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Expediente

DiretoriaPresidenteEdmário Antônio Guimarães Costa

Vice-PresidenteIlo de Souza Baptista

Secretário GeralLuiz Flávio Kalil Telles

TesoureiraJosemilson de Menezes Bispo

Diretorias setoriaisDiretoria da Área de Medicina NuclearDaniel Coiro da Silva

Diretoria da Área de Radiologia DiagnósticaRenato Dimenstein

Diretoria da Área de RadioterapiaAluísio José de Castro Neto

Secretários regionaisRegião SulMarcus Vinicius Bortolloto

Região Centro-SudesteRoberto Salomon de Souza

Região Norte-NordesteFrancisco Luciano Viana

A Revista Brasileira de Física Médica (RBFM) é uma publicação editada pela Associação Brasileira de Física Médica. Criada em 2005, tem como objetivo publicar trabalhos originais nas áreas de Radioterapia, Medicina Nuclear, Radiologia Diagnóstica, Proteção Radiológica e Dosimetria das Radiações, incluindo modalidades correlatas de diagnóstico e terapia com radiações ionizantes e não-ionizantes, além de Ensino e Instrumentação em Física Médica.

Os conceitos e opiniões emitidos nos artigos são de inteira responsabilidade de seus autores. É permitida a reprodução total ou parcial dos artigos, desde que mencionada a fonte e mediante permissão expressa da RBFM.

www.abfm.org.br/rbfm - [email protected]

Editor CientíficoMarcelo Baptista de Freitas – Universidade Federal de São Paulo (UNIFESP)

Editores AssociadosAna Maria Marques da Silva – Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul (PUCRS)Denise Yanikian Nersissian – Instituto de Física da Universidade de São Paulo (IFUSP)Lorena Pozzo – Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN-CNEN)Patrícia Nicolucci - Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo (FFCLRP/USP)

Corpo editoral

Adilton de Oliveira Carneiro Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo (FFCLRP/USP)

Alessandro André Mazzola Hospital Moinhos de Vento, Porto Alegre (RS)

Alessandro Martins da Costa Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo (FFCLRP/USP)

Alexandre Bacelar Hospital de Clínicas de Porto Alegre (RS)

Caridad Borrás School of Medicine and Health Sciences, Washington University, USA

Carla Rachel Ono Centro de Medicina Nuclear do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo (HC-FMUSP)

Carlos Eduardo de Almeida Universidade Estadual do Rio de Janeiro (UERJ)

Carlos Malamut Centro de Desenvolvimento de Tecnologia Nuclear, Comissão Nacional de Energia Nuclear de Minas gerais (CDTN/CNEN-MG)

Cecil Chow Robilotta Instituto de Física da Universidade de São Paulo (USP)

Cecília Kalil Haddad Hospital Sírio Libanês, São Paulo (SP)

Cláudio Hissao Sibata East Carolina University, USA

Cleber Nogueira de Souza TomoTherapy Incorporated, USA

Dráulio Barros de Araujo Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo (FFCLRP/USP)

Edmário A.G. Costa Radioterapia do Hospital São Rafael, Salvador (BA)

Elisabeth Mateus Yoshimura Instituto de Física da Universidade de São Paulo (USP)

Emico Okuno Instituto de Física da Universidade de São Paulo (USP)

Gabriela Hoff Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul (PUCRS)

Gian-Maria A.A. Sordi Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares, Comissão Nacional de Energia Nuclear de São Paulo (IPEN/CNEN-SP)

Helen Jamil Khoury Universidade Federal de Pernambuco (UFPE)

Helvécio Correa Mota East Carolina University, USA

Homero Lavieri Martins Hospital A.C. Camargo, São Paulo (SP)

José Carlos da Cruz Hospital Israelita Albert Einstein, São Paulo (SP)

José Willegaignon de Amorim de Carvalho Centro de Medicina Nuclear (HC-FMUSP)

Laura Furnari Beneficência Portuguesa, São Paulo (SP)

Laura Natal Rodrigues Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares, Comissão Nacional de Energia Nuclear de São Paulo (IPEN/CNEN-SP)

Letícia Lucente Campos Rodrigues Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares, Comissão Nacional de Energia Nuclear de São Paulo (IPEN/CNEN-SP)

Linda Viola Ehlin Caldas Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares, Comissão Nacional de Energia Nuclear de São Paulo (IPEN/CNEN-SP)

Luiz Antonio Ribeiro da Rosa Instituto de Radioproteção e Dosimetria, Comissão Nacional de Energia Nuclear do Rio de Janeiro (IRD/CNEN-RJ)

Maria Inês Calil Cury Guimarães Centro de Medicina Nuclear do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo (HC-FMUSP)

Martha Aurélia Aldred Instituto de Física da Universidade de São Paulo (USP)

Martin Eduardo Poletti Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo (FFCLRP/USP)

Michael Stabin Vanderbilt University, USA

Oswaldo Baffa Filho Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo (FFCLRP/USP)

Paulo Roberto Costa Instituto de Física da Universidade de São Paulo (USP)

Regina Bitelli Medeiros Universidade Federal de São Paulo (UNIFESP)

Ricardo Tadeu Lopes Instituto Alberto Luiz Coimbra de Pós-Graduação e Pesquisa de Engenharia, Universidade Federal do Rio de Janeiro (COPPE/UFRJ)

Simone Kodlulovich Dias Universidade Federal do Rio de Janeiro (UFRJ)

Tânia Aparecida Correia Furquim Instituto de Física da Universidade de São Paulo (USP)

Teógenes Augusto da Silva Centro de Desenvolvimento de Tecnologia Nuclear, Comissão Nacional de Energia Nuclear de Minas Gerais (CDTN/CNEN-MG)

Thomaz Ghilardi Netto Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo (FMRP/USP)

Walter Siqueira Paes Serviço de Engenharia de Segurança e Medicina do Trabalho da Universidade de São Paulo (USP)

Conselho editorial

EndereçoRua Brigadeiro Galvão, 262Barra Funda CEP 01151-000São Paulo (SP), Brasilwww.abfm.org.br - [email protected]

Rua Bela Cintra, 178, Cerqueira CésarSão Paulo/SP - CEP 01415-000

Tel.: 55 11 2978-6686www.zeppelini.com.br

Uma empresa do Grupo ZP

PRODUÇÃO EDITORIAL

Associação Brasileira de Física Médica®

Editorial1 Radiological emergencies and the medical physicist

William R. Hendee

Artigos Originais3 Avaliação das ferramentas de controle da qualidade para pacientes submetidos ao IMRT

Evaluation of quality control tools for patients submitted to IMRTMilton Lavor, Laura N. Rodrigues e Marco A. Silva

9 Caracterização dosimétrica de um detector matricial bidimensional comercialDosimetric characterization of a commercial two-dimensional array detectorBruno L. Gialluisi, Gabriela R. dos Santos, Camila P. de Sales, Guilherme R. A. Resende, Angela B. Habitzreuter e Laura N. Rodrigues

15 Utilização do Software 3DVH como método complementar de avaliação de pré-tratamento de IMRTUse of the 3DVH Software as a complementary method of IMRT pretreatment evaluationJessé G. P. Lyra, Fábio F. Bruning, Melissa Funchal, Hugo V. Toledo, Pricila Bornatto e Tatiane C. O. Fernandes

19 Análise quantitativa dos resultados de testes de controle de qualidade em aceleradores lineares usados em radioterapiaQuantitative analysis of results of quality control tests in linear accelerators used in radiotherapyBruno M. Pássaro, Heber S. Videira e Laura N. Rodrigues,

25 Verificação da eficácia da blindagem de água borada construída para um acelerador cíclotron do tipo autoblindadoVerification of effectiveness of borated water shield for a cyclotron type self-shieldedHeber S. Videira,, Bruno M. Pássaro, Guilherme M. Burkhardt, Ronielly S. Santos, Julia A. Gonzalez, Josefina Santos, Maria I. C. C. Guimarães e Marcelo K. Lenzi

Resenha de Dissertação31 Gel Dosímetro tipo Bang-1: aplicação em planejamentos de tratamento por radioterapia

e avaliação qualitativa através de imagens obtidas em ressonância magnéticaGel Dosimeter type Bang-1: application in treatment planning for radiotherapy and qualitative evaluation obtained through magnetic resonance imagingJoão H. Hamann e Carlos M. G. S. Cruz

Sumário

Editorial

Associação Brasileira de Física Médica® 1

The widespread damage and loss of life caused by the March 11th earthquake-generated tsunami in Japan, and the resulting emergency at the Fukushima – Daiichi nuclear power facility, raise once again the question of the role of knowledgeable civilians in responding to public health emergencies. In the case of a radiological emergency, medical physicists are among the more knowledgeable individuals in the private sector with regard to several relevant issues including radiation exposures and risks, radioactive contamination, and the fear of radiation that makes management of a radiological emergency so difficult. The challenges for medical physicists are to know the consequences of radia-tion exposure and radioactive contamination, to separate fantasy from fact in dealing with these consequences, and to address the consequences in a manner that instills confidence rather than fear in those who are less knowledge-able. All medical physicists should be knowledgeable about radiological emergencies and prepared to respond to an emergency if one occurs in their vicinity.

