
207
99
99
Locai de medição
1
2
Pescoço
3
(sob
máscara)
4
A s doses superficiais m é d i a s , para o arranjo utilizando a técnica convencional,
foram 1 0 0 % e 3 6 % da d o s e prescrita para a região do pescoço e supra-clavicular
respectivamente.
C o m p a r a n d o os resultados das T A B E L A S 5.9 e 5.10 pelas d u a s técnicas de
tratamento ( I M R T e convencional) observa-se d o s e s superficiais mais altas na
região do p e s c o ç o para técnica convencional, e n q u a n t o q u e para a região supraclavicular as d o s e s mais altas f o r a m para a técnica de IMRT, o q u e é esperado
uma vez q u e na técnica convencional essa região é irradiada a p e n a s c o m um
campo direto não-tangencial e, portanto, a d o s e de entrada deve ser menor que
na técnica c o m I M R T o n d e vários c a m p o s tangentes incidem na pele. Alguns
autores^^"^"* c h e g a r a m a resultados semelhantes c o m relação ao a u m e n t o de dose
na pele que atribuem ao IMRT. C o n f o r m e os d a d o s a p r e s e n t a d o s neste trabalho,
115
Capítulo 5
Resultados e Discussões
O aumento de d o s e na pele não é devido s o m e n t e ao IMRT, pois são observadas
doses mais altas na pele na região do pescoço c o m a técnica convencional.
5.2.4 Efeito d e m a r g e n s do P T V
nas d o s e s das
regiões periféricas
ao
tratamento
A proximidade d o P T V à pele, como mostrado no item 5.2.3, gera u m aumento de
dose nela. Para verificarmos se isso t a m b é m ocorre na periferia do c a m p o de
tratamento f o r a m distribuidos dosímetros T L e M O S F E T e m diversos
pontos
(olhos, tórax e g õ n a d a s ) d o objeto simulador antropomórfico e irradiou-se o objeto
simulador e m d u a s situações: a primeira usando a técnica de I M R T para os PTVs:
PTVio, PTVs,
PTVpeie
e a s e g u n d a usando a técnica d e tratamento c o m arranjo
convencional de feixes. F o r a m liberados 5 tratamentos para cada dosímetro e o
resultado m o s t r a d o na T A B E L A 5.11 é a média das d o s e s obtidas com T L D e
MOSFET.
TABELA
5.11 -
M e d i d a s de dose
periféricas
utilizando
o objeto
simulador
antropomórfico para as técnicas IMRT e convencional c o m dosímetros TL e
MOSFET.
PTVio, PTVs,
PTVpeie
f o r a m usados na técnica de IMRT. O erro
associado às m e d i d a s foi de ± 5,0%.
Localização
Olho direito
Olho esquerdo
Tórax direito
Tórax esquerdo
Gônada direita
Gônada esquerda
PTV„le
Convencional
Dose média
(cGy)
31,5
39,2
42,7
79,8
35,0
42,8
49,2
74,5
11,2
12,9
15,5
14,7
11,3
12,9
15,4
15,4
2,3
2,7
2,9
1,3
2,2
2,3
2,7
1,1
PTVio
IMRT
Dose média (cGy)
PTVs
Na região torácica, a técnica convencional é s e m e l h a n t e à técnica c o m
planejada
com
PTVpeie,
e m termos de d o s e fora do c a m p o
(periférica). A região dos olhos parece ser mais p o u p a d a c o m
de
IMRT.
IMRT
tratamento
O resultado
indica q u e as regiões mais afastadas do c a m p o de tratamento recebem maior
dose c o m a técnica de
IMRT,
fato que pode ser explicado pelo aumento da
radiação e s p a l h a d a u m a vez que se utilizaram, e m m é d i a , 1566 U M por plano de
tratamento, e n q u a n t o que c o m a técnica convencional, f o r a m utilizadas somente
406 U M para liberar a m e s m a dose.
116
Capítulo 5
Resultados e Discussões
5.2.5 Incertezas
r e l a c i o n a d a s a o movinfiento d o ó r g ã o entre frações d o
tratamento: c a s o s d e t u m o r na próstata
Outra fonte de erro q u e f a z parte da definição d o v o l u m e d e planejamento do
tratamento (PTV) é aquela gerada pelo m o v i m e n t o d o órgão entre as frações de
tratamento. Para avaliar este erro foram estudadas a s v a r i a ç õ e s geométricas da
próstata
d e 3 8 7 pacientes,
diariamente,
pré-tratamento,
c o m o sistema
de
ultra-som 2 - D ( U S ) . Dois planos, axial e sagital, f o r a m obtidos c o m o US. A t r a v é s
da fusão d a s i m a g e n s d o ultra-som c o m os contornos externos d a s imagens
obtidas através d a tomografia computadorizada d e p l a n e j a m e n t o , obteve-se o
desvio
diário
da
próstata
c o m relação
à imagem
usada
no
planejamento
tridimensional, F I G U R A 5.15. U m total d e 10.327 localizações c o m ultra-som
foram incluídas neste e s t u d o resultando e m 30.981 d e s l o c a m e n t o s nas direções
antero-posterior ( A P ) , superior-inferior (SI) e direita-esquerda (DE) do paciente.
T o d o s os 387 pacientes
f o r a m localizados diariamente c o m US e m pelo m e n o s
4 frações consecutivas d o s e u tratamento. Cada paciente foi submetido e m média
a 2 7 localizações ( m e d i a n a = 2 3 ) , sendo o m í n i m o d e 4 e o máximo de 4 1 .
Embora tenha sido feito u m esforço para prover localização pré-tratamento para
todos os pacientes e m t o d a s as frações, isto não foi s e m p r e possível por várias
razões, tais
como
problemas
mecânicos
do sistema
de localização
ou do
acelerador linear. A l é m disso, d e p e n d e n d o do e s q u e m a d e tratamento, alguns
pacientes
receberam
localização
pré-tratamento
somente
para
a
fase
de
c o m p l e m e n t a ç ã o d e d o s e . O s resultados estatísticos provenientes de uma revisão
da literatura para o s m o v i m e n t o s da próstata c o m relação à s u a direção são
apresentados na
T A B E L A 5.12. Para u m a distribuição Normal (Gaussiana), a
média pode s e r c o n s i d e r a d a representativa d o s erros sistemáticos e o desvio
padrão (SD) representativo d o s randómicos.
Os dados obtidos c o m este trabalho foram testados para não-normalídade usando
o teste Shapíro-Wílk do p r o g r a m a Origin 7.0 e t o d o s o s d a d o s se encontraram
distribuídos n o r m a l m e n t e para u m nível de significância d e 0,05 ( W = 0 , 9 8 8 1 ,
p = 0,8432, IC = 9 5 % ) . A representação gráfica destes d a d o s através d o s
histogramas d a s m é d i a s d o s desvios obtidos e m t o d a s a s frações de tratamento
para todos os pacientes, n o s eixos X, Y e Z, é apresentada nas F I G U R A S 5.16 a),
b) e c). A estatística relacionada a o s histogramas da F I G U R A 5.16 é descrita na
117
Capítulo 5
TABELA
Resultados e Discussões
5.13 e o d e s l o c a m e n t o
máximo
e m cada
direção
é descrito na
T A B E L A 5.14.
O desvio m é d i o máximo obtido ( T A B E L A 5.13) foi na direção A P , 6,1 m m
posterior, c o m u m S D d e 4,4 m m . U m d e s v i o médio de 2,1 m m c o m u m SD d e
4,5 m m foi encontrado no sentido superior, e ao longo d o eixo lateral u m desvio
médio d e 0,5 m m para a direita c o m um S D de 3,6 m m foi c o m p u t a d o . U m gráfico
da distribuição
d o s deslocamentos
médios
obtidos
para cada
paciente s ã o
mostrados para o s planos axial, coronal e sagital na F I G U R A 5.17. Para acessar
qualquer tendência n o s dados c o m relação a o tempo, os d e s l o c a m e n t o s médios
nas 3 direções assim c o m o seus respectivos desvios padrões foram graficados
c o m o u m a f u n ç ã o d o t e m p o (representado cronologicamente pelo n ú m e r o do
paciente) na F I G U R A 5.18.
Altgnrnsnt
A
Structurée
pp-wtw
Contour
AOsnllMiKOa»
ÏCnAUtmé.
C^ll^mm,
CMlítman'
F I G U R A 5.15 - F u s ã o d a s imagens axial e sagital obtidas c o m o ultra-som 2-D d e
localização pré-tratamento c o m os contornos g e r a d o s no sistema d e
planejamento
tridimensional
(TPS)
a
partir
das
imagens
tomográficas adquiridas para planejamento.
118
Capítulo 5
Resultados e Discussões
T A B E L A 5.12 -
D a d o s d a literatura d e análises estatísticas d o movinnento da
próstata (1 S D )
Autor
Pilepich(1982)'°^
#
100
Comentário
CTs
AP
DE
SI
Máx
Máx
(mm)
(mm)
(mm)
(dir)
(mm)
3080
2860
040
Ten Haken
(1991)103
50
CTs, 3 0 - 5 0 C C de contraste no reto
62% mais que 5 mm (lOmm em 31 pacientes)
Schild (1993)""'
18
CTs, 60-180CC de contraste no reto
17% mais que 5 mm
AP
17
i /
Schild (1993)""'
11
60-180cc de contraste na bexiga
9% mais que 5 mm
AP
g
Balter (1993)""
15
Filmes portais ortogonais
Marcadores radiopacos, bexiga cheia, portais
10
AP
7.5
semanais, referência a uma imagem portal
Sementes de ouro, bexiga cheia, CT inicial e preboost
CT semanal, bexiga cheia, relativa ao CT inicial
3-4CT, duas vezes por semana, bexiga cheia,
deslocamento entre 2CT
SI
6,3
AP
13
AP
7
AP
13
AP
10.8
SI
9,9
AP
7,1
SI
9,3
AP
AP
SI
6,8
22
1,1
Balter (1995)""
Crook (1995)
55
Roeske(I995)"''
10
Van Herk (1995)'*
11
Beard (iggó)""
30
Althof(1996)"°
9
Rudat(1996)"'
28
Vigneault
(1997)'"
11
Melian(1997)"^
13
Tinger (1998)'"
8
Antolak(1998)"''
Dawson (1998)"'
20
2.2
0.8
1.8
4.5
1.7
3.7
4.1
1.5
5.0
3.9
0.7
3.2
2.7
0.9
1.7
2 CT, 4 semanas de intervalo, bexiga vazia
AP: 40% mais que 5 mm
Inf: 7% mais que 5 mm
Implante de sementes de I-I25, 6 conjuntos de raiosX, relativos ao primeiro raios-X
CT semanal, bexiga e reto vazios, relativo à posição
média
Marcadores radio-opacos, imagem portal electrónica
(EPID) no curso do tratamento relativa ao EPID
inicial
4 CT, decúbito ventral, relativo ao CT inicial
17
CT semanal, bexiga cheia, relativo ao CTinicial
4 CT, duas vezes por semana, bexiga cheia, relativo
ao CT inicial
6
CT semanal, bexiga vazia, relativo ao CT inicial
1.5
0.8
3.7
1.9
3.5
1.9
1.7
não
det.
3.6
4.0
1.2
3.1
2.6
0.9
3.9
3.6
0.7
3.6
Huang (2002)"'
20
Little (2003)*'°
35
Trichter (2003)""
26
CT de planejamento de tratamento CT (TPCT) +
3CT, bexiga vazia, decúbito ventral, relativo ao
TPCT
4 CTs, decúbito dorsal, laxante para planejamento,
bexiga vazia e beber 500ml
4 CTs, decúbito ventral, laxante para planejamento.
bexiga vazia e beber 500ml
400 US, decúbito dorsal
US diário, EPI semanal, 243 imagens de cada,
decúbito dorsal, bexiga e reto vazios
US e EPI diários, decúbito dorsal
5.6
4.6
7.3
147
3509 US diários, decúbito dorsal
4.9
2.8
4.4
AP
21
MRI semanal, decúbito dorsal, reto/bexiga cheios
2.6
1.0
2.4
AP
3,2
Ultra-som diários: 4154 US, decúbito dorsal
6.8
5.3
6.0
Zelefsky(1999)"'
50
Stroom (1999)'-'
15
15
Chandra (2003)"'
Villeirs (2004)'*
Fung (2005)'^°
7
130
2.9
0.8
3.3
? f!
0.6
2
2.1
0.5
1.7
1.3
0.4
1.0
5.7
3.3
6.4
¿. o
X
119
Capítulo 5
Resultados e Discussões
80 n
TN
I
70
M
60
o
m
o.
o
13
CO
.2
a)
50
TN
<U
o
T3
I
30
Posterior
Anterior
£
ra 20
•a
ra 1 0 ü
?
0.
-3.0 -2.5 -2.0 -1 5 -1.0 -0.5 0.0
0.5
1.0
1.5
2.0
2.5
3.0
Desvios anterior-posterior (cm)
80-,
b)
S
7060-
o
>
50
esquerda
E
13
(O
ü
direita
2010-
c
«D
3
O-
<O
¿
0 . -3.0 -2.5 -2.0 -1.5 -1.0 -0.5 0.0
T -
0.5
1.0
1.5
2.0
2.5
3,0
Desvios laterais (cm)
80
UJ
è)
0}
õ
70
S
60-
o
•> 50
«
•o
40-1
ra
'9.