Four types of radiological emergency would potentially expose a large number of people to high amounts of ra-diation and require an emergency response that involves medical physicists. These types of events are: (1) the de-tonation of a nuclear weapon or improvised nuclear device, with an impact on the order of the Hiroshima and Nagasaki nuclear bombs, or possibly larger; (2) a crisis at a nuclear power plant, including a possible core meltdo-wn and the release of radioactive contamination, such as is possible at the Fukushima - Daiichi nuclear complex; (3) activation of an explosive radiological dispersal device, sometimes termed a “dirty bomb”; and (4) placement of a hidden radioactive source in a highly-populated area where many people could be exposed to substantial doses of radiation. Somewhat less threatening but still of major concern is a transportation accident involving a cargo with high levels of radioactivity. One or more of these events is conceivable anywhere in the world. In the case of one occur, medical physicists in the vicinity will be recruited as experts in the management of the after-effects of the event, including the possible exposure of many individuals to radiation and/or radioactive contamination. The ques-tion every medical physicist should ask is: “How prepared am I to respond if called upon to help in the management of a radiological emergency?”.

There are several information sources that a medical physicist can access to expand his/her preparedness for a radiological emergency. A good place to start is a recent article published in Radiology entitled “Medical response to a radiological emergency: a primer for medical and public health practitioners”1. This article has been posted for unrestricted access on Radiology’s home page2. In addition to an extensive reference list, the article has a section entitled “Additional radiological emergency response information and resources”. This article is not sufficient to prepare a medical physicist completely to respond to a radiological emergency, but it is a good introduction or refresher to what the physicist needs to know. Several other excellent sources of information exists, including publi-cations of the International Atomic Energy Agency3. Organizations such as the American Association of Physicists in Medicine may wish to offer educational sessions at their annual meetings on preparing medical physicists to respond to radiological emergencies.

In the United States, an excellent education and training resource for learning how to respond to public health emer-gencies, including radiological events, is the Medical Reserve Corps (MRC)4. The MRC is a volunteer organization that is sponsored by the Office of the US Surgeon General (OSG) and it states that its mission “is to engage volunteers to strengthen public health, emergency response and community resiliency”. MRC regional units are community-based and provide a way to locally organize and act with volunteers who donate their time and expertise to prepare for and respond to emergencies, including radiological events. MRC volunteers supplement existing emergency and public health resources, and include physicians, nurses, pharmacists, dentists, veterinarians and epidemiologists, among others. A few medical physicists participate in the MRC, but many more are needed. Individuals participating in the MRC receive extensive training in emergency response and are credentialed to help mount an effective response to a public health emergency. The training includes not only on-site immediate and triaging activities, but also efficient

Radiological emergencies and the medical physicist

Revista Brasileira de Física Médica.2013;7(1):1-2.

2 Revista Brasileira de Física Médica.2013;7(1):1-2.

Hendee, WR

management of victims during transport and initial medical care. Volunteers participate in training exercises and res-ponse planning for public health emergencies of various types. Some other countries may have similar opportunities for volunteers concerned about public health emergencies.

Medical physicists are committed to maintaining the safety of patients in their facilities, but their responsibilities extend beyond their facilities and into their communities. For the latter, knowledge of the challenges of a radiological emergency and how to respond to them is an essential component of the medical physicist’s knowledge and training.

Acknowledgements

The author thanks Drs. Andrew Karellas, David Rogers and Anthony Wolbarst for their helpful comments.

William R. HendeeEditor of the Medical Physics Journal

(Published in Med Phys. 2011;38(5):2311 - Authorized by personal communication)

References

1. Wolbarst AB, Wiley AL, Jr, Nemhauser JB, Christensen DM, Hendee WR. Medical response to a major radiologic emergency: A primer for medical and public health practitioners. Radiology. 2010;254(3):660-77.

2. Radiology [homepage on the Internet]. [cited 2011 March 28]. Available from: http://radiology.rsna.org 3. International Atomic Energy Agency [homepage on the Internet]. [cited 2011 March 28]. Available from: http://www.iaea.org 4. Medical Reserve Corps [homepage on the Internet]. [cited 2011 March 28]. Available from: http://www.medicalreservecorps.gov

Artigo Original


Introdução

A técnica de radioterapia de intensidade modulada (IMRT) é uma evolução da radioterapia conformacional tridimen-sional (3D-CRT) por ser capaz de modular o feixe de trata-mento, oferecendo assim uma intensidade maior de dose

Avaliação das ferramentas de controle da qualidade para pacientes submetidos ao IMRT

Evaluation of quality control tools for patients submitted to IMRT

Milton Lavor, Laura N. Rodrigues e Marco A. Silva

Serviço de Radioterapia do Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil.

ResumoAtualmente, a radioterapia de intensidade modulada (IMRT) está sendo implementada em um número crescente de centros no Brasil. Consequentemente, muitas instituições apresentam dificuldade em executar um programa de controle da qualidade antes e durante a execução do IMRT na prática clínica. Este trabalho propõe uma metodologia de controle da qualidade e apresenta os resultados e avaliações dos dados obtidos a partir da metodologia proposta. Uma câmara de ionização e um detector bidimensional foram utilizados para avaliar a dose absoluta total de todos os campos de um planejamento de IMRT. A distribuição de dose relativa total de todos os campos foi medida com filmes radiocrômicos e um detector bidimensional em um objeto simulador. Uma comparação entre as distribuições de dose medidas e calculadas foi realizada usando o método do valor gama, avaliando o percentual de pontos que satisfazem os critérios de diferença dose de ±3% e distância de concordância de ±3 mm. Com o resultado e análise da dosimetria absoluta de 113 feixes de IMRT medidos com uma câmara de ionização e 81 feixes usando o detector bidimensional, foi proposto um nível de ação de cerca de ±5% em relação ao sistema de planejamento e de tratamento para a verificação da dose em um único ponto na região de baixo gradiente de dose. A análise das medições com o detector bidimensional mostrou que o valor da função gama foi <1 para 97,7% dos dados e para o filme o valor da função gama foi <1 para 96,6% dos dados. Com este trabalho, pode-se estabelecer os níveis de ação requeridos para o programa de controle da qualidade proposto e implementado no Serviço de Radioterapia - Hospital das Clínicas de São Paulo que permite uma entrega exata de dose em IMRT sliding-window com um colimador micro multilâminas.

Palavras-chave: radioterapia de intensidade modulada, dosimetria, controle de qualidade.

AbstractIntensity modulated radiation therapy (IMRT) is currently being implemented in a rapidly growing number of centers in Brazil. As consequence many institutions are now facing the problem of performing a comprehensive quality control program before and during the implementation of IMRT in the clinical practice. This paper proposes a methodology for quality control and presents the results and evaluations of the data obtained from the proposed methodology. Ionization chamber and two-dimensional array detector were performed in IMRT treatment planning in order to assess the absolute value of the total dose of all fields. The relative total dose distribution of all fields was measured with a radiochromic film and a two-dimensional array in a phantom. A comparison between measured and calculated dose distributions was performed using the gamma-index method, assessing the percentage of points that meet the criteria of ±3% dose difference and ±3mm distance to agreement. As a result and review of 113 tested IMRT beams using ionization chamber and 81 using two-dimensional array, the proposal was to take an action level of about ±5% compared to the treatment planning systems and measurements, for the verification of the dose in a single point at the low gradient dose region. Analysis of the two-dimensional array measurements showed that the gamma value was <1 for 97.7% of the data and for the film the gamma value was <1 for 96.6% of the data. This work can establish action levels required for quality control program proposed and implemented in the Department of Radiotherapy - Hospital das Clinicas in Sao Paulo that allows an accurate delivery of dose in “sliding-window” IMRT with micro multileaf collimator.

Keywords: radiotherapy, intensity-modulated, dosimetry, quality control.

na área de interesse e poupando áreas onde esta intensi-dade não é desejada; ou seja, próxima aos órgãos de risco. Com isto, consegue-se irradiar tumores bastante irregula-res e, sobretudo, côncavos, sem causar excessiva expo-sição à radiação dos tecidos normais adjacentes. Existem dois métodos para a entrega de IMRT: o modo dinâmico

Autor correspondente: Milton Lavor – Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – Radioterapia – Avenida Doutor Eneas de Carvalho Aguiar, 255 – CEP: 05403-001 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]



Lavor M, Rodrigues LN, Silva MA

“sliding-window”; e o modo estático step-and-shoot, utili-zando colimador multilâminas (MLC)1-3.

Devido à maior complexidade da técnica de IMRT, sua aplicação clínica requer um controle de qualidade espe-cífico para cada paciente submetido a este tratamento. Após a aprovação do plano de tratamento, o mesmo deve ser verificado por um controle de qualidade, no qual são verificadas as distribuições de doses que deverão ser ad-ministradas ao paciente4-6.

O valor gama4 permite a comparação de uma distribui-ção de dose absorvida calculada com a distribuição de dose absorvida medida a partir de uma avaliação de quão perto a distribuição calculada corresponde com a distribuição medida. O valor gama aumenta com o aumento da distân-cia de concordância e da diferença de dose entre os valores medidos e calculados. Pode-se imaginar um plano de pon-tos calculados (rc) que também contém pontos medidos (rm), no qual é plotada uma superfície de diferença dose ab-sorvida δ(rm,rc)

4. A Figura 1 apresenta um elipsóide centrado em rm, com eixo de maior comprimento em distância de concordância (∆dM) e menor em diferença de dose (∆DM), em que o valor gama (P) <1 de acordo com a equação ao lado. Se o ponto se enquadra no critério da elipse (resultado da equação menor que 1), ele é “aprovado”7,8.

Este trabalho tem por objetivo propor e avaliar uma metodologia para o controle da qualidade do tratamento a ser posteriormente aplicado no paciente. Também foram estabelecidos os níveis de ação requeridos baseados nos

limites estabelecidos pelo programa de controle de qua-lidade proposto, avaliadas as ferramentas dosimétricas mais adequadas para este fim e investigados os fatores que possam influenciar o controle da qualidade de acordo com ESTRO Booklet Nº 93 e ICRU Report 831.

Materiais e Métodos

Para a obtenção dos dados apresentados, foi utilizado o Acelerador Linear Varian 6EX com colimador micro MLC m3 BrainLab do Serviço de Radioterapia do Hospital das Clínicas de São Paulo.

Este trabalho propõe uma metodologia para o controle de qualidade individual, que é realizado em cinco etapas: 1. Aquisição das imagens tomográficas do sistema do-

simétrico (composto por câmara de ionização CC01, detector matricial 2D I´mRT Matrixx, filme radiocrômico GAFCHROMIC e placas de água sólida RW3), exporta-ção das fluências de cada campo para o objeto simula-dor e cálculo das curvas de isodoses. Deve-se verificar se a câmara está em uma região de baixo gradiente de dose. Esta etapa ocorre no sistema de planejamento iPlan 4.1 e fornece assim os dados calculados;

2. Transferência dos dados calculados para o sistema de análise dosimétrica comparativa OmniPro IMRT e transferência do plano de tratamento para o sistema de gerenciamento MOSAIQ que executa o tratamento no sistema dosimétrico de três possíveis configura-ções para medidas, mostradas na Figura 2;

3. Dosimetria absoluta com câmara de ionização ou detec-tor matricial 2D (sistema relativo de medida calibrado a partir de um “setup” com campo 10x10 cm2, posicio-nado no raio central, profundidade de 6,0 cm, distância foco superfície do detector de 99,7 cm e 100 UM) que fornece os dados medidos de dose absoluta total;

4. Dosimetria relativa com detector matricial 2D ou filme radiocrômico que fornece os dados medidos de distri-buição de dose relativa total. Para a avaliação da do-simetria relativa, os filmes devem ser digitalizados sem processamento de imagens e exportados para o sof-tware OmniPro IMRT, onde é feita análise dosimétrica;

Eixo de diferença de concordância

Eixo de diferença de dose

∆DM

PassP (r

m,r

c ) =

∆dM

r 2 (rm,r

c )

r (rm,r

c )

δ2 (rm,r

c )

δ(rm,r

c )

∆d 2M

∆D 2M

1/2

+

Figura 1. Elipsóide e equação do valor gama que descreve um espaço ortogonal definido por uma dimensão de distância de concordância e uma dimensão de diferença dose4.

água sólida 1,0 cm

Câmara de ionização Câmara de ionização

Detector matricial 2D Detector matricial 2D

Filme radiocrômico













água sólida 2,0 cm água sólida 2,0 cm






Figura 2. Configurações de medida para dosimetria relativa e absoluta.

5Revista Brasileira de Física Médica.2013;7(1):3-8.


5. Análise dos resultados dosimétricos calculados e me-didos pelo método do valor gama, empregando dife-rença de dose de ±3% e distância de concordância de ±3 mm como critérios de aceitação, valores que estão de acordo com os propostos pelo ICRU Report 831. O software OmniPro IMRT, apresentado na Figura 3, permite importar e intercomparar as distribuições de doses calculadas no sistema de planejamento com as distribuições de dose medidas em filmes ou no detec-tor dosimétrico 2D Matrixx através do método gama.

Resultados

Foram avaliados 113 controles da qualidade usando a câmara CC01 (volume de 0,01 cm3), em que 92% dos casos apresentaram desvio percentual de dose absolu-ta total menor que ±5% em relação ao valor calculado. Também foram analisados 81 controles da qualidade usando o detector matricial 2D Matrixx, em que 79% dos casos apresentaram desvio percentual de dose absolu-ta total menor que ±5% em relação ao valor calculado. A Figura 4 apresenta os resultados obtidos na comparação

de 67 controles da qualidade medidos com câmara de io-nização CC01 e com detector 2D Matrixx.

Quatro pontos apresentaram desvios percentuais maiores que 10%. Estes grandes desvios ocorreram de-vido a falhas no posicionamento do Matrixx durante as configurações dosimétricas ou devido a problemas de

Figura 3. Software OmniPro IMRT utilizado para a verificação dosimétrica. (A) Visualização da distribuição de dose calculada pelo sistema de planejamento. (B) Visualização da distribuição de dose medida no detector bidimensional. (C) Comparação por sobreposição do perfil de dose calculado pelo sistema de planejamento e do medido pelo detector bidimensional. (D) Análise gama comparando a distribuição de dose calculada com a distribuição de dose medida.

A B

C D

50,040,030,020,010,0

0,0-10,0-20,0-30,0-40,0

-40,0 40,0-20,0 20,00,0

[mm] Y

[mm] X

100% = 311,7 cGy

40,030,020,010,0

0,0-10,0-20,0-30,0-40,0

40,030,020,010,0

0,0-10,0-20,0-30,0-40,0

120,0110,0100,090,080,070,060,050,040,030,020,010,00,0

-40,0 40,0-20,0 20,00,0

[mm] Y [mm] Y

[%] Signal

[mm] X-40,0 40,0-20,0 20,00,0

[mm] X

-40,0 40,0 50,0-20,0 -10,0 10,0-30,0 30,020,00,0[mm] X

100% = 218,197 cGy

Dosimetria Absoluta CI x Matrixx

Controles de QualidadeMatrixx CI

Desv

ios

perc

entu

ais

entre

os

valo

res

med

idos

e c

alcu

lado

s

40,0035,0025,0020,0015,0010,005,000,00

-5,00-10,00-15,00-20,00

1 21 31 41 51 61

Figura 4. Comparação dos desvios percentuais entre os valores medidos e os valores calculados para medidas absolutas com câmara de ionização CC01 e com detector 2D Matrixx.

CI: Câmara de Ionização.



interpolação entre as câmaras do detector. Estas medi-das também foram analisadas com câmara de ionização e apresentaram desvio percentual aceitável.

Para avaliar a dosimetria relativa, 81 controles de quali-dade foram realizados com o detector 2D Matrixx. No cál-culo do valor gama, 87,7% destes controles apresentaram 95% dos pontos entre 0,00 a 1,00 (P>1 com 0 a 5%). No cálculo do valor gama utilizando filme radiocrômico, que foi feito para 43 controles da qualidade (28 com filme EBT e 15 com filme EBT2), 81,4% dos controles apresentaram 95% dos pontos entre 0,00 a 1,00 (P>1 com 0 a 5%). Dados apresentados respectivamente pela Figura 5.

Na dosimetria relativa com filme, quatro pontos apre-sentaram valores inferiores a 90%. Estas diferenças ocor-reram devido a falhas no posicionamento do filme durante as configurações dosimétricas, indicando discordância entre as distribuições de doses que foram avaliadas em duas dimensões pelo método do valor gama. Todas as medidas que apresentaram baixa percentagem foram re-feitas e apresentaram valores aceitáveis.

Para avaliar a influência do volume alvo de planejamen-to (PTV), 113 controles de qualidade foram separados em cinco grupos e comparados em diferença de dose absoluta e valor gama (porcentagem de P<1). O primeiro grupo in-cluiu PTVs com volumes menores que 20 cm3, o segundo grupo incluiu PTVs de 20 a 50 cm3, o terceiro grupo in-cluiu PTVs de 50 a 100 cm3, o quarto grupo incluiu PTVs de 100 a 150 cm3 e o quinto grupo incluiu PTVs maiores que 150 cm3. Os resultados são mostrados nas Tabelas 1 e 2.

Para analisar a importância do número de campos de tratamento, 128 controles da qualidade incluindo 747 campos foram separados em três grupos e comparados em diferença de dose absoluta e valor gama (porcentagem de P<1). O primeiro grupo incluiu controles de qualidade com até 5 campos, o segundo com 6 campos e o terceiro com entre 7 e 10 campos. Os resultados são mostrados nas Tabelas 3 e 4.