30
•S
20
Inferior
ra
"ü
<g
3
Superior
10
-3.0 -2,5 -2.0 -1.5 -1.0 -0.5 0.0
0.5
1.0
1.5
2.0
2.5
3.0
Desvios superior-inferior (cm)
FIGURA 5.16 - Histogramas mostrando a média dos desvios sofridos em todas as frações
do tratamento por todas as próstatas dos pacientes. O tamanho do intervalo usado foi de
0,1 cm e os histogramas foram ajustados com uma curva gaussiana. As FIGURAS 5.16
a), b) e c) representam os desvios nos sentidos anterior-posterior, látero-lateral e
superior-inferior (ou crânio-caudal) respectivamente.
120
Capítulo 5
Resultados e Discussões
T A B E L A 5.13 - R e s u l t a d o s estatísticos de 10.327 localizações c o m ultra-som. A
direção do desvío índica a direção do d e s l o c a m e n t o do alvo c o m relação ao
isocentro planejado c o m o
indicado pelo software do ultra-som de localização. A s
distribuições f o r a m testadas para não-normalídade u s a n d o o Teste Shapiro-Wilk.
Eixos de
medida
AP
SI
DE
Sentido do
desvio
Média dos
desvios
(mm)
POSTERIOR
SUPERIOR
DIREITA
6,1
2,1
0,5
Mediana dos
desvios
(mm)
5,7
2,3
0,4
Desvio-padrão
(CT)
(mm)
4,4
4,5
3,6
T A B E L A 5.14 - R e s u l t a d o s estatísticos de 10.327 localizações c o m ultra-som. A
direção do desvio indica a direção do d e s l o c a m e n t o d o alvo e m relação ao
isocentro c o m o indicado pelo software de localização c o m ultra-som. O alcance é
o desvio m á x i m o sofrido pelo órgão dentre todas as localizações.
Eixos de
Alcance
m e d i d a s dos
(mm)
deslocamentos
27,1 P O S T
AP
9,1 A N T
16,7 S U P
SI
14,7 INF
13,2 DIR
DE
9,4 ESQ
121
Capítulo 5
Resultados e Discussões
PLANO AXIAL
-2
-1.5
-1
-0.5
O
0.5
1
1.5
2
ESQUERDA - DIREITA (cml
PLANO CORONAL
1
1
T
I
O
!
-2
-1.5
-1
-0.5
O
C.5
I- -
1
1.5
2
ESQUERDA-DIREITA icm)
PLANO SAGITAL
!
i
j
!
- •
-
-
I
i1
!"
i
. .•
-1
-1.5
i
y
-
i
1
-2
.
-1
-0.5
O
0.5
INFERIOR-SUPERIOR (cm)
1
1.5
2
F I G U R A 5.17 - Distribuição dos deslocamentos médios obtidos e m relação ao
isocentro (0,0) para cada paciente nos planos axial, coronal e sagital.
122
Capítulo 5
Resultados e Discussões
ANTERIOR - POSTERIOR
ANTERIOR - POSTERIOR
a
n
o
ex
09
I—
s
s
>
ai
-J
50
I
I
1_
100
150
200
2M
300
350
«O
100
SUPERIOR - INFERIOR
Jl
50
100
150
I
I
200
260
l.úmerc de
150
200
fiüírierc óe
pacientes
Número Se
250
300
350
«o
300
350
«¡o
pacientes
SUPERIOR-INFERIOR
L.
300
350
,«0
so
100
150
200
250
Ntjmerc se pacie'^tes
pacentes
LATERAL
LATERAL
1
r
•5
1,
"
I
•
o
DB
i
o
50
100
150
200
250
liúniero de pacientes
F I G U R A 5.18 -
300
350
400
1
1
i
1
i
1
SO
100
150
200
250
;
[,,^
i
í
300
350
400
Húmero de pacientes
D e s l o c a m e n t o s médio e desvio padrão d o s 3 eixos principais
c o m o u m a função do n ú m e r o de pacientes tratados d e s d e 2 0 0 1 a 2005.
123
Capítulo 5
Resultados e Discussões
Os d a d o s na T A B E L A 5.13 mostram que existe um desvio médio não desprezível
e m a m b a s as direções posterior (6,1 m m ) e superior (2,1 m m ) . A fim de entender
a origem d e s s e s desvios, um esforço foi feito para tentar identificar as principais
diferenças entre os procedimentos na CT-símulador e as condições de localização
com ultra-som na sala de tratamento. A primeira fonte de erro surge do fato que o
sistema d e p e n d e da c o m p a r a ç ã o entre os contornos d e s e n h a d o s
no C T e
projetados j u n t o c o m as informações do isocentro nas i m a g e n s de ultra-som 2-D.
Não está claro se estas incertezas são de origem randômica ou sistemática (ou
ambas)
em
natureza.
Este
erro
pode
ser
minimizado
através
do
uso
de
procedimentos de garantia de qualidade (QA) para a s s e g u r a r a integridade dos
dados durante
todo
o procedimento. Através de
34 procedimentos
de
CQ
verificou-se q u e o desvio padrão médio é 1,6 m m na direção superior-inferior e
que ele foi g e r a d o devido a m u d a n ç a s na localização das estruturas de referência
dentro do objeto
simulador.
Vários
autores'^^'^^^'^^^ t ê m
demonstrado
que
a
pressão c a u s a d a pelo sensor do ultra-som pode produzir u m deslocamento da
próstata na direção posterior da o r d e m de alguns milímetros. Alguns autores^^^'^^''
têm mostrado q u e os pacientes que recebem uretrografia, c o m o no caso dos
pacientes
deste
estudo,
para
propostas
de
planejamento
do
tratamento
apresentam d e s l o c a m e n t o s sistemáticos da próstata e m a m b a s as direções,
posterior e superior, da o r d e m de 1 a 2 m m , o q u e poderia contribuir para o erro
sistemático notado e m nosso estudo de 2,1 m m na direção superior. Uma outra
fonte de erro sistemático pode ser atribuída á construção da m e s a de tratamento.
A mesa do s c a n n e r do CT tem uma m e s a plana de grafite, que não exibe
nenhuma d e p r e s s ã o ao longo do eixo transversal e m direção ao posterior. O
acelerador no qual os pacientes são tratados possuiu uma moldura de metal com
uma "raquete de tênis" inserida no meio, para não absorver radiação, que pode
causar u m a d e p r e s s ã o de 1 a 3 m m q u a n d o o paciente está deitado sobre ela.
Uma outra q u e s t ã o estudada foi c o m relação á m u d a n ç a anatômica do paciente
do dia da C T para o dia de tratamento. Para responder a esta questão foram
tomados
32
pacientes,
selecionados
aleatoriamente
do
grupo
estudado
e
c o m p a r a d o s os desvios da próstata na direção antero-posterior das 5 frações
iniciais do tratamento destes pacientes c o m os das 5 últimas frações. O resultado
é mostrado na F I G U R A 5.19 e na T A B E L A 5.15. O s d e s l o c a m e n t o s médios foram
calculados, na direção posterior, para a primeira s e m a n a (6,3 m m ) e para a última
124
Capítulo 5
Resultados e Discussões
s e m a n a (5,3 mm) dos tratamentos. O teste t-Student foi aplicado aos d a d o s da
F I G U R A 5.19 para avaliar a significância estatística das diferenças entre as
médias.
O
resultado
mostrou
que
as
médias
não f o r a m
significativamente
diferentes dentro de um intervalo de confiança de 9 5 % ( a = 0,05, t = 1,960,
|t| = 0,29279). Esse estudo eliminou a dúvida de q u e o paciente contraía a
musculatura do glúteo no início do tratamento e relaxava c o m o decorrer dele.
PsSi^^l Pñme'rs sei^iana
íy>y'-^y| Últiina semana
SD -
s
30 -
2D -
3
1D -
-1
: r í -
ÍC3
a
da próstata
1
ic""'-
F I G U R A 5.19 - C o m p a r a ç ã o entre desvios da próstata na direção antero-posterior
no início (primeira semana) e no final (última s e m a n a ) do tratamento.
T A B E L A 5.15 - Desvio padrão e média das medidas dos desvios da próstata na
direção antero-posterior no início (pnmeira semana) e no final (última semana) do
tratamento.
Média (cm)
Desvio Padrão ( c m )
Primeira s e m a n a
-0,63
0,59
Ultima s e m a n a
-0,53
0,63
Foi realizada uma avaliação da m a r g e m necessária para englobar a próstata e m
95%) dos casos se a localização por US não estivesse disponível. Os resultados
s ã o mostrados na T A B E L A 5.16. A s dimensões da m a r g e m f o r a m calculadas
adicionando ± 2 SD para o deslocamento m é d i o e m cada direção.
125
Capítulo 5
Resultados e Discussões
Se os erros sistemáticos não f o s s e m contabilizados (média igual a zero), as
margens
para o
P T V s e r i a m 7,2
m m , 8,8
mm
e 9,0
mm
DE, A P , e SI,
respectivamente. Q u a n d o os deslocamentos médios são considerados, m a r g e n s
de 7,7 m m (direita) e 6,7 m m (esquerda), 2,7 m m (anterior) e 14,9 m m (posterior),
e 11,1 m m (superior) e 6,9 m m (inferior) são requeridas para cobrir a próstata e m
9 5 % dos casos.
T A B E L A 5.16 - M a r g e m necessária para que o P T V c o n t e n h a os deslocamentos
da próstata e m 95%
das localizações se o sistema de localização por ultra-som
não estiver disponível. Os valores de 2 SD na tabela representam as margens
necessárias não levando e m conta o erro sistemático (desvios médios).
Direção do
deslocamento
2 SD (mm)
Desvio médio (mm)
7,2
0,5 (DIREITA)
DIREITA
Margem de PTV
requerida para conter
95% da nossa amostra
(mm)
7,7
6,7
ESQUERDA
2,7
ANTERIOR
8,8
6,1 (POSTERIOR)
14,9
POSTERIOR
11,1
SUPERIOR
9,0
2,1 (SUPERIOR)
INFERIOR
6,9
Os d a d o s mais relevantes da distribuição dos d e s l o c a m e n t o s c o m o uma função
da distância e m relação ao isocentro original para cada direção é apresentado na
T A B E L A 5.17. Está descrito t a m b é m o n ú m e r o de pacientes e a quantidade de
frações nos quais ocorreu cada intervalo de d e s l o c a m e n t o .
126
Capítulo 5
Resultados e Discussões
T A B E L A 5.17 - Distribuição dos deslocamentos c o m o u m a f u n ç ã o da distância e
da direção
dos d e s l o c a m e n t o s .
Intensidade
negativa
significa
deslocamento
requerido nas direções posterior, inferior e esquerda. O n ú m e r o de pacientes se
refere ao n ú m e r o de pacientes para o qual o d e s l o c a m e n t o ocorreu num dado
inten/alo de distância.
Intensidade
do desl.
(cm)
#de
desl.
DE
#de
pacientes
DE
# de desl.
AP
#de
pacientes
AP
# de desl.
SI
#de
pacientes
SI
# total
de desl.
>-3,9
0
0
0
0
1
1
1
-3,9 to -3
0
0
6
4
0
0
6
-2,9 to -2
4
3
313
73
26
14
343
-1,9 to-1
180
79
2521
286
348
106
3049
-0,9 to 0
5699
382
5956
375
4081
358
15736
0 to 0,9
4139
374
1382
243
4798
368
10319
1 to 1.9
294
128
139
53
1043
196
1476
2 to 2,9
10
3
10
8
27
18
47
3 to 3,9
1
1
0
0
3
2
4
>3,9
0
0
0
0
0
0
0
Total
10.327
10.327
10.327
30.981
U m a análise posterior foi realizada detalhando o n ú m e r o de vezes e m que a
próstata deveria estar contida dentro de um P T V c o m d i m e n s õ e s especificadas se
o sistema
de
localização
US
não estivesse
disponível.
Os
resultados
são
mostrados na T A B E L A 5.18. U m a m a r g e m de 5 m m só conteria a próstata 93, 51
e 7 1 % do t e m p o nas direções DE, A P , e SI, respectivamente. A cobertura do alvo
aumenta c o m o a u m e n t o da m a r g e m do PTV, e para um P T V de 15 m m de
m a r g e m , a próstata deveria estar contida nele 100, 95 e 100%) do tempo nas
direções D E , A P , e S I , respectivamente.
127
Capítulo 5
Resultados e Discussões
T A B E L A 5.18 - P o r c e n t a g e m do total de desvios e m cada eixo do deslocamento
(10.327) e m q u e a próstata deveria p e r m a n e c e r dentro de u m a m a r g e m uniforme
especificada
(PTV) se o US de localização diário pré-tratamento
não
fosse
utilizado.
Tamanho da margem
uniforme para PTV
(mm)
% deslocamentos da próstata dentro do PTV
DE(%)
AP (%)
SI (%)
§
93,2
51,4
71,0
7
98,6
66,4
84,7
10
99,5
81,0
95,0
12
99,7
88,0
98,0
15
100
95,0
100
5.2.5.1 M o d e l o m a t e m á t i c o para englobar erros s i s t e m á t i c o s e r a n d ó m i c o s
para definir P T V
Os erros r a n d ó m i c o s p o d e m ser acessados a partir dos desvios padrões (SD)
obtidos das m e d i d a s dos deslocamentos dos órgãos. Eles são u m a manifestação
de erros de localização, inconsistências no sistema d e calibração do ultra-som
(± 2 m m ) , e m u d a n ç a s randômicas na anatomia do paciente. Esta última pode ser
função do e n c h i m e n t o do reto e/ou bexiga, assim c o m o posição do paciente. O
conhecimento d e s t a s incertezas é importante uma vez q u e elas ajudam a definir
as d i m e n s õ e s d o v o l u m e de planejamento do alvo (PTV), se um sistema de
localização
diária
não
for disponível
no
Serviço
de
Radioterapia.