Para estimar a influência do número de segmen-tos, 128 controles da qualidade, incluindo um total de 30.326 segmentos, foram separados em quatro grupos e

Tabela 1. Comparação da dosimetria absoluta (diferença de dose) em diferentes volumes de alvos de planejamento.

Grupo nMédia do volume

(cm3)Média da diferença

de dose (%)σ

(%)Máximo diferença

de dose (%)Mínimo diferença

de dose (%)PTV < 20 cm3 29 7,61 1,62 1,13 4,03 0,1220 cm3 ≤ PTV < 50 cm3 25 34,97 2,28 1,73 7,37 0,0850 cm3 ≤ PTV < 100 cm3 29 73,76 2,44 1,81 6,31 0,00100 cm3 ≤ PTV < 150 cm3 16 118,72 3,23 2,37 9,62 0,48PVT > 150 cm3 14 215,47 3,49 2,91 12,08 0,67

Tabela 2. Comparação da dosimetria relativa (valor gama) em diferentes volumes de alvos de planejamento.

Grupo nMédia do volume

(cm3)Média Γ<1

(%)σ

(%)Máximo Γ<1

(%)Mínimo Γ<1

(%)PTV < 20 cm3 29 7,61 99,06 1,50 100,00 94,2220 cm3 ≤ PTV < 50 cm3 25 34,97 96,63 2,15 100,00 89,1750 cm3 ≤ PTV < 100 cm3 29 73,76 97,18 2,35 100,0 88,14100 cm3 ≤ PTV < 150 cm3 16 118,72 96,75 1,87 100 92,57PVT > 150 cm3 14 215,47 95,45 4,65 99,54 84,73

Dosimetria Relativa com Matrixx(ìndice Gama)

Dosimetria Relativa com Filme(ìndice Gama)

Controles de Qualidade

1 11 21 31 41 51 61 71 81

Controles de Qualidade

1 11 21 31 41

Perc

entu

al d

e po

ntos

com

P<

1

Perc

entu

al d

e po

ntos

com

P<

1

10099989796959493929190898887868584

10099989796959493929190898887868584

Figura 5. Percentual de pontos com P<1 para medidas relativas com detector 2D Matrixx e filme radiocrômico.



Tabela 3. Comparação da dosimetria absoluta (diferença de dose) em diferentes números de campos.

Grupo (campos) n Média no de camposMédia da diferença

de dose (%)σ


de dose (%)Mínimo diferença de

dose (%)1 a 5 63 4,95 2,16 1,84 9,62 0,086 32 6 2,38 1,57 5,18 0,007 a 10 33 7,36 2,96 1,67 7,37 0,10

Tabela 4. Comparação da dosimetria relativa (valor gama) em diferentes números de campos.

Grupo n Média no de camposMédia Γ<1

(%)σ

(%)Máximo Γ<1

(%)Mínimo Γ<1

(%)1 a 5 campos 63 4,95 97,35 3,02 100,00 84,736 campos 32 6 98,20 1,73 100,00 94,687 a 10 campos 33 7,36 96,17 2,97 100,00 86,09

Tabela 5. Comparação da dosimetria absoluta (diferença de dose) para diferentes números de segmentos.Grupo (segmentos por campo)

nMédia do no de

segmentos por campoMédia da diferença

de dose (%)σ


de dose (%)Mínimo diferença de

dose (%)1 a 30 22 23,58 2,75 2,31 9,62 0,0030 a 40 49 32,54 2,43 1,77 7,37 0,0840 a 60 40 48,43 1,99 1,30 5,15 0,1260 ou mais 17 63,34 3,00 1,65 5,64 0,17

Tabela 6. Comparação da dosimetria relativa (valor gama) para diferentes números de segmentos.Grupo (segmentos por campo)

nMédia do no de

segmentos por campoMédia Γ<1

(%)σ

(%)Máximo Γ<1

(%)Mínimo Γ<1

(%)1 a 30 22 23,58 97,18 2,00 99,96 92,5730 a 40 49 32,54 97,17 3,00 100,00 84,7340 a 60 40 48,43 97,99 2,58 100,00 88,1460 ou mais 17 63,34 96,18 3,29 100,00 86,09

comparados em diferença de dose absoluta e valor gama (porcentagem de P<1). O primeiro grupo incluiu controles da qualidade com até 30 segmentos por campo, o segun-do com entre 30 e 40 segmentos por campo, o terceiro com entre 40 e 60 segmentos por campo e o quarto com 60 ou mais segmentos por campo. Os resultados são mostrados nas Tabelas 5 e 6.

Analisando os dados obtidos, o controle da qualidade de campos com menores volumes (PTV<20 cm3) apresen-tam os melhores resultados de média e desvio padrão, tanto na dosimetria absoluta quanto na relativa, devido à menor complexidade dos planejamentos com menores volumes que englobam regiões com menos heterogenei-dades e não invadem excessivamente os órgãos de risco.

O número de campos não influencia significativamente o resultado final do controle da qualidade e os planeja-mentos com entre 40 e 60 segmentos por campo apre-sentam os melhores resultados de dosimetria absoluta e relativa, devido, possivelmente, a características mecâni-cas específicas do sistema MLC utilizado.

Discussão e Conclusões

A dosimetria absoluta realizada com câmara de ionização CC01 apresentou melhores resultados que a com Matrixx,

resultados mostrados na Figura 4. A verificação da dose absoluta medida com Matrixx gera um desvio maior em vo-lumes pequenos irradiados, pois utiliza uma relação entre as quatro câmaras centrais, não tendo uma câmara no raio central. A dosimetria relativa feita com Matrixx apresentou melhores resultados que a realizada com filme e, também, a dosimetria com Matrixx tem a vantagem de não necessitar a digitalização do filme e a execução da curva de calibra-ção, fatores que contribuem para o aumento dos desvios nas medidas feitas com filme. Além disso, no filme existe um “gap” de ar existente entre o filme e as placas de água sólida (mesmo sendo menor que um milímetro em uma configuração de medida bem posicionada, este “gap” con-tribui para o aumento dos desvios).

Em relação à influência do PTV no resultado dos con-troles de qualidade, medidas feitas para campos com volumes menores (PTV<20 cm3) apresentam os melho-res resultados de dosimetria absoluta e relativa, devido à menor complexidade dos planejamentos com pequenos PTVs. Esses dados demonstram que os planejamentos e as execuções dos tratamentos para campos relativamente pequenos no Hospital das Clínicas de São Paulo têm ele-vada exatidão e precisão. O número de campos não apre-sentou influência significativa no controle da qualidade. Os dados que consideram os números de segmentos por campos, de uma forma geral para volumes de PTVs



variados, indicam melhores resultados com planejamen-tos com 40 a 60 segmentos por campo.

Ao levar em conta os níveis de ação dos testes para verificação de IMRT apresentados pelo ESTRO Booklet Nº 93, a precisão dos procedimentos de medida, a carga de trabalho, a capacidade de detectar áreas problemáticas na distribuição de dose e os dados dos controles da qua-lidade analisados, foram estabelecidos os níveis de ação requeridos para o programa de controle da qualidade proposto e implementado no Serviço de Radioterapia do Hospital das Clínicas de São Paulo que é de ±5% na dose absoluta total (dosimetria absoluta) e histograma gama com 95% dos pontos com P≤1 para desvios de 3 mm e 3% (dosimetria relativa). Esses valores estão de acordo com os propostos pelo ICRU Report 831. A análise feita neste trabalho só é válida para um sistema micro MLC como colimador terciário.

Referências

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7. Donovan EM, Bleackley NJ, Evans PM, Reise SF, Yarnold JR. Dose–position and dose–volume histogram analysis of standard wedged and intensity modulated treatments in breast radiotherapy. Br J Radiol. 2002;75:967-73.

8. Donovan E, Bleakley N, Denholm E, Evans P, Gothard L, Hanson J, et al. Randomised trial of standard 2D radiotherapy (RT) versus intensity modulated radiotherapy (IMRT) in patients prescribed breast radiotherapy. Radiother Oncol. 2007;82:254-64.

Artigo Original


Introdução

Com a implementação de técnicas cada vez mais com-plexas como a Radioterapia de Intensidade Modulada (IMRT), que permite uma alta conformidade de dose no tumor a ser tratado ao mesmo tempo em que limita dose em tecidos e órgãos sadios, surge a necessidade de pro-cedimentos de verificação precisa de valores de dose e da garantia de qualidade dos tratamentos.

O controle de qualidade consiste basicamente em comparar as distribuições planares de doses medidas com aquelas geradas por um sistema de planejamento, e a dose absoluta1.

Caracterização dosimétrica de um detector matricial bidimensional comercialDosimetric characterization of a commercial

two-dimensional array detectorBruno L. Gialluisi, Gabriela R. dos Santos, Camila P. de Sales, Guilherme R. A. Resende,

Angela B. Habitzreuter e Laura N. Rodrigues

Serviço de Radioterapia do Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil.