Os
encontrados f o r a m 4,4 m m , 4,5 m m e 3,6 m m nas direções A P , SI e
SDs
DE
respectivamente. Na ausência de erros sistemáticos, u m a m a r g e m para formar o
PTV de 8,8 m m A P , 9 m m SI e 7,2 m m D E , equivalente a 2 S D , deveriam conter a
próstata 9 5 , 5 % d a s frações de tratamento se não h o u v e s s e um sistema de
localização
diária.
Estes
resultados
são
muito
próximos
dos
obtidos
por
Fung et al.^^° q u e s u g e r e m m a r g e n s de 10 m m na direção A P , 9 m m na SI, e
8 m m na D E . Na situação deste trabalho e m particular, c o m erros sistemáticos
representados por valores diferentes de zero na distribuição dos deslocamentos.
128
Capítulo 5
Resultados e Discussões
margens maiores deveriam ser aplicadas para englobar a próstata s e não fosse
usado nenhum sistema de localização diário do órgão. A m a r g e m não-uniforme
nos eixos principais para formar o PTV requerida para conter a próstata 9 5 , 5 % do
t e m p o seria então de 2,7 m m e 14,9 m m d e p e n d e n d o da direção e m que ela for
aplicada.
É importante notar q u e a maior m a r g e m requerida se
extenderla
14,9 mm posteriormente na direção do reto que é a estrutura crítica de maior
relevância num plano de tratamento típico da próstata.
A T A B E L A 5.18 confirma os d a d o s encontrados na T A B E L A 5.16, indicando q u e
uma m a r g e m uniforme de 15 m m e n g l o b a o alvo e m pelo m e n o s 95% do tempo.
Considerando-se
que,
os
erros
sistemáticos
e
randómicos
que
ocorrem
diariamente n u m tratamento de u m paciente estão distribuídos numa gaussiana
então pode ser calculado o erro total a partir do erro sistemático Z ( m u d a n ç a s no
contorno do paciente, calibração dos equipamentos) e do erro randômico
o
(movimento do alvo, variação diária do posicionamento do paciente) obtidos de
uma curva gaussiana como mostrado na FIGURA 5.20.
F I G U R A 5.20 - Representação gráfica de uma distribuição normal ou gaussiana
o n d e I representa os erros sistemáticos e pode ser quantificado através do valor
médio da distribuição. Os erros randómicos, a, é o desvio padrão da distribuição.
N u m a distribuição normal a média das medidas d e v e coincidir c o m a m e d i a n a e a
moda.
129
Capítulo 5
Resultados e Discussões
Alguns trabalhos^^'^^'^^^ t e n t a m equacionar esses erros para avaliar a m a r g e m que
deve ser atribuída ao C T V para que ele seja tratado c o m a d o s e prescrita.
C o m o nesta parte deste trabalho foi identificada a m a r g e m total necessária para
englobar u m C T V dentro do P T V e m 9 5 % do t e m p o de tratamento, pode ser
aplicado o d e s l o c a m e n t o médio e o desvio padrão e n c o n t r a d o e m cada direção na
equação proposta por S t r o o m et al.''^^ da T A B E L A 4 . 2 , o n d e a m a r g e m total (Mt) é
a s o m a dos erros sistemáticos ( I ) e randómicos (a) s e g u n d o a e q u a ç ã o :
Mt = 2 1 + 0,7 a .
Segundo S t r o o m et al.^^^ esta seria a m a r g e m para q u e 95%
(5.1)
da dose englobe
9 9 % do CTV.
Considerando Z igual a 0,5 m m , 6,1 m m , e 2,1 m m e o CT igual a 3,6 m m , 4,4 m m
e 4,5 m m para as direções DE, A P e SI respectivamente. Substituindo esses
valores de I e a, provenientes da T A B E L A 5.13, na e q u a ç ã o 5.1 sugerida por
Stroom et al. t e m - s e q u e a m a r g e m total para cada direção é: 3,5 m m para D E ;
15,3 m m para A P e 7,3 m m para S I . Estes valores são próximos aos obtidos neste
trabalho a p r e s e n t a d o s na T A B E L A 5.16.
Estas m a r g e n s m o s t r a m a importância de u m sistema de localização diária. C o m
o sistema de localização de ultra-som diário s o m e n t e seria necessário levar e m
conta os erros devido ao sistema de localização (± 2 m m ) e os relacionados ao
movimento do órgão durante o tratamento^^\
5.2.5.2 Efeito na d o s e devido ao m o v i m e n t o do i s o c e n t r o através d a s novas
c o o r d e n a d a s g e r a d a s pela localização do alvo c o m ultra-som
O estudo do m o v i m e n t o do órgão entre as frações de tratamento mostrou que é
possível ter erros muito grandes no alvo se for s o m e n t e baseado na imagem
inicial de p l a n e j a m e n t o do tratamento. Este estudo mostra a distribuição de dose
no caso e x t r e m o e m q u e a próstata foi deslocada 3 c m no sentido anterior e 3 c m
no superior e m relação a sua posição no dia do planejamento, T A B E L A 5.19.
130
Capítulo 5
Resultados e Discussões
T A B E L A 5.19 - D a d o s do histograma dose-volume para o C T V (próstata) com e
sem
deslocamento
(s/desl.)
da
próstata
em
relação
às
coordenadas
do
planejamento. A diferença relativa entre as doses é apresentada na coluna % Rei.
Dif. para as técnicas convencional e IMRT.
Convencional
Volume
(cm')
Dose
Min
(cGy)
Dose
Mâx
(cGy)
Dose
Média
(cGy)
SD (%)
IMRT
s/desl.
3cm
ANT
% Dif.
Rel.
3cm
SUP
% Dif.
Rel.
s/desl.
3cm
ANT
% Dif.
Rel.
3cm
SUP
%
Dif.
Rel.
33,5
34,2
1,9
33,5
0,0
37,0
37,0
-0,1
37,0
0,0
7024,0
7087,0
0,9
6935,0
-1,3
66,9
67,1
0,3
65,7
-1,9
7376,0
7553,0
2,3
7302,0
-1,0
75,3
77,3
2,5
74,9
-0,6
7284,0
7427,0
1,9
7214,0
-1,0
71,7
72,3
0,9
70,8
-1,3
0,8
1,0
0,9
1,6
0,8
0,9
Os dados da T A B E L A 5.19 m o s t r a m que a diferença m á x i m a na d o s e recebida
pelo C T V após o reposicionamento na m e s a de tratamento foi de 2 , 5 % que é
muito pequeno se c o m p a r a d o c o m o quanto de dose poderia ter sido perdido pelo
alvo se ele não tivesse sido localizado (praticamente 1 0 0 % do alvo, para um
v o l u m e de próstata de 36 cm^, estaria fora do c a m p o de tratamento se o isocentro
de planejamento tivesse sido mantido).
5.2.5.3 Guia prático: c o m o eleger o paciente à certas restrições de dose
U m a das grandes dificuldades ao se planejar c o m técnicas conformadas
é
obedecer aos limites de d o s e para estruturas críticas propostos por grupos de
estudos internacionais d e Radioterapia c o m o o Radiation Therapy
Oncology
G r o u p (RTOG)^^®, m o s t r a d o na T A B E L A 5.20, e/ou artigos q u e relatam as doses
que
podem
gerar
complicações
nestas
estruturas
quando
seus
limites
são
ultrapassados^^. O uso da m a r g e m de planejamento para definir o P T V faz c o m
que o c u m p r i m e n t o d e s s e s limites de dose fique ainda mais difícil.
Para ilustrar
c o m o o a u m e n t o do P T V influência no aumento do v o l u m e de tecido sadio na
região de prescrição de d o s e , f o r a m d e s e n h a d o s P T V s c o m 5, 10 e 15 m m de
m a r g e m a partir de u m C T V e o a u m e n t o do reto no P T V p o d e ser visualizado na
FIGURA 5.21.
131
Capítulo 5
Resultados e Discussões
Para exemplificar
como
pode ser verificado
na prática, antes d o inicio
do
planejamento do paciente, se ele é ou não elegível a certas restrições de dose,
pode ser
usado
o operador
booleano
para verificar
a quantidade
de
PTV
coincidente c o m o v o l u m e referente á estrutura crítica q u e se quer poupar. A
T A B E L A 5.21 m o s t r a u m e x e m p l o de verificação do v o l u m e de reto coincidente
com o P T V para o tratamento da próstata (CTV).
T A B E L A 5.20 - Restrições de dose de acordo c o m o R T O G estudo 01-26^^^ para
tratamento da próstata c o m radioterapia conformacionada e dose d e prescrição
de 79,2 Gy.
Limite de ó r g ã o n o r m a l
Não mais que 1 5 % do
v o l u m e recebe d o s e
que exceda
N ã o mais q u e 2 5 % do
v o l u m e receba d o s e
que e x c e d a
Restrição de d o s e para
bexiga
80 Gy
75 Gy
Restrição de d o s e para
reto
75 Gy
70 Gy
132
Capítulo 5
5 mm PTV
Resultados e Discussões
10 mm PTV
15 mm PTV
F I G U R A 5.21 - A u m e n t o do P T V influencia no aumento do volume de tecido
sadio na região de prescrição de dose para tratamento do alvo. Os PTVs 5, 10 e
15 mm estão representados pelas cores verde, laranja e roxa respectivamente.
T A B E L A 5.21 - Dados referentes à fração do v o l u m e de reto que foi englobado
pelo PTV (volume de intersecção entre o reto e o PTV) para 10 pacientes em
tratamento da próstata.
N - paciente
1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
% V o l u m e d e reto no PTV
PTV 5 m m
PTV 7 m m
0,5
6,8
5,6
9,5
4,6
1,4
3,8
8,2
3,0
6,2
4,3
8,8
7,7
13,7
8,6
14,0
4,8
8,9
1,6
3,8
P T V 10 m m
25,8
19,0
11,1
16,2
16,4
20,7
23,6
24,9
13,6
9,9
Os d a d o s da T A B E L A 5.21 m o s t r a m que se for usado um PTV f o r m a d o c o m
10 mm de m a r g e m d o CTV, s o m e n t e 3 pacientes poderiam ser tratados c o m dose
de 79,2 Gy e ainda obedecer às restrições d e dose sugeridas pelo R T O G 01-26^^®
apresentados na T A B E L A 5.20 o n d e nenhum volume de reto superior a 1 5 % do
seu volume total pode receber d o s e superior a 75 Gy.
133
Capítulo 5
Resultados e Discussões
5.2.6 R e s u m o dos p r o c e d i m e n t o s para definição d o PTV
R e s u m i d a m e n t e , os aspectos mais importantes na determinação de m a r g e n s para
definir v o l u m e s d e planejamento de tratamento (PTV) b a s e a d o nos estudos deste
trabalho p o d e m ser descritos c o m o : a) variações fisiológicas (movimentos
e
variações d o s órgãos contidos no CTV) entre e durante as frações d o tratamento;
b) imprecisões e perda de reprodutibilidade no posicionamento do paciente e
alinhamento do feixe durante o planejamento do tratamento e das s e s s õ e s de
radioterapia (erro de posicionamento).
a)
V a r i a ç õ e s fisiológicas
•
M o v i m e n t o entre-frações do tratamento
Para quantificar e s s a s variações foi usado um sistema de localização por i m a g e m ,
ultra-som 2-D, q u e permitiu a localização do alvo de tratamento diariamente.
Para cada tipo de órgão deverá ser escolhido o sistema q u e melhor reproduz a
posição deste. No caso da região do pulmão, por e x e m p l o , o melhor seria um
sistema de i m a g e m que seguisse a freqüência da respiração para localizar o alvo
e m cada f a s e da respiração e assim sincronizar a posição no m o m e n t o da
aquisição da i m a g e m para planejamento c o m o m o m e n t o da aplicação; seguindo
assim o alvo no e s p a ç o e no t e m p o . U m resumo da literatura para o movimento
de vários órgãos durante o tratamento é mostrado no item 1.1.2.
•
M o v i m e n t o durante a fração de tratamento
Para
quantificar
registrasse
a
tratamento,
ou
essas
posição
variações
do
alvo
seja, adquirisse
deveria
em
ser
vários
imagens
usado
momentos
do
um
equipamento
durante
alvo durante
os
o
que
tempo
de
segundos
de
tratamento. No caso da próstata foi utilizada informação fornecida por alguns
estudos^^'''^^^ q u e
determinaram
essa
quantidade
através
da
marcação
da
próstata c o m s e m e n t e s de ouro e adquiriram i m a g e n s eletrônicas digitais durante
o
tratamento
realizadas
e
outros
seguidamente
que
utilizaram
durante
imagens
alguns
minutos
de
ressonância
para
magnética
determinar
qual
a
mobilidade d o órgão.
134
Capítulo 5
b)
Resultados e Discussões
Erro de p o s i c i o n a m e n t o o u setup
é a c o m b i n a ç ã o de vários fatores
como:
•
Incertezas m e c â n i c a s : estativa rotatória, colimadores, mesa e lasers.