ResumoEste artigo investigou o desempenho e as características dosimétricas de um detector matricial disponível comercialmente. O detector usado foi I´mRT MatriXXTM que é um dispositivo bidimensional usado em radioterapia na verificação de planos complexos. O dispositivo de 1.020 câmaras de ionização de placas paralelas dispostas em uma matriz de 32x32. A linearidade com a dose foi estudada e a resposta do dispositivo foi linear dentro do intervalo de 5 a 1000 UM (R² = 1). A dependência com a taxa de dose mostrou uma discrepância máxima de 0,62% comparativamente com as leituras para 320 cGy/min. A estabilidade do detector foi testada em função de irradiações repetidas. Os fatores campo (output) obtiveram boa concordância com medidas feitas com uma câmara Farmer dentro de um desvio médio de 1,54%. O ponto efetivo de medida foi determinado e a lei do inverso do quadrado da distância também foi verificada com uma diferença percentual menor que 3%. Os resultados mostram que este detector pode ser usado para controle de qualidade, diminuindo o tempo empregado na verificação dosimétrica de campos de radiação.

Palavras-chave: dosimetria, equipamentos e provisões para radiação, controle de qualidade, radioterapia de intensidade modulada.

AbstractThis paper investigates the dosimetric characteristics and performance of an array detector commercially available. The device is the I´mRT MatriXXTM which is a two-dimensional detector array used in the verification of complex radiotherapy plans. It consists of 1,020 parallel plate ion chamber arranged in a 32x32 grid. Dose linearity was studied and its response was linear within the range of 5 to 1000 MU (R² = 1). Dose rate dependence showed a maximum deviation of 0,62% comparatively with readings to 320 cGy/min. The detector stability was verified through repeated irradiations. Output factors matched well with measurements made with a Farmer chamber with an average deviation of 1,54%. The detector´s effective point of measurement was determined and the inverse square law was also verified with a percentage deviation smaller than 3%. The results show that this detector can be used for quality control in IMRT thus reducing the time spent in the dosimetric verification of radiation fields.

Keywords: dosimetry, radiation equipment and supplies, quality control, radiotherapy, intensity-modulated.

O filme dosimétrico foi um dispositivo bastante utilizado para realização de controle de qualidade de IMRT, possibili-tando a verificação tanto da fluência, quanto da dose absor-vida1. Este dosímetro possui uma alta resolução espacial. No entanto, a manipulação dos mesmos exige calibração, além de revelação e digitalização para análise quantitativa, o que consome uma parcela de tempo considerável1.

Atualmente, existem muitas opções disponíveis para avaliar distribuições bidimensionais de dose, entre eles: Electronic Portal Imaging Devices (EPIDs), que foram ava-liados para dosimetria em IMRT por Warketin et al.2; bem como matrizes de câmeras de ionização, que também foram estudadas para essa finalidade por Stasi et al.3,4 e


Autor correspondente: Bruno de Loos Gialluisi – Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – Avenida Doutor Enéas de Carvalho Aguiar s/nº, Cerqueira César – CEP: 05403-900 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]


Gialluisi BL, Santos GR, Sales CP, Resende GRA, Habitzreuter AB, Rodrigues LN

Martens et al.5, que atentaram para as dimensões individu-ais dos detectores elementares quando da dosimetria em regiões de alto gradiente de dose ou campos pequenos.

Sistemas matriciais de câmaras de ionização possuem pior resolução espacial que EPIDs. Porém, conforme ates-ta Spezi et al.6, há boa concordância com filmes quando se avaliam planos de tratamento.

Ainda dentre as opções comerciais para avaliação de planejamentos de IMRT, podemos citar o MapCHECK, que é um detector planar de diodos (Sun Nuclear Corp, Melbourne, FL, EUA), o MatriXX (Scanditronix Wellhofer, Alemanha) e o seven29 (PTW, Freiburg, Alemanha) que são constituídos por câmaras de ionização.

Létourneau et al.7 investigaram a linearidade e a influ-ência da temperatura para o MapCHECK e concluíram que a resposta dos diodos é linear para o intervalo de dose de até aproximadamente 300 cGy. Verificou-se tam-bém uma dependência na resposta de cerca de 0,5 % por 1oC. Buonamici et al.8 compararam o MapCHECK com dosimetria com filme para controle de qualidade em IMRT e concluíram que a matriz de diodos poderia substituir o filme para tal tarefa. Stasi et al.4 e Amerio et al.9 descre-veram as propriedades dosimétricas e o design de um protótipo que serviu de base para o MatriXX. O seven29 também foi descrito por Spezi et al.6, que concluíram ser um sistema dosimétrico confiável e bastante sensível para controle de qualidade de planos de tratamento.

Em termos gerais, há questões técnicas a serem con-sideradas para os diodos e câmaras de ionização para testes de controle de qualidade. Detectores bidimensionais de diodos são pequenos (<1 mm), o que os torna os ide-ais para medidas de distribuições planares complexas de IMRT, com mínimas imprecisões devido a efeitos de inter-polações já que a resolução espacial é alta2,10,11. Por outro lado, sabe-se que diodos sofrem danos devido aos efeitos de irradiação acumulada ao longo de sua história de uso, tem resposta dependente da energia, tamanho de campo e taxa de dose10,11. Detectores de câmara de ionização pos-suem dependência energética e de taxa de dose pratica-mente insignificantes para feixes fótons de megavoltagem, mas exigem volumes sensíveis relativamente maiores, com diâmetros da ordem de 0,5 cm para cada câmara (neces-sário para obter um sinal relevante) e, por isso, em regiões de alto gradiente de dose, essa menor resolução espacial leva a imprecisões nas medidas (Low et al.12). Efeitos de interpolação nas leituras feitas pelas câmaras precisam ser considerados nas interpretações das verificações de con-trole de qualidade (Low et al.12).

Este trabalho tem como objetivo avaliar e caracterizar dosimetricamente um detector do tipo matricial 2D dis-ponível comercialmente (MatriXX, Scanditronix Wellhofer) para um feixe clínico de fótons. Este tipo de detector é bastante interessante quanto à sua praticidade de leitura dos dados, uma vez que se pode conectá-lo diretamente a um computador e verificar medidas instantaneamente, reduzindo o tempo de dosimetria. Contudo, quando um novo detector é adquirido para controle de qualidade em

IMRT é essencial que seu comportamento seja caracte-rizado para campos estáticos ou dinâmicos quanto a al-guns aspectos básicos, como linearidade, dependência com a taxa de dose, energia, estabilidade entre outros3.

Intervalo de dosePara ser útil, um dosímetro necessita ter uma sensibilidade (dL/dD) adequada no intervalo de doses em que será usado. Uma sensibilidade constante fornece uma resposta linear (LxD) que é algo desejável para facilitar sua calibração e interpretação13. Casos em que a resposta é não linear são aceitáveis; no entanto, o processo de calibração precisa ser feito para um intervalo de doses extenso de modo a se obter uma curva de calibração característica13,14.

O limiar de leitura de dose absorvida de um dosímetro é consequência de seu offset, que é a resposta do detec-tor devido à radiação de fundo presente no ambiente e de sinais espúrios que não são devidos a qualquer tipo de ra-diação, mas, sim, das características do próprio instrumen-to como correntes de fuga em câmaras de ionização, por exemplo. Essa última característica é indesejável e precisa ser, portanto, subtraída do sinal total do dosímetro13.

Intervalo de taxa de dosePara dosímetros que medem a dose integrada no tempo é necessário que a leitura não dependa da taxa com que a dose é entregue14.

Normalmente, não há uma limitação para taxas de dose baixas. Porém, um problema em taxas de dose baixas ocorre no caso em que uma câmara de ionização apresente uma corrente de fuga significativa. Isso implica que para medidas de dose é necessário subtrair um valor de fundo maior para situações quando a dose é acumula-da mais lentamente13,14.

Dosímetros tornam-se dependentes das taxas de dose quando as mesmas aumentam de tal forma que a distância entre as partículas carregadas criadas são muito pequenas, fazendo com que íons ou pares de elétron-bu-raco, por exemplo, possam se recombinar rapidamente. Esse processo de recombinação será tanto maior quanto maior a taxa de dose e isto implica em uma carga coletada diferente da carga total produzida14.

Dependência energéticaA resposta de um sistema dosimétrico (L/D) é geralmente ca-racterizada em função da energia. Como os sistemas dosi-métricos são calibrados em uma energia específica e utiliza-dos em energias diferentes da usada para fins de calibração, a variação na resposta do dosímetro com a qualidade da radiação requer eventualmente uma determinada correção13.

A resposta dosimétrica com a energia deve ser ideal-mente plana para pelo menos algum intervalo de energias. Em radioterapia a grandeza de interesse é a dose absor-vida D em água ou tecido e, como nenhum dosímetro é perfeitamente equivalente a água ou tecido para todas as qualidades de feixes, é muito importante conhecer a de-pendência energética de um determinado detector.