Pode ser estimado durante os testes de garantia de qualidade realizados no
acelerador;
•
Incertezas
dosimétricas
também
podem
ser estimadas
durante
os
testes de garantia d e qualidade do e q u i p a m e n t o (calibração) e do planejamento
(no caso do I M R T a verificação da dose liberada é realizada por paciente);
•
Erro na transferência de d a d o s d o C T e simulador á unidade
tratamento:
estruturas
a
verificação
geométricas
é
de
realizada
utilizando
densidades
um
eletrônicas
objeto
simulador
diferentes;
ele
é
de
com
então
submetido à tomografia computadorizada, d e s e n h o de suas estruturas (contornos)
na estação de p l a n e j a m e n t o e transferência d a s i m a g e n s radiográficas digitais
obtidas neste para o sistema de tratamento e/ou para o sistema de localização
diária (ex: ultra-som). A partir das imagens transferidas verifica-se o v o l u m e e a
posição das estruturas c o r r e s p o n d e m às reais especificadas no objeto simulador.
No nosso caso e s s a s variações p o d e m gerar erros de 2 a 5 m m , d e p e n d e n d o da
espessura do corte usada para aquisição das i m a g e n s tomográficas
(quanto
m e n o r maior a precisão);
•
Variações
no
posicionamento
do
paciente
dependem
do
tipo
de
imobilizador e fatores h u m a n o s . Sua natureza p o d e ser d e origem sistemática
e/ou randômica.
T o d a s essas variações geométricas possíveis q u e a c o n t e c e m no decorrer da
radioterapia, ao s e r e m analisadas e m conjunto, c o m o mostra a F I G U R A 5.16, se
distribuem
normalmente
e,
portanto,
podem
ser
divididas
em
2
grupos:
randômicas e sistemáticas.
>
Variações
randômicas:
movimento
e/ou
deformação
de estruturas
do
paciente (enchimento da bexiga, gás no intestino, variações nos pulmões devido à
respiração e d e s l o c a m e n t o d o diafragma), m o v i m e n t o do paciente e localização
diária
(setup);
>
Variações sistemáticas: m u d a n ç a s na posição do tratamento, erro
na
técnica, redução do tumor, perda ou ganho de peso do paciente.
135
Capítulo 5
Resultados e Discussões
Portanto, ao se obter u m a distribuição gaussiana d o s desvios sofridos por um
órgão, seja ele o alvo ou a estrutura de risco, pode-se identificar essas variações
e conhecer melhor a sua origem.
A p ó s a d e t e r m i n a ç ã o da m a r g e m para gerar o P T V baseado nas variações
geométricas descritas, f o r a m avaliados os efeitos possíveis q u e ela pode causar
na distribuição de d o s e , verificando os seguintes aspectos:
>
Se a m a r g e m é adequada para cobrir o v o l u m e clínico c o m a dose
prescrita;
>
Se a p r o x i m i d a d e dela à superfície da pele gera variação de dose e m
estruturas críticas vizinhas;
>
Se a p r o x i m i d a d e do P T V à pele gera um a u m e n t o de dose e se a variação
de dose d e p e n d e da técnica de tratamento utilizada ( I M R T ou convencional);
>
Se o a u m e n t o de m a r g e m d a d a ao C T V p r o d u z u m a u m e n t o da dose
periférica no paciente q u a n d o se usa técnica c o n f o r m a c i o n a d a c o m modulação de
feixe (IMRT) e técnica convencional (3 campos);
>
Se
o
deslocamento
do
isocentro
de
tratamento,
através
do
reposicionamento diário do sistema de c o o r d e n a d a s no órgão c o m ultra-som 2-D,
altera a distribuição de d o s e ;
>
E, por fim, s e m p r e que possível, verificar antes de iniciar o planejamento, a
possibilidade d e seguir restrições d e d o s e nos ó r g ã o s de risco, adjacentes ao
volume alvo, verificando se o volume de estrutura crítica, coincidente c o m o PTV,
não ultrapassa a restrição de dose.
136
Capítulo 6
Conclusões
VI C O N C L U S Õ E S
- O filme X - O m a t V apresentou resposta e m termos de d o s e , na dosimetria para
IMRT, mais acurada q u e o E D R - 2 c o m u m a incerteza m á x i m a de 1 5 % e 4 9 % nas
regiões de d o s e s baixas respectivamente.
- O M O S F E T é u m dosímetro pequeno e fácil de ser utilizado, especialmente
q u a n d o e m p r e g a d o na dosimetria in vivo, sendo sua maior v a n t a g e m apresentar
resposta logo a p ó s o término da irradiação. Este dosímetro t a m b é m se mostrou
bastante útil e confiável para verificação d e t r a t a m e n t o s c o m IMRT.
- O estudo d a s incertezas c o m relação á localização diária de pacientes q u e
utilizam m á s c a r a s termoplásticas c o m o imobilizadores da região da cabeça e
pescoço m o s t r o u variações na posição do isocentro de tratamento de ± 4,5 m m
no sentido crânio-caudal (ou superior-inferior), q u e é b e m maior (quase o dobro)
do encontrado por Gross et al.'*'* (2,69 mm) c o m técnica estereotáxica.
- O estudo do efeito do deslocamento do isocentro mostrou a importância do
acréscimo de m a r g e m no C T V para garantir o tratamento a d e q u a d o do alvo, e
t a m b é m m o s t r o u c o m o a variação diária no isocentro de tratamento, ao posicionar
o paciente na m á q u i n a de tratamento, pode c a u s a r u m aumento de dose maior
que o nível d e tolerância dos órgãos sadios, c o m o visto no caso da medula
espinhal.
- Para os planos realizados c o m IMRT e planejamento
inverso, a dose na
superfície da pele d o paciente a u m e n t o u e m f u n ç ã o da proximidade do P T V a
esta superfície. A relação linear entre as m e d i d a s da d o s e na superfície para
planos com PTVio versus
PTV5 e
PTVpeie é um indicativo que o aumento da dose
na superfície não é u m a f u n ç ã o da localização da m e d i d a ou f o r m a do PTV, m a s
somente uma f u n ç ã o da profundidade do P T V e m relação à pele.
- A o contrário do q u e s u g e r e Lee et al.^^^, este trabalho mostrou que o aumento
de toxicidade na pele p o d e ser devido á proximidade do P T V à ela, fazendo c o m
que o algoritmo de otimização ao cobrir o P T V c o m a d o s e prescrita, faça c o m
137
Capítulo 6
Conclusões
q u e a pele t a m b é m receba uma dose alta, que está de acordo c o m o estudo de
T h o m a s et al.*^°.
- A s doses na periferia do c a m p o de tratamento, principalmente nas regiões mais
distantes c o m o as g õ n a d a s , foi b e m maior (praticamente o dobro) quando se
utilizou a técnica de I M R T , o q u e pode ser explicado pelo a u m e n t o da radiação de
fuga da m á q u i n a de tratamento na sala, já q u e o t e m p o de radiação no caso de
tratamento da c a b e ç a e pescoço c o m IMRT ( - 1 5 6 6 U M ou 4,9 min) é muito maior
que o tempo de radiação utilizando técnica 3-D convencional (-1,3 min).
- Só foi possível avaliar o movimento do órgão entre as frações de tratamento
para o caso da próstata, pois era o único tratamento realizado no M U H C o n d e se
empregava a radioterapia guiada por i m a g e m (IGRT) através do uso do ultra-som
(BAT) acoplado
Portanto,
na m á q u i n a
quando
um
de tratamento para
sistema
para
fazer
localização diária do alvo.
IGRT
não
for
empregado,
há
necessidade de se gerar u m P T V c o m m a r g e m uniforme de 15 m m para que o
alvo (CTV) seja e n g l o b a d o e m pelo m e n o s 9 5 % d a s frações de tratamento. Isto
mostra a importância de se localizar o alvo diariamente (IGRT).
- Ao
se
utilizar
os
valores
obtidos
do
estudo
de
próstata
para
os
erros
sistemáticos, I , e r a n d ó m i c o s , a, na equação proposta por S t r o o m et al.^^ chegase a resultados muito p r ó x i m o s aos obtidos da m a r g e m total de P T V requerida
para conter 95%
da n o s s a amostra, o que torna esta e q u a ç ã o útil para ser
e m p r e g a d a na prática clínica para determinação d e m a r g e m para o PTV nos
casos de próstata.
- A o realizar a s i m u l a ç ã o de um deslocamento
e x a g e r a d o do isocentro
de
tratamento para reposicionar um paciente, cujo alvo se encontra deslocado 3 c m
do isocentro planejado, pôde-se verificar u m a variação m á x i m a de dose de 2,5%,
que é aceitável para a liberação do tratamento. Portanto, o IGRT c o m ultra-som
se mostrou perfeitamente viável e o alvo foi aceitávelmente coberto pela dose
prescrita, m e s m o e m casos de reposicionamento do paciente.
138
Capítulo 6
Conclusões
- Em s u m a , definir uma m a r g e m adequada para o P T V é essencial para garantir a
cobertura do alvo durante toda a radioterapia c o n f o r m a d a , m a s d e v e m
ser
t o m a d o s alguns c u i d a d o s c o m o a verificação do efeito da m a r g e m na dose para o
paciente, q u e é tão relevante quanto a própria definição do PTV, u m a vez que a
localização ou o t a m a n h o da m a r g e m p o d e m gerar d o s e s maiores que a de
tolerância dos órgãos sadios, que se localizam próximo ou distantes ao campo de
tratamento. T a m b é m , s e d e v e levar e m conta na definição d o P T V a técnica de
tratamento escolhida, pois c o m o visto há diferenças de d o s e s para m e s m o s PTVs
e diferentes técnicas.
Este trabalho identificou diversos aspectos que precisam ser analisados ao se
acrescentar m a r g e n s de planejamento ao CTV; alguns estão relacionados ao
Serviço de Radioterapia c o m o : o erro de posicionamento ou localização que está
relacionado
ao tipo de
imobilização
usada
no paciente,
posicionamento
do
paciente no e q u i p a m e n t o d e tratamento e fatores h u m a n o s . Outros aspectos q u e
precisam ser analisados estão relacionados ao m o v i m e n t o de órgãos durante o
tratamento, que p o d e m ser extraídos da literatura, q u a n d o o estudo e m questão
mostrar u m a distribuição estatística
normal. Nosso
objetivo, além de
tentar
descrever u m m é t o d o para a quantificação dessas m a r g e n s , foi o de abranger as
implicações q u e e x i s t e m , e m termos de variações na distribuição de d o s e próxima
ao alvo e na periferia, ao s e colocar m a r g e n s de p l a n e j a m e n t o de tratamento.
Essas m a r g e n s d e v e m garantir que a dose prescrita atinja a d e q u a d a m e n t e o
CTV, m a s ao m e s m o t e m p o deve haver u m c o m p r o m e t i m e n t o e m se avaliar o
aumento de d o s e e m tecidos sadios com a técnica utilizada.
C o m o atividades futuras p r o p õ e m - s e estudar: o P T V para a região do pulmão,
que não p ô d e ser concluída neste trabalho pois há n e c e s s i d a d e de um grande
número d e pacientes; estudar o T C P e N T C P para os sítios de tratamento
avaliados neste trabalho e e m outros e m q u e a incerteza na localização seja
grande; avaliar as diferenças entre as otimizações e m diferentes T P S
com
planejamento inverso. A s s i m c o m o Stroom et al.^'*^ t e m m o s t r a d o as limitações do
P O R V na prática clínica, u m estudo importante é avaliar as implicações e m se
usar o P O R V e P T V nos tratamentos c o m planejamento inverso e modulação de
feixe.
139
APÉNDICE A
APÊNDICE
A
-
DEFINIÇÕES
DE
TERMOS
ESTATÍTICOS
ESTATÍSTICA PARA D O S Í M E T R O S E DADOS DE I M A G E M
E
ANÁLISE
395,96,i3i
A - 1 - P r e c i s ã o , e x a t i d ã o e erro
A precisão d e m e d i d a s dosimétricas específica a reprodutibilidade das medidas
sob condições similares e pode ser estimada d o s d a d o s obtidos e m m e d i d a s
repetidas.
A exatidão de m e d i d a s dosimétricas é a proximidade d o valor e s p e r a d o ao "valor
verdadeiro" da g r a n d e z a
m e d i d a . Os resultados d e m e d i d a s não p o d e m ser
absolutamente e x a t o s e a inexatidão do resultado m e d i d o é caracterizado c o m o
incerteza. A incerteza é u m parâmetro q u e d e s c r e v e a dispersão dos valores
medidos d e u m a g r a n d e z a ; ela é avaliada por m é t o d o s estatísticos (tipo A) ou por
outros m é t o d o s (tipo B), n ã o tem sinal e geralmente é a s s u m i d a c o m o simétrica.
O erro de m e d i d a s é a diferença entre os valores m e d i d o s d e uma grandeza e o
valor verdadeiro
desta
grandeza.
U m erro tem valor numérico
e um sinal.
Típicamente, os erros m e d i d o s não são c o n h e c i d o s e x a t a m e n t e , m a s eles s ã o
estimados
da
compensação
melhor
são
forma
possível
introduzidas.
Após
e
quando
a
aplicação
for
de
viável,
todas
correções
as
de
correções
conhecidas, o valor e s p e r a d o para os erros d e v e r i a m ser zero e as únicas
grandezas d e relevância s ã o as incertezas^.
A - 2 - Incerteza p a d r ã o tipo A
Se uma m e d i d a de u m a grandeza dosimétrica x é repetida N vezes, então a
melhor estimativa para x é x,o
valor médio aritmético d e todas as medidas x,:
x=—Yx,
O desvio p a d r ã o
(1)
caracteriza a incerteza média para um resultado individual x,
e é d a d o por:
cr, =
^—ti^.-xy
(2)
O desvio p a d r ã o d o valor m é d i o é dado por:
1
cr- = —F=cr, =
140
APÉNDICE A
A incerteza do tipo A, d e n o m i n a d a
médio,
, é definida c o m o o desvio padráo do valor
= C T - . Ela é obtida através de repetidas medidas e e m principio poderia
ser reduzida através do a u m e n t o do número de medidas.
A - 3 - Incerteza p a d r ã o tipo B
A s incertezas p a d r ã o tipo B Ug não p o d e m ser estimadas através da repetição de
medidas.
Elas
são
suposições
inteligentes
ou
julgamentos
científicos
de
incertezas não estatísticas associadas a u m a m e d i d a . Elas incluem influências no
processo
de
medida,
aplicação
de
fatores
de
correção
ou
dados
físicos
provenientes da literatura.
Geralmente se a s s u m e que as incertezas do tipo B p o s s u e m u m a distribuição de
probabilidade tal c o m o u m a normal (Gaussiana) ou u m a distribuição retangular
(probabilidade igual e m qualquer lugar dentro de d a d o s limites). Elas p o d e m ser
derivadas através da estimativa do limite além do qual o valor do fator não irá
permanecer, e u m a fração deste limite é t o m a d o c o m o c. A fração é escolhida de
acordo c o m a distribuição a s s u m i d a .
A-4- Incerteza c o m b i n a d a e e x p a n d i d a
A e q u a ç ã o que determina u m a grandeza dosimétrica Q n u m ponto P é do tipo:
N
Q,=MYIF,
(4)
e m que M é a leitura proveniente do sistema dosimétrico e F, é o coeficiente de
correção o u conversão.
A incerteza p a d r ã o combinada
associada c o m a grandeza
Q é a soma
quadrática d a s incertezas do tipo A (w^) e do tipo B ( M ^ ) :
"c = V
"
^
+
"
B
(5)
A incerteza c o m b i n a d a é assumida exibir uma distribuição normal e é multiplicada
por um fator de cobertura, k, para se obter a incerteza e x p a n d i d a U = kuç.
O
resultado da g r a n d e z a Q é então expressa por:
Q
= Qp±U
(6)
141
APÉNDICE A
A incerteza e x p a n d i d a U c o m u m fator d e cobertura k = 2, c o r r e s p o n d e a 9 5 % d o
nível d e confiança e é frequentemente usada para representar u m a incerteza total
que está relacionada a acurácia da medida da g r a n d e z a Q.
A-5- H i s t o g r a m a d e F r e q u ê n c i a s
O histograma é formado por um conjunto de retângulos justapostos cujas
bases se localizam sobre o eixo horizontal (x), o n d e s ã o representados
os
intervalos d e classe n u m a escala contínua. A s frequências são representadas no
eixo vertical (y) c o m e ç a n d o
de zero. A s alturas d o s retângulos d e v e m
ser
proporcionais ás frequências, absoluta ou relativa, d a s classes. N u m histograma,
a sua área é proporcional à s o m a das frequências^®.
A - 6 - H i s t o g r a m a s d e d o s e - v o l u m e (DVH)
Um plano d e t r a t a m e n t o 3-D consiste d e informação da distribuição d e dose sobre
uma matriz de pontos sobre a anatomia do paciente. O s D V H s r e s u m e m a
informação
contida
na
distribuição
de
dose
3-D
e
são
uma
ferramenta
e x t r e m a m e n t e importante para a avaliação quantitativa dos planos de tratamento.
O DVH representa u m a distribuição de frequência d e valores d e d o s e dentro d e
um v o l u m e definido q u e poderá ser o P T V ou u m órgão específico ao seu redor.
A o invés d e m o s t r a r a frequência, os D V H s s ã o g e r a l m e n t e apresentados na
forma de p o r c e n t a g e m de v o l u m e do v o l u m e total, disposto na o r d e n a d a , e a
dose, na abscissa^.
Normalmente são utilizadas dois tipos d e D V H : a) D V H direto ou diferencial; b)
D V H cumulativo o u integral.
A - 6 - 1 - H i s t o g r a m a de d o s e - v o l u m e direto ou diferencial
Para criar u m D V H direto, o computador s o m a o n ú m e r o de voxels c o m uma dose
média dentro de u m d a d o limite e mostra o v o l u m e resultante (ou a porcentagem
do volume d e ó r g ã o total) c o m o uma função da d o s e . U m e x e m p l o de u m D V H
direto para u m v o l u m e alvo é mostrado na F I G U R A A . 1a. U m D V H ideal para u m
dado v o l u m e alvo deveria ser u m a única coluna indicando q u e 100%) do v o l u m e
recebeu a d o s e prescrita. Para u m a estrutura crítica, o D V H deve conter vários
picos, indicando q u e partes diferentes do órgão r e c e b e r a m diferentes d o s e s . U m
142
APÉNDICE A
exemplo d e u m D V H para o reto no tratamento da próstata, u s a n d o a técnica de
quatro c a m p o s , é mostrado na F I G U R A A. 1b.
(b)
20
30
D o s e (Gy)
20
30
D o s e (Gy)
FIGURA A . 1 - D V H s diferencial para u m plano de tratamento da próstata c o m
quatro c a m p o s para (a) o v o l u m e alvo e (b) o reto. O D V H diferencial ideal deveria
ser picos infinitamente estreitos na d o s e alvo para o P T V e a O Gy para a
estrutura crítica^.
A-6-2- H i s t o g r a m a de d o s e - v o l u m e c u m u l a t i v o
Para responder q u e s t õ e s c o m o : "Que parte do alvo é e n g l o b a d o pela isodose de
9 5 % ? " q u e são igualmente relevantes na interpretação de u m planejamento d e
tratamento 3-D, será necessário determinar a área sob a curva para todos os
níveis de d o s e . Por esta razão o D V H cumulativo é m a i s popular que o diferencial.
O c o m p u t a d o r calcula o v o l u m e do alvo (ou estrutura crítica) q u e recebe no
mínimo a d o s e d a d a e mostra este v o l u m e (ou p o r c e n t a g e m do volume) versus a
dose. T o d o D V H cumulativo inicia no 1 0 0 % do v o l u m e para O Gy, uma vez que
todo o v o l u m e recebe no m í n i m o n e n h u m a d o s e .
Para os m e s m o s órgãos indicados na F I G U R A A . l a e A . l b , a F I G U R A A.2a
mostra o c o r r e s p o n d e n t e D V H cumulativo ( a m b a s estruturas são mostradas agora
no m e s m o gráfico).
143
APÉNDICE A
(a)
ib)
120
1
1
1
1
100
g
I
5
:
\
80
1
I
60
40
20
0
'•
' m,^m,
Alvo
Estrutura crítica
1
10
1
20
1
30
1
40
50
20
Dose (Gy)
FIGURA A.2 -
30
Dose (6y)
(a) D V H s cumulativo para o m e s m o plano de tratamento da
próstata c o m quatro c a m p o s usado na F I G U R A A . 1 . O s D V H s cumulativo ideal
são mostrados e m (b)^.
A - 7 - Estatística descritiva
A s medidas de posição, t a m b é m conhecidas c o m o m e d i d a s d e tendência central,
indicam os valores e m torno dos quais ocorre a maior concentração do f e n ô m e n o
quantitativo e m estudo. A média aritmética, a m o d a e a m e d i a n a são as três
medidas de tendência central.
A - 7 - 1 - Média aritmética
A média da a m o s t r a é representada pelo símbolo x , x é o valor de cada item do
grupo e n é a g r a n d e z a d e itens. Calcula-se s e g u n d o a e q u a ç ã o 7.
X
=
(7)
A-7-2- Mediana
A mediana é o valor que o c u p a a posição central q u a n d o todos os itens do grupo
estão dispostos, e m t e r m o s d e valor, e m o r g e m crescente ou decrescente de
magnitude. Para os valores: 7 6 , 78, 82, 84, 86, 90, 90, 9 0 , 98 a mediana é 86.
144
APÉNDICE A
A-7-3- Moda
A m o d a é o valor q u e ocorre c o m maior frequência e m um conjunto d e valores. É
uma medida de d o m i n â n c i a . Para os valores: 7 6 , 7 8 , 8 2 , 8 4 , 86, 9 0 , 90, 9 0 , 98 a
m o d a é 90.
A-7-4- D i s p e r s ã o e m variáveis quantitativas
A s medidas de dispersão indicam o grau de afastamento d e u m conjunto de
números e m relação á sua média.
A-7-5- Variância
A s m e d i d a s de t e n d ê n c i a central são insuficientes para descrever u m a amostra
a d e q u a d a m e n t e . É necessário t a m b é m descrever e m que m e d i d a os d a d o s d e
observações estão a g r u p a d o s ao redor da m é d i a . A variância m e d e a dispersão
dos dados d e o b s e r v a ç õ e s de uma amostra e m relação á respectiva média.
A variância amostrai, simbolizada por
, é calculada pela fórmula:
s' = ^ '
/
(8)
e m q u e x s ã o as o b s e r v a ç õ e s da amostra, e n, o n ú m e r o total d e observações. A
variância é a s o m a d o s q u a d r a d o s d o s desvios e m relação à média dividida pelo
número de o b s e r v a ç õ e s da amostra m e n o s u m a .
A-7-8- Desvio-padrão
O desvio-padrão é a m a i s importante medida d e dispersão d o s valores individuais
ao redor da m é d i a . A p r e s e n t a a v a n t a g e m sobre a variância d e utilizar a m e s m a
unidade de m e d i d a d e d a d o s que as e m p r e g a d a s na t o m a d a d a s observações. É
representado por s ou S D e calculado por:
V
s =
i
n~l
(10)
O desvio-padrão é, portanto, a raiz q u a d r a d a d a variância. Para os d a d o s d e
medição, e s p e c i a l m e n t e e m grandes amostras, o desvio-padrão indica os limites
145
APÉNDICE A
prováveis dentro dos quais se situam certas proporções das o b s e r v a ç õ e s . A s s i m ,
verifica-se q u e cerca d e 6 8 % d a s observações da amostra estarão entre os limites
x±s;
95%) d a s o b s e r v a ç õ e s , entre x ± 2 ^ ; e 99% d a s o b s e r v a ç õ e s , entre x ± 3 ^ .
A-7-9- Coeficiente de v a r i a ç ã o
O coeficiente d e v a r i a ç ã o (CV) é a magnitude relativa d o desvio-padrão expresso
e m p o r c e n t a g e m da m é d i a .
C
V
.
^
(11)
X
A-8 Distribuição N o r m a l
Diversas
variáveis
contínuas
seguem
um
padrão
em
suas
distribuições
de
frequência q u e pode ser descrito c o m o a distribuição normal d e probabilidade.
S o b o ponto d e vista gráfico, a distribuição n o r m a l d e probabilidade é descrita
c o m o uma curva e m f o r m a de sino, simétrica e m relação ao ponto d e frequência
m á x i m a (média). É t a m b é m c h a m a d a curva de distribuição normal ou de Gauss e
representa
considerada
amostra.
a distribuição
de
frequências
da
população.
A
curva
normal
a f o r m a limite do histograma da distribuição d e frequências
Muitos
fenômenos
naturais
se
apresentam
é
da
distribuídos,
a p r o x i m a d a m e n t e , s e g u n d o o m o d e l o da curva n o r m a l .
A distribuição normal é descrita por dois parâmetros: /J e a, o n d e ¿u representa
a média d a p o p u l a ç ã o e cr é o desvio-padrão da população. A curva normal
apresenta a s seguintes características: a m é d i a , a m e d i a n a e a m o d a coincidem;
a curva é simétrica ao redor d a média; as e x t r e m i d a d e s da curva, e m a m b o s os
lados da m é d i a se e x t e n d e m cada vez mais próximas da linha da base (abscissa)
s e m j a m a i s tocá-la.
Em estatística, o t e r m o probabilidade é uma outra e x p r e s s ã o para frequência
relativa. Diz-se que u m a observação, tirada ao a c a s o d e uma população normal,
tem uma probabilidade igual a 0,95 d e estar contida n u m intervalo ^ ± 2 < T , o u , que
tem u m a probabilidade igual a 0,05 de que seu valor esteja fora d e s s e intervalo. A
partir d e s s a s considerações, são obtidas as seguintes informações: 68,26%) das
medidas e m u m a população normal estão no intervalo de
/u±<7;
95,44%o d a s
medidas e m u m a população normal estão no intervalo de /u±2a;
99,74%) das
146
APÉNDICE A
medidas e m u m a p o p u l a ç ã o normal estão no intervalo de ju±3cr;
ilustrado na
FIGURA A.3.
F I G U R A A . 3 - Curva n o r m a l . A s percentagens são as áreas s o b a curva descritas
pelo múltiplos d o s desvios-padrão.