Caracterização dosimétrica de um detector matricial bidimensional comercial

Materiais e Métodos

O sistema dosimétrico investigado neste estudo foi o I´mRT MatriXXTM, representado na Figura 1, que consiste de um sistema matricial composto de 1.020 câmaras de ionização de placas paralelas não seladas, igualmente distribuídas com espaçamento de 7,6 mm (distância centro a centro), formando assim uma matriz de 32x32 com uma área ativa de 23,8x23,8 cm². A eletrônica de leitura se encontra fora da área ativa pois responde de maneira similar aos detec-tores e, por isso, pode introduzir um sinal indesejável nas medições. Cada câmara possui 4,5 mm de diâmetro, 5 mm de altura e seu volume sensível é de 0,08 cm³. Além disso, este detector possui uma espessura inerente de build-up de 3,6 mm. Os sinais das câmaras são lidos individual-mente e em paralelo por um eletrômetro, sem a introdução de tempo morto, com tempo mínimo de amostragem de 20 ms conforme manual do fabricante.

É importante salientar que o MatriXX é em princípio um sis-tema relativo, pois as câmaras de ionização foram calibradas pelo fabricante em uma fonte de cobalto 60. A determinação do ganho relativo dos sensores se baseia na comparação de suas respostas quando são irradiados por uma mesma fluência9.

Para aquisição dos dados o MatriXX é interligado por um cabo de rede a um software de análise que permite re-cursos como calibração de medidas da matriz em termos de dose, correção das leituras para variações de pressão e temperatura, comparação com filmes digitalizados, ava-liação de perfis medidos em termos de planura e simetria, intercomparação de perfis, entre outros.

Para a aquisição de medidas, foram utilizadas placas de água sólida colocadas sobre o detector para obter di-ferentes profundidades equivalentes à água. O efeito de retro-espalhamento foi obtido apoiando o detector sobre uma espessura de 5,0 cm de água sólida. Tal material é conhecido como RW 3 (C8H8 + 2,1%TiO2). Sua densidade

é de 1,045 g/cm³ e sua densidade eletrônica difere da água por um fator de 1,012. É também bastante similar à água/tecido mole quanto ao número atômico efetivo. Esse material também faz parte da construção do MatriXX para fins de garantir retroespalhamento da radiação.

Todas as medidas foram realizadas em um feixe de fótons de 6 MV de um acelerador linear Varian 600C no Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo (HC-FMUSP/SP).

Os testes realizados15 foram os seguintes: determina-ção do ponto efetivo de medida; tempo de estabilização; dependência com a dose e taxa de dose; verificação da lei do inverso do quadrado da distância; e a determinação de fator campo (output). As medidas resultantes foram todas normalizadas para o raio central.

As incertezas dos dados obtidos foram consideradas como sendo as variações estatísticas observadas na repe-tição das medidas. As barras de erros só foram indicadas quando as incertezas foram maiores que a dimensão dos pontos do gráfico.

Estabilidade Após um período de 20 minutos com o MatriXX ligado, o dispositivo foi irradiado 20 vezes com 50 unidades moni-toras (UM) para um campo de 10x10 cm² a uma profun-didade de 5 cm, SSD=100 cm e taxa de dose constante de 320 cGy/min. Em seguida, o detector foi desligado, re-ligado após 30 minutos e mais 12 irradiações foram feitas.

Dependência com a dose e taxa de doseO teste de linearidade com a dose foi feito irradiando-se o detector com um campo 10x10 cm², distância fonte su-perfície igual a 100 cm, taxa de dose de 320 cGy/min e a 5 cm de profundidade. A dependência com a dose foi avaliada para 5, 10, 50, 100, 200, 300, 500 e 1000 UM.

Para avaliar a linearidade com a taxa de dose, foram feitas medidas com 50 UM e 5 taxas diferentes (80, 160, 240, 320 e 400 cGy/min) e as leituras foram comparadas quanto aos desvios.

Fatores output Para o mesmo arranjo experimental dos testes anteriores, investigou-se o desempenho do MatriXX na determinação dos fatores output. Os tamanhos de campo utilizados va-riaram entre 0,5x0,5 cm² até 23x23 cm². As leituras foram obtidas na profundidade de dose máxima, normalizadas para o campo 10x10 cm² no raio central e comparadas com medidas feitas com uma câmara de ionização do tipo Farmer em um objeto simulador de água de 40x40x40 cm³.

Verificação da Lei do Inverso do Quadrado da Distância (IQD)Este teste foi executado variando-se as SSDs de 5 em 5 cm em uma faixa de 85 a 120 cm. As medidas foram obtidas no setup padrão com 5 cm de água sólida sobre o detector e analisou-se a concordância com o esperado teoricamen-te pela Lei do Inverso do Quadrado da Distância. Figura 1. Equipamento de Medida - Detector 2D I´mRT MatriXXTM.



Determinação do ponto efetivo de medidaA obtenção do ponto efetivo de medida deu-se pelo levan-tamento de curvas de distribuição de dose em profundidade com as placas de água sólida. As curvas de percentuais de dose em profundidade (PDP) foram obtidas posicionan-do-se as placas de água sólida de modo a obter espessu-ras de 1 a 30 mm sobre os detectores, mantendo-se uma distância fonte-superfície (DFS) igual a 100 cm. A diferença entre as profundidades de dose máxima entre a curva de PDP levantada com o MatriXX e outra medida com uma câ-mara de placas paralelas Markus, também em água sólida, corresponde ao ponto efetivo de medida. As medidas resul-tantes foram obtidas com 50 UM em um campo 10x10 cm² e taxa de dose de 320 cGy/min.

Resultados

EstabilidadeOs dados das repetições das irradiações estão mostrados na Figura 2. Dados esquematizados por pontos quadra-dos foram os medidos após a estabilização eletrônica do MatriXX. Pontos representados por triângulos mostram os resultados das medidas imediatamente após religar o de-tector após um intervalo de meia hora desligado. É possível perceber claramente um aumento de aproximadamente 1% nos sinais obtidos a partir do momento que o sistema é ligado. Na 2ª irradiação, percebe-se que a estabilização ocorre mais rapidamente. Observa-se, então, que em am-bos os casos é necessária uma pré-irradiação do detector a fim de se obter medidas estáveis e reprodutíveis.

Dependência com a dose e taxa de doseOs resultados do teste de linearidade com a dose encon-tram-se na Figura 3. A equação do ajuste linear também é mostrada. O ajuste pelo método dos mínimos quadra-dos mostra boa concordância com os dados experimen-tais (R² = 1).

Nota-se que o coeficiente angular do ajuste é diferente do valor unitário devido ao fato de as medidas terem sido feitas fora das condições de calibração, que foram: o uso de água sólida em vez de um objeto simulador de água e a profundidade de medida (5 cm) que foi diferente da profun-didade de dose máxima onde se sabe que 1 UM = 1 cGy.

Na verificação da linearidade com a taxa de dose, ob-servou-se pequena variação com um desvio máximo de 0,62 %, conforme Tabela 1 e Figura 4. Na Tabela 1 podem-se observar as variações percentuais de dose absorvida para cada taxa de dose comparativamente ao valor encontrado para 320 cGy/min.

As taxas de dose que podem ser selecionadas no console do acelerador linear correspondem a UM/min. Sabemos que, para um campo 10x10 cm², SSD = 100 cm em um objeto simulador de água na profundidade de dose máxima, tem-se que 1 UM/min = 1cGy/min.

Fatores Output A Figura 5 traz os fatores Output para os dois detectores usa-dos para os campos quadrados variando de 0,5x0,5 cm² a 23x23 cm². A variação média entre os resultados foi de 1,54%.

Verificação da Lei do Inverso do Quadrado da Distância (IQD)A Figura 6 mostra a dose obtida em função de 1/SSD². Conforme esperado, o ajuste obtido foi uma reta com R²=0,99984. Os resultados foram comparados com o espe-rado teoricamente, tomando como referência a leitura para SSD=100 cm. O erro máximo foi menor que 3% e as curvas

Figura 2. Medidas com o MatriXX para 50 UM por irradiação para um feixe de fótons de 6 MV.

0 5 10 15 2044,0

44,5

45,0

45,5

46,0

46,5

47,00 5 10 15 20

44,0

44,5

45,0

45,5

46,0

46,5

47,0

20 minutos após detector ligadoApós detector desligado por 30 min

Dose

(cGy

)

Número da Medida

Figura 3. Leituras de dose normalizadas no raio central para diferentes unidades monitoras.

0 200 400 600 800 1000 1200

0 200 400 600 800 1000 1200

0

200

400

600

800

1000

1200

0

200

400

600

800

1000

1200

Dose

(cGy

)

Número de Unidades Monitoras

B

Linear Fit of Data1_B

y = -1,85064 + 0,93171x

Tabela 1. Valores de dose absorvida encontrados para cada taxa de dose estudada e diferenças percentuais.