A - 8 - 1 - Teste d e N o r m a l i d a d e (Shapiro-Willc)^^
O teste Shapiro-Wilk testa a hipótese nula que u m a a m o s t r a X i , . . . , X n v e m d e uma
população distribuída n o r m a l m e n t e . O teste estatístico é:
W
(12)
=
e m que
X(i) é o i de estatística o r d e m (menor número na a m o s t r a ) ;
x = {x^
+ .... + j c „ ) / «
é a m é d i a da amostra;
as contantes a¡ são d a d a s por
(13)
(a,,...,aj =
(mV-y-'m)"^
e m que
m = (mi,...,mn)^ e mi,...,mn são os valores e s p e r a d o s de u m a amostra de uma
distribuição normal p a d r ã o , e V é a matriz d e covariancia. O teste rejeita a
hipótese nula se W for muito pequeno.
A-9- Distribuição t de S t u d e n t
É uma distribuição teórica d e probabilidades, especificamente direcionada para
trabalhar c o m m é d i a s d e amostras pequenas q u a n d o se d e s c o n h e c e cr.
147
APÉNDICE A
O valor d e t é a m e d i d a do desvio entre a m é d i a x, estimada a partir d e uma
amostra aleatoria d e t a m a n h o n, e a média ^
da população, usando o erro-
padrão (EP) c o m o unidade d e medida:
s/•^Jn
e m que EP =
sl4ñ.
A distribuição d e t tem c o m o principais aplicações: a c o m p a r a ç ã o entre duas
médias pelo teste t; e estimação dos inten/alos d e confiança para a média da
população.
A - 1 0 - Intervalo d e C o n f i a n ç a para a média p o p u l a c i o n a l
O intervalo de confiança (IC) é delimitado por dois limites numéricos, entre os
quais se situa o valor verdadeiro do parâmetro, c o m u m nível de confiança (NC)
especificado, e m geral fixado e m 9 5 % .
O intervalo d e confiança associado a um d e t e r m i n a d o nível d e confiança, para a
média populacional /j., q u a n d o o desvio-padrão, cr, é conhecido, é calculado por:
ICNC
para/i = x±z^c
C^)
O intervalo d e confiança de 9 5 % para fj., é d a d o por:
IC95% para
= x ± 1,96 • ^
(16)
O valor de 1,96 foi obtido a partir da tabela de z para 95%) (47,5%) de cada lado da
curva, a partir do centro).
Para um intervalo d e confiança de 99%):
I C 9 9 o / „
para fi = 'x± 2,58 •
(17)
O valor de 2,58 foi obtido a partir da tabela de z para 99%) (49,5%) de cada lado da
cun/a, a partir do centro).
A - 1 1 - C o r r e l a ç ã o e coeficiente de correlação
A correlação é u m a m e d i d a do grau de d e p e n d ê n c i a linear entre duas variáveis ou
entre uma m e d i d a d a intensidade da associação d e s s a s variáveis. O coeficiente
148
APÉNDICE A
linear d e Pearson (r) é a m e d i d a mais conhecida para o estudo da correlação
entre d u a s variáveis quantitativas e é obtido por:
.
—^
(18)
o coeficiente de correlação r é um número absoluto, i n d e p e n d e n t e d a s unidades
usadas para medir as variáveis x e y. Ele pode variar d e -1 a +1. A sua correta
interpretação e n v o l v e a consideração dos seguintes fatores:
- o valor d a probabilidade (P). T o d a correlação apresenta u m a probabilidade de
ter ocorrido devido ao a c a s o . Q u a n d o P<0,05, considera-se q u e a correlação é
estatisticamente significativa. C a s o contrário é c o m o se não h o u v e s s e correlação;
- o sinal da correlação. U m a correlação positiva indica q u e as d u a s variáveis
t e n d e m a a u m e n t a r ou diminuir c o n c o m i t a n t e m e n t e . U m a correlação negativa diz
que, q u a n d o u m a variável t e n d e a aumentar de valor, a outra t e n d e a diminuir;
- o valor absoluto da correlação (r). Mostra a intensidade d a relação linear entre
as duas variáveis. O valor O indica total ausência de relação linear, enquanto que
o valor 1 indica u m a relação linear perfeita.
A - 1 2 - Coeficiente de d e t e r m i n a ç ã o
Representa a fração da variabilidade q u e é compartilhada entre as d u a s variáveis,
ou seja é a p e r c e n t a g e m de variação explicada por u m a d a s variáveis e m relação
a outra. É d a d o pelo valor d e r elevado ao quadrado (r^). O valor d e r^ varia de O a
1. Q u a n t o maior for o valor d e r^ melhor será o ajuste da reta a o s d a d o s .
A - 1 3 - P r o p a g a ç ã o de erros
A-13-1- Variáveis correlacionadas
lei geral
Função:
u(xi, X2,...,
Variáveis:
x i , X2,...,
Desvios P a d r õ e s :
o-1, 0 - 2 , . . . , crn
Xn)
Xn
149
APÉNDICE A
Variância :
var(x¡ ) = cr
Covariância entre as variáveis / e j :
DU
cov(x¡ Xj) ,
cov(x,x.)
(19)
ij
onde
1 ^
cov(xj£:,)= l
i
m
—
V
<
(20)
1
= var(x,) = cov(x,x.) = lim—
(21)
Jk
C a s o 1 : s o m a entre v a r i á v e i s
(22)
cTj
+2COY{X^X2)
+ 0 - 2
(23)
C a s o 2: diferença entre variáveis
(24)
(25)
C a s o 3: multiplicação e n t r e variáveis
t¿ — X-^X2^
(26)
2
u
U
1
^
+
J
^ 2 ^1
z
1^2
+ 2
COV(A:IX2)
(27)
/
150
APÉNDICE A
C a s o 4: divisão entre variáveis
U = Xj/
(28)
2U2 J
+
M
\
- 2
cov(jc,X2)
(29)
•^1^2
C - 1 3 - 2 - V a r i á v e i s i n d e p e n d e n t e s (não-correlacionadas)
lei geral
Função:
u(xi,
Variáveis:
X i , X a , . . . , Xn
Desvios P a d r õ e s :
a^,
X 2 , . . . , Xn)
CT2,---,
crn
du
(30)
;=1
C a s o 1 : s o m a s o u diferenças
W = X,j -+r ^2
X
ou
W = Xj - X2
2 ,
2
+ cr2
(31)
(32)
C a s o 2: m u l t i p l i c a ç ã o por u m a constante
Ax
u =
(33)
(34)
Caso 3: multiplicação ou divisão entre variáveis
U = X^X2
OU
U — X-^l X2
(35)
2
u
+
_
1^1
J
(36)
J
151
APÉNDICE B
A P Ê N D I C E B - E s t u d o da distribuição de d o s e nas t é c n i c a s convencional,
c o n f o r m a c i o n a l e I M R T c o m planejamento inverso para os casos de cabeça
e pescoço
Este estudo ilustra as diferenças e m termos de distribuição de dose nos tecidos
sadios e nos v o l u m e s de tratamento e m p r e g a n d o as técnicas de tratamento
convencional, conformacional e IMRT c o m planejamento inverso para pacientes
e m tratamento de cabeça e pescoço (ENT), onde são incluidos o GTV, os
linfonodos cervicais e os supra-claviculares (CTV). Este e s t u d o foi importante para
mostrar porque foi decidido tratar c o m IMRT todos os pacientes ENT.
Os planejamentos c o m as técnicas de tratamento c o n v e n c i o n a l e conformacional
foram realizadas c o m o sistema de planejamento tridimensional (TPS) Eclipse e
os planejamentos e m que f o r a m e m p r e g a d o s a técnica de tratamento IMRT foi
realizada no sistema de planejamento tridimensional C O R V U S .
O
simulador
antropomórfico
RANDO
foi
mapeado
por
um
tomógrafo
computadorizado de simulação e sua i m a g e m foi enviada para o sistema de
planejamento A c Q s i m , o n d e foram realizados os d e s e n h o s dos volumes
de
interesse, G T V e CTV, e estruturas críticas c o m o medula e parótidas, para a m b o s
sistemas de planejamento. Eclipse e C O R V U S .
No C O R V U S f o r a m realizados 2 planos de tratamento: 1) técnica IMRT com
planejamento inverso c o m cinco c a m p o s oblíquos e coplanares (gantry a 250°,
325°, 0°, 35°, 110°); 2) técnica I M R T com planejamento inverso c o m sete c a m p o s
oblíquos e coplanares (gantry a 2 0 5 ° , 255°, 310°, 0°, 105°, 155°).
No Eclipse f o r a m realizados 3 planos de tratamento: 1) técnica convencional com
dois c a m p o s paralelos e o p o s t o s para irradiar todos o s alvos, G T V e C T V e
depois 3 c a m p o s oblíquos para complementar dose no G T V (boost); 2) técnica
conformacional utilizando cinco c a m p o s coplanares c o m colimador multi-lâminas
(gantry 2 5 0 ° , 325°, 0°, 35°, 110°), e 3 c a m p o s oblíquos para complementar a dose
no G T V ; 3) técnica conformacional utilizando cinco c a m p o s oblíquos e coplanares
(gantry 250°, 325°, 0°, 35°, 110°) e 3 c a m p o s oblíquos para c o m p l e m e n t a r a dose
no G T V , todos os c a m p o s utilizando blocos de proteção de cerrobend ao invés do
M L C para proteger tecido sadio.
A s d o s e s prescritas f o r a m 50 Gy para o C T V e 60 Gy para o G T V e foi usado
feixe de fótons de 6 M V para todos os planos.
152
APHNDICL B
Os histogramas de d o s e - v o l u m e (DVH) para d o s e m í n i m a , máxima e média
recebida
pelos
volumes
de
interesse
estudados
são
apresentados
nas
F I G U R A S B . 1 , B.2 e B.3 respectivamente. A s estruturas críticas estudadas foram
tecido sadio total no paciente (Tecido), lente ocular e s q u e r d a (LE), lente ocular
direita (LD), q u i a s m a óptico (QO), nervo óptico e s q u e r d o (NOE), nervo óptico
direito (NOD), m e d u l a espinhal (ME), parótida e s q u e r d a (PE) e parótida direita
(PD).
D o s e
min
ima
íG
y)
•
O
n
ü
•
Rlrrv
,í
F I G U R A B.1 - C o m p a r a ç ã o entre DVHs de planejamentos de tratamentos feitos
com
técnicas
convencional,
conformacional
(Eclipse)
e
IMRT
(CORVUS),
aplicadas no R A N D O , e m termos de dose absoluta mínima recebida pelo alvo e
estruturas críticas.
APLNDICE
B
D o s e m á x i m a ( ( J y)
:a
O L E IN
z
Hz
f C
D E :
ùii-
a - c: î
.if-:
Mam
OLUITIES
INTERESSE
F I G U R A B.2 - C o m p a r a ç ã o entre DVHs de planejamentos de tratamentos feitos
com
técnicas
convencional,
conformacional
(Eclipse)
e
IMRT
(CORVUS),
aplicadas no R A N D O , e m termos de dose absoluta máxima recebida pelo alvo e
estruturas críticas.
154
APENDKT.
B
D o s e m é dia í G y)
•
:
;
i - ;
13 c : • ., ; -
Ci
: Í
"
:
c ä ••• ;
•ï
:;
? -
•
E
:
;
O
E
:
:
5r
•
E
:
;
i r
;•; -
- :
: ? ••"
;
,gU-n,m-rn,
o l u m e s c!e interesse
F I G U R A B.3 - C o m p a r a ç ã o entre DVHs de planejamentos de tratamentos feitos
com
técnicas
convencional,
conformacional
(Eclipse)
e
IMRT
(CORVUS),
aplicadas no R A N D O , e m termos de dose absoluta média recebida pelo alvo e
estruturas críticas.
C o m o ilustrado nas F I G U R A S B . 1 , B.2 e B.3, os alvos p o d e m ser cobertos
adequadamente
pela d o s e
prescrita
c o m todas
as técnicas
de tratamento:
convencional, conformacional e IMRT. Já as estruturas críticas recebem menos
dose d e u m a forma geral c o m as técnicas de IMRT, e s p e c i a l m e n t e as parótidas.
Diminuir a dose nas parótidas é a maior v a n t a g e m e m se usar modulação de feixe
(IMRT) nos casos d e câncer na região de cabeça e pescoço pois assim pode-se
evitar q u e ocorra xerostomia (conhecido c o m o secura da boca que ocorre devido
a
uma
disfunção
das
glândulas
salivares)
nos
pacientes
submetidos
à
radioterapia.
155
Al'FNDlCK C
Física dos Dosímetros c Detectores
A P Ê N D I C E C - FÍSICA D O S D O S Í M E T R O S E D E T E C T O R E S
C - 1 - C á m a r a de ionização 5i 132 na
As c á m a r a s de ionização são os e q u i p a m e n t o s dosimétricos mais c o m u n s na
radioterapia. Elas são simples e eficazes q u a n d o calibradas. Mas para se obter
medidas
precisas
e
acuradas
é
necessário
uma
preparação
cuidadosa
do
posicionamento. A s c â m a r a s tipo dedal c o m geometria cilindrica são as mais
usadas na radioterapia.
Em geral, as c â m a r a s de ionização dedal consistem d e u m isolador de ar nãocondutivo e três eletrodos ( F I G U R A C.1). A parede do eletrodo externo com
formato cilindrico é aterrada.
O eixo central do eletrodo interno é o eletrodo de
polarização e coleção. O eletrodo de guarda minimiza a carga de fuga através de
sua conexão ao eletrodo de coleção, e ajuda a delimitar eficazmente o volume
sensível e eliminar regiões d e c a m p o c o m baixa intensidade onde pode ocorrer
recombinação de íons. U m a alta tensão é aplicada entre os eletrodos internos e
externos, e u m eletrometro m e d e o sinal (proveniente da corrente), que é por sua
vez d e p e n d e n t e da direção e intensidade do c a m p o elétrico gerado.
isolante
eletrodo
externo
tubo
ventilação
ar
2 "
A
eletrodo
central
eletrodo de
guarda
F I G U R A C.1 - D i a g r a m a esquemático de uma câmara de ionização cilindrica tipo
Farmer.