Taxa de Dose (cGy/min) Dose (cGy) (1- D/D320 cGy/min

)*100

80 46,50 - 0,24%160 46,32 - 0,62%240 46,52 - 0,20%320 46,61 -400 46,59 - 0,05%


Caracterização dosimétrica de um detector matricial bidimensional comercial

podem ser vistas juntas na Figura 7. Esses resultados são importantes do ponto de vista clínico pois, muitas vezes, se faz necessário a realização de tratamentos em distâncias não usuais com a finalidade de aumentar os tamanhos de campo para valores maiores que 40x40 cm², que é a limita-ção de abertura dos colimadores do acelerador.

Determinação do ponto efetivo de medidaPara determinação do ponto efetivo, as curvas de PDP são apresentadas tanto para o MatriXX quanto para a câ-mara Markus. Esse modelo de câmara é recomendado para, entre outras aplicações, caracterizar curvas de PDP na região de build-up, pois sua pequena separação en-tre os eletrodos (~1 mm) garante boa resolução espacial. Assim, essa câmara é bastante conveniente para determi-nação da profundidade de dose máxima.

Deslocou-se, então, a curva obtida com o MatriXX até que coincidisse com a curva medida com a câmara Markus. O deslocamento foi de d=4,9 mm como mostram as Figuras 8 e 9 respectivamente.


Este trabalho procurou investigar dosimetricamente o sis-tema matricial I´mRT MatriXXTM. Os resultados permitem concluir que o sinal obtido com tal dispositivo é linear com a dose e independente da taxa de dose. Foi observado também que é necessária uma irradiação prévia de cerca de 1000 UM para obtenção de um sinal estável.

Futuramente, espera-se avaliar a reprodutibilidade a longo e médio prazo do sinal do MatriXX por meio de ava-liações diárias durante o período de alguns meses.

A concordância dos fatores Output com as medidas feitas com a câmara tipo Farmer se encontra dentro das incerte-zas medidas. Para os campos quadrados no intervalo entre 5x5 cm² e 23x23 cm² a discrepância máxima foi menor que 1,6%, o que indica um bom resultado pois, para detectores

Figura 4. Leituras de dose para 50 UM para 5 taxas de dose diferentes. As leituras foram normalizadas para 320/min.

50 100 150 200 250 300 350 400 4500,980

0,985

0,990

0,995

1,000

1,005

1,01050 100 150 200 250 300 350 400 450

0,980

0,985

0,990

0,995

1,000

1,005

1,010

Razã

o da

s Le

itura

s No

mal

izada

s

Taxa de Dose (cGy/min)

Data2_BD

máx= - 0,62%

Figura 5. Comparação dos Fatores Output entre medidas feitas com o MatriXX e com Câmara Farmer.

0 5 10 15 20 25

0 5 10 15 20 25

0,00,10,20,30,40,50,60,70,80,91,01,11,21,3

0,00,10,20,30,40,50,60,70,80,91,01,11,21,3

Fato

r Out

put

Lado do Campo Quadrado (cm)

MatriXX Farmer

Figura 7. Comparação entre as leituras do MatriXX com o modelo teórico da lei do Inverso do Quadrado da Distância (IQD).

80 85 90 95 100 105 110 115 120 125

80 85 90 95 100 105 110 115 120 125

30

35

40

45

50

55

60

65

30

35

40

45

50

55

60

65

Dose

(cGy

)

SSD (cm)

MatriXX IQD Teórico

Figura 6. Dados obtidos com o MatriXX para verificação da lei do Inverso do Quadrado da Distância (IQD).

6,0x10 -5 7,0x10 -5 8,0x10 -5 9,0x10 -5 1,0x10 -4 1,1x10 -4 1,2x10 -4 1,3x10 -4 1,4x10 -4

6,0x10 -5 7,0x10 -5 8,0x10 -5 9,0x10 -5 1,0x10 -4 1,1x10 -4 1,2x10 -4 1,3x10 -4 1,4x10 -4

30

35

40

45

50

55

60

65

30

35

40

45

50

55

60

65

Dose

(cGy

)

1/SSD2 (cm -2)

B

Linear Fit of Data3_B

y = 3,92942 + 425296,47724x



matriciais, a resposta depende do modelo interno de cons-trução do detector e de suas propriedades de espalhamento.

Um problema frequente relacionado ao posicionamen-to de um detector em um simulador é que seu ponto efeti-vo encontra-se em algum lugar acima ou abaixo do ponto de referência do mesmo. O ponto efetivo de medida é um ponto em um simulador não perturbado em que se deseja saber o valor de dose absorvida por meio do sinal do de-tector e, portanto, esse ponto precisa ser bem conhecido para medidas exatas. O ponto de referência é um ponto que pode ser considerado como a origem de um sistema de coordenadas (centro da superfície da janela de entrada de uma câmara de placas paralelas, por exemplo).

O deslocamento do ponto efetivo a partir desse pon-to de referência depende do modelo de construção do detector, isto é, da forma e do volume sensível e/ou da forma e espessura da janela de entrada ou parede de uma câmara de ionização, por exemplo.

O método usado para determinação da localização do ponto efetivo do MatriXX mostrou uma discrepância de

1,3 mm com relação aos dados da literatura16. Essa di-ferença pode estar relacionada a diferentes modelos de construção do MatriXX e poderia ser reduzida se as incer-tezas associadas fossem conhecidas, uma vez que o fa-bricante não fornece a precisão das medidas do MatriXX. Apesar disso, nota-se boa concordância entre as curvas de PDP medidas.

Com o MatriXX pode-se reduzir e agilizar a carga de traba-lho em controle de qualidade para IMRT com relação a outros métodos convencionais, devido à facilidade de aquisição e avaliação dos dados, além de possuir boa precisão, exatidão e alta sensibilidade. O detector demonstrou ser uma ferramenta dosimétrica bastante interessante pela sua versatilidade.

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Figura 8. Comparação entre as curvas de percentuais de dose em profundidade (PDP) medidas em água sólida com o MatriXX e com a câmara de placas paralelas Markus.

-10 0 10 20 30 40 50

-10 0 10 20 30 40 50

40

50

60

70

80

90

100

110

40

50

60

70

80

90

100

110

PDP em água sólida MatriXX

PD

P %

Profundidade (mm)

Figura 9. Curvas de percentuais de dose em profundidade (PDP) medidas em água sólida com o MatriXX e com a câmara Markus após deslocamento.

0 20 40

0 20 40

40

50

60

70

80

90

100

110

PDP em água sólida MatriXX

PDP

%

Profundidade (mm)

Artigo Original


Utilização do Software 3DVH como método complementar de avaliação de

pré-tratamento de IMRTUse of the 3DVH Software as a complementary

method of IMRT pretreatment evaluationJessé G. P. Lyra, Fábio F. Bruning, Melissa Funchal, Hugo V. Toledo,

Pricila Bornatto e Tatiane C. O. Fernandes

Hospital Erasto Gaertner / Liga Paranaense de Combate ao Câncer (LPCC), Departamento de Radioterapia – Curitiba (PR), Brasil.

Resumo O objetivo deste estudo é comparar o método de avaliação de um plano de tratamento de IMRT através do índice gama com o método de avaliação do Software 3DVH. Foi utilizado o software 3DVH juntamente com a matriz de detectores MapCheck2 sob feixes de raios-x de 6MV de um acelerador linear equipado com um MLC de 120 lâminas. Foram feitos planejamentos no sistema Eclipse, utilizando algoritmo de cálculo AAA na técnica de IMRT em sliding window, para nove pacientes de próstata escolhidos de forma aleatória e completamente anonimatizados. Estes planejamentos foram aprovados conforme critério de avaliação do índice gama estabelecido pela instituição. As comparações foram feitas em dose absoluta e normalizada no máximo de dose para cada campo e então, com o software 3DVH, foram avaliados os parâmetros de Dmáx, Dméd, D15%, D25%, D35% e D50% para a bexiga e reto, Dméd para o bulbo, Dmáx para o fêmur e D95% para o PTV. Na análise planar por campo, os planos avaliados tiveram um mínimo de aprovação de 97,5%. As diferenças relacionadas ao PTV tiveram variação relativa de 1,3 a 2,2% positiva, ou seja, uma cobertura maior do que o esperado para esta estrutura. Quanto aos órgãos de risco, a variação relativa foi de -5,3 à 25,8%, que se próximo as tolerâncias clínicas, podem resultar em não aprovação do plano de tratamento. Os resultados encontrados mostram que, mesmo um plano tendo compatibilidade maior ou igual à 95% dos pontos, a análise gama não dá informações clínicas suficientes se este plano pode ou não ser aprovado para tratamento e que há a necessidade de uma verificação mais detalhada do plano, que considere não somente a avaliação planar, mas também a avaliação do DVH medido, e o software 3DVH se mostrou adequado para esta análise.

Palavras-chave: validação de programas de computador, planejamento de radioterapia assistida por computador, radioterapia de intensidade modulada, controle de qualidade.