156
APÊNDICE C
Física dos Dosímetros e Detectores
A carga coletada nos eletrodos está na forma de íons produzidos na cavidade de
ar. O ar da cavidade sofre as m u d a n ç a s de temperatura e pressão de acordo com
as condições do meio ambiente, pois a câmara de ionização possui um orifício
para este fim.
Na presença de radiação ionizante a fluência do elétron primário, gerado no
material ao redor e no meio da cavidade, interage c o m moléculas de ar formando
íons positivos e elétrons de baixa energia q u e s u b s e q u e n t e m e n t e se j u n t a m às
moléculas de oxigênio (O2 é u m a molécula eletronegativa). O s íons são atraídos
para os eletrodos carregados c o m sinal oposto. U m a c â m a r a de ionização é
essencialmente
u m capacitor que é carregado q u a n d o u m c a m p o elétrico é
aplicado entre os eletrodos, e descarregado q u a n d o os pares de íons são atraídos
para os eletrodos opostos.
A intensidade da carga e os sinais gerados são proporcionais ao número de
ionizações na cavidade de ar. A dose na cavidade é a quantidade de energia
usada para ionizar a s molecular de ar por unidade de m a s s a de ar. Quanto maior
o volume da cavidade da c â m a r a maior a quantidade de sinais produzidos nela.
Portanto, para a m e s m a dose, cavidades c o m volumes maiores produzirão mais
sinais, contudo a energia liberada na cavidade é distribuída sobre u m a massa de
ar maior. A d o s e na cavidade é relacionada ao n ú m e r o de cargas de íons de um
m e s m o sinal liberadas no ar seco M , a massa de ar na cavidade do volume m^,, e
a energia média gasta para produzir u m par de íon por unidade de carga
(Vt/„/e],
M
em q u e k,Pj pPp^,P,^„P^^^^ são u m a série de fatores de correções que levam e m conta
a umidade do a m b i e n t e , temperatura e pressão, e imprecisão na coleção de
carga.
A International
{w^.Je)
Atomic
Energy
Agency,
IAEA (2001
aceita que o valor de
seja 33,97 ± 0,5% eV/par de íon, ou J/C, e m condição ambiental padrão
de 20"C, 760 m m H g , e ar seco.
157
APÉNDICE C
Físiea dos Dosímetros e Deleclores
C-2- F I L M E S R A D I O G R Á F I C O S ^^^^^
A radiação ionizante ou a luz visível t ê m a propriedade de afetar um filme. O
filme radiográfico consiste de u m a base de filme transparente (acetato de celulose ou
resina de poliéster) coberta c o m uma e m u l s ã o c o n t e n d o cristais muito pequenos de
brometo de prata. Q u a n d o a radiação interage c o m estes cristais, eles se tornam mais
suscetíveis á m u d a n ç a química e f o r m a m o q u e é c h a m a d o de i m a g e m latente.
Q u a n d o o filme é revelado, os cnstais afetados pela radiação são reduzidos a
pequenos g r ã o s de prata metálica. O filme é então fixado; q u a n d o o brometo de prata
não afetado é desativado, deixando o filme limpo e m seu lugar. A prata metálica, que
não é afetada pelo fixador, causa o enegrecimento do filme nas áreas que foram
expostas à radiação. Então, o grau de enegrecimento de u m a área do filme depende
da quantidade de prata livre depositada e, c o n s e q u e n t e m e n t e , da energia absorvida
da radiação.
A concentração de grãos de prata metálica é medida pela determinação da
densidade óptica do filme, usando um densitômetro.
C-2-1- Densitômetro
O densitômetro é f o r m a d o por uma lâmpada e u m medidor de intensidade de
luz. A amostra a ser estudada á colocada entre estes c o m p o n e n t e s , de forma que o
medidor possa avaliar sua densidade óptica. Na prática, um sistema óptico concentra
a luz da l â m p a d a n u m espaço de cerca de 2 m m . O medidor utilizado é um tubo
fotomultiplicador, m u n i d o de u m ampliador. Este faz funcionar um amperímetro, cuja
leitura indica a intensidade de luz recebida pelo fotomultiplicador.
A luz da fonte passa através de u m a tela difusora e incide sobre uma pequena
abertura localizada logo abaixo do filme e m teste. A luz transmitida através do filme
(It) é medida por uma fotocélula colocada sobre o filme. Este detector é colocado de
forma a coletar toda a luz que v e m da p e q u e n a abertura. A leitura desta luz é
comparada c o m o valor obtido da quantidade de luz coletada s e m o filme (lo) e a
densidade óptica, D O , é calculada do log (Iq/ It) usando a e q u a ç ã o
DO = log (lo/ It)
Em dosimetria, a grandeza de interesse é g e r a l m e n t e a densidade
(2)
óptica
líquida, que é obtida pela subtração da leitura da base fog ou background (densidade
158
APÊNDICE C
^
Física dos Dosímetros e Detectores
Óptica do filme p r o c e s s a d o não exposto à radiação) da densidade óptica medida do
filme exposto à radiação.
Um registro da d e n s i d a d e óptica líquida c o m o f u n ç ã o da exposição de radiação
ou dose é c h a m a d a curva sensitométrica. Se u m filme é exposto na região não linear,
d e v e m ser feitas correções para converter densidade óptica e m dose.
O filme é b e m estabelecido como método de medida de distribuição de feixes
de elétrons, m a s seu uso para dosimetria de fótons é relativamente limitado. Por
causa do efeito fotoelétrico d e p e n d e r do n ú m e r o atômico ao cubo, a prata (Z = 45) na
emulsão do filme absorve radiações abaixo de 150 k e V fortemente por este processo.
C o m o a maioria dos feixes clínicos contém um c o m p o n e n t e espalhador de fótons de
baixa energia, a correlação entre DO e dose se torna tênue. A l é m disso, o filme sofre
vários erros potenciais tais c o m o m u d a n ç a s
diferenças
nas condições de
processamento,
nas e m u l s õ e s interfilmes e artefatos c a u s a d o s por ar junto ao filme
embalado. Por estas razões, a dosimetria absoluta c o m filme é impraticável, no
entanto, ele é muito usado para observar c a m p o s de radiação, coincidência de c a m p o
radioativo c o m luminoso, planura de c a m p o e simetria e, t a m b é m , para obtenção
rápida de d a d o s sobre a distribuição da radiação.
C-3- M O S F E T
7 4
8 6 8 7
1 3 9 - 1 4 1
O principio básico do transistor de efeito de c a m p o
meta-óxido-semícondutor,
M O S F E T , ou s i m p l e s m e n t e M O S , foi proposto e patenteado por e m 1928 por
Lilienfeld. A realização física do transistor M O S não foi possível na é p o c a devido a
limitação tecnológica. A limitação tecnológica da é p o c a
refere-se a falta de
controle e alta d e n s i d a d e de estados e cargas de superfície do semicondutor.
Esta alta d e n s i d a d e
de e s t a d o s de superfície
produzia
uma
blindagem
do
semicondutor, impedindo assim uma modulação da densidade de portadores,
portanto, da condutância entre os contatos de fonte e dreno, pela tensão de porta.
A p e n a s e m 1960 obteve-se sucesso na fabricação do transistor M O S , na Bell
Labs por D. H a h n g e M. Atalla. O d e s e n h o e s q u e m á t i c o d o transistor M O S tipo
n M O S (substrato p) é m o s t r a d o na FIG. C.2. O transistor M O S é u m dispositivo de
4 terminais, sendo estes: fonte, dreno, porta e substrato. O transistor p M O S é
complementar ao n M O S , ou seja é formado por substrato tipo n e regiões de fonte
e dreno tipo p.
159
APÉNDICE C
Física dos Dosímetros e Detectores
i< iii.'
FIGURA
C.2 -
Esquema
da estrutura
moderna
do transistor
MOSFET
em
perspectiva, corte e m s e c ç ã o transversal e o símbolo do transistor nMOS^^V
Variando a t e n s ã o V Q (porta), variam os d i a g r a m a s de banda, de densidades de
cargas, de c a m p o elétrico e de potencial elétrico n u m eixo perpendicular à
superficie, isto é o efeito do c a m p o elétrico ou da t e n s ã o aplicada a uma porta de
um capacitor M O S . A análise deste f e n ô m e n o resultou na d e t e r m i n a ç ã o da tensão
limiar clássica da estrutura M O S definida c o m o a condição o n d e o potencial de
superficie, <Ps, torna-se de valor igual a d u a s vezes o potencial de Fermi, (PF, O U
seja, considerando substrato tipo p temos^'*^
^ , = !</,,
e m q u e </>, = — In
(3)
A'
(4)
(5)
160
APFNDICF, C
Física dos Dosímelros o Dclcclurcs
onde
kT/q é a t e n s ã o térmica; q é a carga no semicondutor; N A é a concentração de
dopantes (lado p); ni é a concentração de elétrons na superfície;
F
é a tensão de limiar de inversão forte;
F,., é a tensão de porta (do inglês flat
band);
y , n = - ~
+ ^us
(6)
O,, = carga efetiva de interface SÍO2-SÍ, por unidade de área.
O „ = diferença de função trabalho entre o metal e o semicondutor.
(',, = "
= capacitancia de placas paralelas do dielétrico de porta por unidade de
área.
Estes conceitos constituem os f u n d a m e n t o s para o entendimento do transistor
MOSFET.
U m diagrama e s q u e m á t i c o de um detector M O S F E T atual, c o m suas dimensões,
é mostrado na FIG. C.3.
Ponsí
Aiunün.c
e n c a p a . , ací^o
Ifim
300\\m
F I G U R A C.3 -
Diagrama esquemático de um M O S F E T . O sinal de tensão é
medido entre o substrato Si e a porta^'*.
De u m m o d o simplificado o M O S F E T mostrado na FIG. 0 . 3 é u m M O S F E T canal
P que é construído sobre u m silício (tipo-n) d o p a d o negativamente. Q u a n d o uma
tensão negativa suficientemente grande é aplicada na porta de polisilício um
número significante de buracos (carregadores minoritários) serão atraídos para a
161
APÉNDICE C
Física dos Dosímetros c Delectores
superficie de óxido/silicio de a m b a s regiões: substrato de silicio, fonte e dreno.
Um canal de c o n d u ç ã o é formado q u a n d o
uma concentração suficiente
de
buracos se a c u m u l a r a m nestas regiões, permitindo q u e uma corrente flua entre a
fonte e o dreno (Ids)- A tensão necessária para iniciar o fluxo de corrente é
conhecida c o m o a t e n s ã o de limiar do e q u i p a m e n t o
(VTH).
Q u a n d o u m detector M O S F E T é irradiado, pares elétrons-buracos são gerados
dentro
do
dióxido
de
silicio
(SÍO2)
pela
radiação
incidente.
Elétrons,
cuja
mobilidade no SÍO2 à temperatura ambiente é a p r o x i m a d a m e n t e 4 vezes maior
que a dos buracos, se m o v e m rapidamente para fora do eletrodo porta enquanto
os buracos se m o v e m estocasticamente na direção da interface SÍ/SÍO2 o n d e eles
ficam armadilhados por longos períodos c a u s a n d o u m a m u d a n ç a na tensão limiar
negativa ( D V T H ) q u e pode persistir por anos. A diferença de m u d a n ç a na tensão
antes e depois da e x p o s i ç ã o pode ser medida e é proporcional à dose.
Na FIG. C.4 está representado o M O S F E T após ser submetido à irradiação c o m
os buracos a r m a d i l h a d o s no substrato de Si e a f o r m a ç ã o da corrente entre a
fonte e o dreno.
Alumínio
Fonte
o
Substrato Si
tipo n
Dreno
Potta
1
Q
o'"
a.
f
tncapsuiaçáo
.'i..;if
jOC.Jti
Substrato
ex vidro
FIGURA C.4 -
S e c ç ã o transversal do M O S F E T c o m os buracos (em laranja)
armadilhados no substrato de Si e a formação da corrente entre a fonte e o dreno
representado pela seta e m preto.
O porta bias durante a irradiação determina a sensitividade do detector e após a
irradiação ela é necessária para manter a corrente constante. O porta bias e a
leitora do M O S F E T são m o s t r a d o s na F I G U R A C.5.
162
APÊNDICE C
Física dos Dosímetros e Detectores
F I G U R A C.5 - Leitora e porta bias de um conjunto de 5 detectores tipo M O S F E T .
Em
termos
dosimétricos,
os
transistores
de
efeito
de
campo
metal-óxido-
semicondutor ou M O S F E T são os mais recentes dosímetros desenvolvidos para
dosimetria in-vivo. Eles t ê m sido incluídos na prática clínica fiá uns seis anos. Eles
são uma substituição eletrônica para os T L D s , c o m t a m a n h o s semelhantes e a
vantagem de ter m e n o s correções que os diodos. O dosímetro é composto por
silício geralmente no t a m a n h o 1 m m x 1 m m c o m u m a área ativa de 0,2 m m x
0,2
mm.
A
radiação
absorvida
por
um
MOSFET
resulta
uma
mudança
permanente na tensão de limiar devido a carga gerada pela radiação armadilhada
no óxido de porta. Esta m u d a n ç a na tensão é proporcional a dose absorvida. É
um dosímetro de integração verdadeiro. Na prática, o instrumento de leitura
eletrônico m e d e a tensão de limiar do M O S F E T antes e depois da irradiação e a
variação é calculada
pelo
instrumento e mostrado
em
cGy. O M O S F E T
é
independente da D F S , ângulo de incidência da radiação e energia, por isso sua
vantagem sobre o díodo.
C-4- D O S Í M E T R O S T E R M O L U M I N E S C E N T E S
142-146
C - 4 - 1 - O p r o c e s s o de t e r m o l u m i n e s c ê n c i a - TL
Os materiais inorgânicos cintíladores q u a n d o expostos á radiação ionizante
emitem luz na forma de fluorescência instantânea. Os fótons de cintilação são
emitidos q u a n d o o s pares de elétron-lacuna, que f o r a m criados pela radiação
incidente,
se
recombinam
no
local
ativador.
Estes
materiais
são
mantidos
163
APÊNDICE C
_ _ F í s i c a dos Dosímetros e Detectores
propositalmente
livres
de
outras
impurezas
e
defeitos
para
maximizar
o
rendimento de e m i s s ã o instantânea de luz de cintilação.
Uma classe diferente de cristais inorgânicos, conhecida c o m o dosímetros
termoluminescentes (TLDs), é baseada e m um processo oposto. Em vez de
promover
a
recombinação
rápida
de
pares
de
elétron-lacuna,
são
usados
materiais c o m altas concentrações de armadilhas dentro do banda proibida. C o m o
ilustrado na F I G . C.6, o processo desejado é tal que os elétrons são elevados da
banda de valência para a de c o n d u ç ã o pela radiação incidente, mas são então
capturados e m u m a d a s armadilhas. Se a distância entre o nível de energia da
armadilha e a
b a n d a de condução for suficientemente grande, há apenas uma
pequena probabilidade por unidade de t e m p o , e m temperaturas normais, que o
elétron escape da armadilha, sendo excitado t é r m i c a m e n t e à banda de condução.
Então, a e x p o s i ç ã o de u m material à uma fonte contínua de radiação, embora não
resultando e m u m rendimento significante de luz de cintilação, conduz à um
aumento progressiva de elétrons aprisionados.
A s lacunas t a m b é m p o d e m ser aprisionadas e m u m processo análogo.
Uma lacuna original criada pela radiação incidente, pode migrar pelo cristal até
alcançar u m a armadilha de lacuna com uma energia um pouco maior que a do
limite da banda d e valência. Se esta diferença de energia for suficientemente
grande, a lacuna não migrará mais adiante e é então presa e m uma determinada
posição, a m e n o s q u e seja adicionada energia térmica
ao cristal. U m a amostra
de material TL funcionará então c o m o um detector integrativo, no qual o nijmero
de elétrons e lacunas aprisionados é u m a m e d i d a do número de pares de elétronlacuna f o r m a d o s pela exposição á radiação.
Depois d o período de exposição, as armadilhas
p o d e m ser
medidas
t a m b é m pelo processo ilustrado na FIG. C.6. A amostra de material TL é colocada
em
uma
base
aquecida,
ou
então
a
própria
amostra
é
aquecida,
e
sua
temperatura é elevada gradualmente. E m u m a temperatura que é determinada
pelo nível de energia da armadilha, os elétrons aprisionados p o d e m absorver
energia térmica suficiente, de forma que eles são re-excitados de volta á banda de
condução. A s s u m i n d o q u e esta temperatura seja mais baixa que a necessária
para as lacunas aprisionadas, os elétron liberados m i g r a m então para próximo ás
lacunas aprisionadas o n d e eles p o d e m se recombinar c o m a emissão de um
fóton. Alternativamente, se as lacunas são libertadas a uma temperatura mais
164
APÉNDICE C
Físiea d e s Dosímetros e Detectores
baixa, elas p o d e m migrar para um elétron aprisionado e a recombinação deles
t a m b é m resulta e m u m fóton emitido. Em a m b o s os casos, se a diferença de
energía for a p r o x i m a d a m e n t e 3 ou 4 eV, os fótons emitidos estão na região visível
e são a base do sinal TL. Idealmente, um fóton é emitido por armadilha. Então, o
número total de fótons emitidos pode ser usado c o m o uma indicação do número
original de pares de elétron-lacuna criados pela radiação.
Banda
de
condução
>•
a r m a d i lha
de e l é t r o n s
armadilha
de lacunas
O
Banda
de
valência
B a n d a de
Banda
de
condução
valência
transições que
correspondem à
e m i s s õ e s de f ó t o n s
termoluminescentes
F I G U R A C.6 - O diagrama superior representa a formação de um par de elétronlacuna e m u m material TL, conduzindo a uma população de armadilhas de lacuna
e
de
elétrons.
O
diagrama
inferior
ilustra
os
dois
modos
possíveis
de
recombinação q u a n d o a temperatura é elevada, conduzindo à emissão de um
fóton de termoluminescência
143
O sinal T L é obtido usando u m sistema a q u e c e d o r no qual a amostra pode
ser aquecida até temperaturas da o r d e m de 300 a 4 0 0 ° C , a quantidade de luz
emitida é c a p t a d a
por um tubo
fotomultiplicador.
O rendimento fotônico é
165
APÉNDICE C
Física dos-Dosímetros e Detectores
registrado c o m o u m a função da temperatura da amostra e m u m a curva de
intensidade d o tipo mostrada na FIG. C.7. O sinal básico relacionado à exposição
de radiação é o n ú m e r o total de fótons emitidos, ou a área abaixo da curva de
intensidade. Se a amostra é aquecida a u m a temperatura relativamente alta,
todas as armadilhas são esvaziadas e a exposição registrada na amostra é igual a
zero. Os materiais TL têm uma vantagem prática de reciclabilidade, e uma única
amostra p o d e ser usada muitas vezes.
(D
"C
1CK1
300
200
Temperatura
400
("C)
F I G U R A C.7 - Curvas típicas de intensidade de termoluminescência normalizadas
à m e s m a intensidade m á x i m a . Os materiais são A- CaS04:Mn;
D- CaF2.Mn.
B- LiF; C- CaF2; e
A s características destas curvas d e p e n d e r ã o dos procedimentos
de tratamento térmico, nível de exposição de radiação, taxa de aquecimento
durante o estágio de leitura^'*'*.
C-4-2- Materiais T e r m o l u m i n e s c e n t e s
Alguns
materiais
populares
consistem
de
cristais
aos
quais
uma
concentração p e q u e n a de impureza foi acrescentada c o m o um ativador (por
exemplo, CaSOA.Mn,
onde M a n g a n ê s é o ativador). Outros não requerem a
166
APÉNDICE C
-
Física dos Dosímeties e Detectores
adição de u m ativador, o n d e a s armadíllias são criadas pelas impurezas inerentes
e defeitos no cristal. Na escolha d e materiais T L t e m q u e se levar e m conta a
profundidade da armadilha e n ú m e r o atômico do material. Se a energía que nivela
as armadilhas é muito próxima do limite do banda proibida (como no
CaS04:Mn),
o n ú m e r o de armadilhas por unidade de exposição p o d e ser muito grande. Então,
este material pode ser fabricado c o m uma tal sensibilidade de exposição tão baixa
quanto 0,2 pGy. A s armadilhas rasas são até m e s m o u m pouco instáveis à
temperaturas ambientes e, então, o material mostrará u m d e c a i m e n t o térmico do
sinal
de
considerável, p o d e n d o perder até 8 5 % das cargas armadilhadas ao longo
alguns
CaS04:Dy
dias.
Entretanto,
outros
materiais
como
CaF2:Mn
, LiF:MgJi
e
c o m armadilhas u m pouco mais profundas, são mais indicados para
exposições a longo prazo, e m b o r a a sensibilidade deles seja várias ordens de
magnitude menor. A curva de emissão de diferentes materiais é mostrado na
FIG. C.7.
De todos os materiais T L , o LiFMgJi
(TLD-100) se tornou o mais popular
devido ao seu d e c a i m e n t o térmico quase desprezível à temperatura ambiente e
seu número atômico efetivo baixo, que não difere muito do ar ou do tecido
humano. A energia depositada no LiF é, portanto, c o m p a r á v e l a u m a exposição
de raios g a m a ou de dose equivalente sobre u m a grande variedade de energia
dos g a m a s . Para materiais T L c o m número atômico mais alto, as probabilidades
de interação fotoelétricas intrínsecas ampliam a resposta para raios-x de baixa
energia, ou raios g a m a .
Na FIG. C.8, a resposta relativa para 2,58 x IO"'* C/kg de exposição de
radiação g a m a é registrada para vários materiais T L diferentes. Só a curva para o
LiF p e r m a n e c e razoavelmente constante sobre a variação d e energia dos fótons.
Pastilhas p e q u e n a s de LiF entraram assim e m uso popular c o m o dosímetros
pessoais. Estes tipos de T L D estão substituindo crachás de filmes fotográficos
gradualmente e m muitas situações, porque as e x p o s i ç õ e s p o d e m ser medidas
diretamente pelo usuário s e m a necessidade de revelação fotográfica do filme, e
os dosímetros p o d e m ser usados de novo muitas vezes q u a n d o tratados à
temperaturas a d e q u a d a s .
Devido á g r a n d e variedade entre amostras e m é t o d o s de aquecimento, os
valores
absolutos
da
dose
de
radiação,
normalmente,
são
determinados
167
APÉNDICE C
-Física dos-Dosímetios e-Detectores
s u b m e t e n d o uma amostra a uma exposição de raios g a m a conhecida. O limite
mínimo de
d e t e c ç ã o d o LiF (TLD-100) é a p r o x i m a d a m e n t e 100 pGy, e os sinais
p e r m a n e s c e m lineares c o m a dose até a p r o x i m a d a m e n t e 10 Gy. Para doses mais
altas, o material apresenta u m aumento da não-linearidade da resposta por
unidade de e x p o s i ç ã o , u m comportamento conhecido c o m o supralíneandade.
Devido ao fato de q u e o Litio natural contém 7 , 4 % ^L/, detectores T L feitos
de LiF serão t a m b é m sensíveis a nêutrons lentos através da reação (n,a).
Esta
resposta pode ser a u m e n t a d a usando Litio enriquecido e m ^Li, ou supnmida
usando Litio que consiste completamente do isótopo '^Li. Detectores TL sensíveis
a nêutrons rápidos t a m b é m foram fabricados cobrindo a s amostras c o m um
material c o m o
AI2O3
c o m polietileno.
T—I
I 1 M [
1
1—I—I
rrrr]
1
1—1—1
r
fît
H
16
15',
14 ^.
(Z
13 J
Ca Fj :Mn
Normalizado p /
ta
0.01
1.0
L,
1,0
Eneixjia
efetiva
(MeV)
i
I
l
12
g
0
N
.3
9
^
8
I
6
"
5
I
3
%
1
-
—
1 I I i„ 11
10
F I G U R A C.8 - V a r i a ç ã o da resposta TL do LiF e m f u n ç ã o da energia da radiação
g a m a por 2,58 x IO"'* C/kg. A s curvas são calculadas apartir da probabilidade de
interação do raio g a m a , a s s u m i n d o uma resposta constante por unidade de dose
absorvida no material T L . (o) são medidas experimentais para CaF2:Mn,
(+) são
medidas para LiF
168
APÊNDICE C_
Física dos Dosi"mcti-os e Detectores
C-4-3- Leitores t e r m o l u m i n e s c e n t e s
A FIG. C.9 ilustra e s q u e m a t i c a m e n t e a instrumentação de leitora de TLD,
geralmente
utilizada
termoluminescente
é
em
medidas
colocado
para
numa
fins
de
prancfieta
pesquisa^"^.
ou
placa
que
O
é
material
aquecida
intensamente. E m alguns casos, o aquecimento é à gás ou radiofreqüência.
Os dosímetros termoluminescentes são n o r m a l m e n t e aquecidos e m uma
atmosfera de g á s N2 inerte durante a leitura. A temperatura da prancheta é
controlada através de um termostato e m contato c o m a sua superfície. A luz
emitida pelo fósforo atravessa um sistema óptico que é constituído de lentes
coletoras e u m filtro infra-vermelho q u e focaliza a luz no fotocatodo de uma
fotomultiplícadora.
Na técnica de c o n t a g e m dos fótons, o pulso da fotomultiplícadora (devido a
interação ijnica do fóton emitido pelo T L D c o m o fotocatodo) é amplificado uma
vez mais e é conduzido ao discriminador (para eliminar pulsos devido ao ruído)
antes de ser analizado
por um analizador multicanal. A curva de
emissão
(contagem do n ú m e r o de fótons do T L D e m f u n ç ã o do tempo) é transferida para
um contador para sua análise. Na técnica mais c o m u m (integração de carga) a
corrente de saída da fotomultiplícadora (proporcional a quantidade de luz que
atinge o fotocatodo) é amplificada, conduzida a um integrador e registrada.
169
,
•
",'
lOPf^
Física dos Dosímetros e Detectores
APÉNDICE C
ampli£ icador
discriminador
analisador
multicanal
Multímetro
Digital
sist .
óptico
- dosímetro
- f x
prancheta
controle
de
aquec i men t o
F I G U R A C.9 - E s q u e m a de u m a leitora de T L D s
136
170
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