Abstract The aim of this study is to compare the method of treatment planning evaluation for IMRT using the gamma index to the method of the 3DVH Software. The 3DVH Software was used with the MapCheck2 detector 2D array under a 6MV x-ray beam of linear accelerator equipped with 120 leafs MLC. Nine treatment plans of prostate patients chose randomly and fully anonimatize were performed in the Eclipse planning system, using the AAA calculation algorithm in IMRT sliding window technique. These plans were approved and treated according to the gamma analysis criteria of the institution. The comparisons were made in absolute dose and normalized at maximum dose for each field and then with the 3DVH Software the Dmax, Dmean, D15%, D25%, D35% and D50% parameters for the bladder and rectum, Dmean for the bulb, Dmax for the femur and D95% for the PTV were evaluated. In the planar analysis by field, the plans studied had a minimum of 97.5% approval. The PTV-related differences have relative variation from 1.3 to 2.2%, that is, greater coverage than expected for this structure. For the organs at risk, the relative diferences observed were between -5.3 to 25.8%, which could result in a non-approved plan if these variations are close to the clinical tolerances of the OAR. The results show that even a plan compatible with greater than or equal to 95% of the points, the gamma analysis does not give enough information if this plan can or cannot be approved for treatment and that there is a need for more detailed verification of the plan which considers not only the planar evaluation, but also the evaluation of the DVH measured, and the 3DVH Software proved be adequate for this analysis.

Keywords: software validation, computer-assisted radiotherapy planning, radiotherapy, intensity-modulated, quality control.

Autor correspondente: Jessé Gevezier Prado Lyra – Hospital Erasto Gaertner/LPCC – Departamento de Radioterapia – Rua Dr. Ovande do Amaral, 201 – Jardim das Américas – CEP: 81520-060 – Curitiba (PR), Brasil – E-mail: [email protected]



Lyra JGP, Bruning FF, Funchal M, Toledo HV, Silva PB, Fernandes TCO

Introdução

Com a evolução crescente dos sistemas de planeja-mento e tecnologia empregada na execução da radio-terapia, surgiu a necessidade de maior precisão nos métodos de planejamentos, controles de qualidades e execução dos tratamentos.

A IMRT, ou Radioterapia de Intensidade Modulada, é uma técnica que surgiu no final dos anos 90 permitindo um alto grau de conformação nos planos de tratamen-to, utilizando feixes múltiplos de intensidades variadas, poupando áreas sadias e possibilitando o tratamento de tumores irregulares sem causar exposição excessiva dos tecidos normais adjacentes, reduzindo a toxicidade do tra-tamento. Devido a estas características, a IMRT tornou-se uma técnica rotineiramente empregada no tratamento de Radioterapia nos centros de referência em oncologia1.

Um controle de qualidade (CQ) para um tratamento de IMRT envolve várias etapas, desde o cálculo até a entrega de dose. Tipicamente, é feito transferindo o planejamento do paciente para o objeto simulador e irradiando este ob-jeto simulador com o planejamento do paciente, obtendo ambas as distribuições de dose, calculada e medida, nes-te objeto simulador2.

A comparação destas distribuições de dose é feita pelo índice gama. Este é um índice numérico usado como critério de aceitação que considera simultaneamente a di-ferença de dose e a distância de concordância3,4.

A análise do índice gama depende fortemente dos seus detalhes de avaliação. Um critério de avaliação usa-do pela maioria das instituições é que pelo menos 95% dos pontos avaliados acima do limiar de dose deve ter o índice gama ≤1 para os critérios de avaliação de 3%/3mm. Porém, artigos recentes declaram que o índice gama, in-dependentemente de seu critério de avaliação, não prevê erros relevantes de dose, ou seja, não se tem correlação entre o resultado do índice gama por campo e seu impac-to clínico permanece sem clareza3-6.

Kruse7 mostrou recentemente que não se deve con-fiar apenas nos critérios de aceitação de análise do índice gama pois estes critérios podem mudar de paciente para paciente. Desta forma, a verificação de pré-tratamento também deve ser feita considerando tolerâncias clínicas dos órgãos de risco e volume de tratamento.

A SunNuclear Corporation criou um software de con-trole de qualidade, o 3DVH, que traz ferramentas para avaliação da dose entregue pelo sistema, comparando-a com a dose planejada. O 3DVH usa os dados do CQ de IMRT convencional, baseado na dose medida no objeto simulador, para prever o impacto da dose no paciente. Ele processa os dados com geometria baseado no objeto simulador (homogêneo) para uma geometria baseada no paciente (heterogêneo) usando o algoritmo Planned Dose Perturbation (PDP)8.

Esse algoritmo PDP utiliza os resultados do CQ de IMRT convencional para perturbar o impacto de dose ori-ginal planejada para o paciente, estimando o dose-volume

histogram (DVH) já corrigido e estimando os erros de dose dentro do volume 3D do paciente. Então, a análise do 3DVH permite prever os erros de dose atuais no paciente através do DVH, regiões de interesse, comparações de dose e entre outras, para determinar se os valores cor-respondentes da análise do índice gama são aceitáveis8.

Carrasco et al.9 criaram alguns testes em que inseri-ram erros conhecidos de tal forma que pudessem avaliar a alteração no DVH para tais erros. Os dados obtidos apresentaram resultados satisfatórios, diferenças nos DVHs menores que 2% para a dose ou 2% para o vo-lume, obtendo uma validação do software para os teste em questão.

Olch10 analisou o software 3DVH comparando medi-das feitas com câmara de ionização e filmes para diversos planejamento de IMRT. As análises demostraram que não existe diferença estatística significante entre os resultados encontrados, o que indica que o controle de qualidade fei-to através do software 3DVH pode ser precisamente usa-do em substituição a câmara de ionização e filme.

Este trabalho consiste em comparar a avaliação planar de um plano de tratamento de IMRT realizado pelo índice gama com o método do software 3DVH para determinar se os valores correspondentes à análise pelo índice gama são aceitáveis sem ser críticos ao paciente.

Material e Métodos

Foi utilizado para a realização do trabalho o software 3DVH na versão 2.2.1 juntamente com uma matriz de detectores MapCheck2, ambos do fabricante SunNuclear Corporation, sob feixes de raios-x de 6MV de um acele-rador linear Varian Clinac 600CD equipado com um MLC Millenium de 120 lâminas. Foram feitos planejamentos, no sistema Eclipse (Versão 8.6), do fabricante Varian Medical Systems, utilizando algoritmo de cálculo AAA 8.9.17, na técnica de IMRT em sliding window para nove planos de tratamentos de pacientes de próstata escolhidos de forma aleatória e completamente anonimatizados.

O MapCheck2 tem 1527 diodos, arranjados em linhas e colunas, para um tamanho de campo de 32x26 cm2, espaçados em 7,07 mm uniformemente por toda a matriz com área ativa de 0,64 mm2 e volume ativo de 0,000019 cm3 e possui intrinsecamente 1,2 cm de mate-rial que equivalem à 2 cm de água. Por não ter densidade total entre os diodos e isto ser necessário para o algo-ritmo PDP, o software 3DVH usa uma interpolação para criar dados de densidade total da matriz de detectores, aumentando a densidade da matriz de dose.

Para fazer a análise, o 3DVH utiliza o arquivo de PDP (.sncpdp), gerado e exportado pelo SNCsoftware, e outros quatro arquivos do tipo DICOM que são importados do Sistema de Planejamento do Tratamento (TPS), as ima-gens do plano de tratamento (RT Plan), estruturas delinea-das (RT Structure Set), matriz de dose calculada (RT Dose) e as imagens de CT (RT CT Images).


Utilização do Software 3DVH como método complementar de avaliação de pré-tratamento de IMRT

O 3DVH compara a matriz de dose calculada no TPS com a perturbada, calcula os índices gamas global e lo-cal, o DVH para ambas as matrizes e para todas as es-truturas segmentadas.

Foram avaliados nove planos de tratamento, que fo-ram aprovados conforme o critério de avaliação do índice gama estabelecido pela instituição.

Os CQ dos planos de tratamentos foram realiza-dos em um objeto simulador composto por placas de 30x30 cm2 com densidade eletrônica semelhante à da água. As medidas foram feitas com setup isocêntrico, profundidade equivalente a 7 cm de água e ângulo de incidência perpendicular a matriz. Para obter as fluên-cias nas mesmas condições das de medidas, os planos foram copiados para o objeto simulador e adequado ao mesmo setup.

Primeiramente, foi realizada a avaliação por campo através do índice gama para as medidas no MapCheck2 e avaliadas pelo software SNC. As comparações foram feitas em dose absoluta e normalizada no máximo de dose para cada campo. Então, com o software 3DVH, foram avaliados os parâmetros de Dmáx, Dméd, D15%, D25%, D35% e D50% para a bexiga e reto, Dméd para o bulbo, Dmáx para o fêmur e D95% para o planning target volume (PTV), pelo histograma dose volume, representa-do na Figura 1.

Resultados

A análise gama dos tratamentos dos pacientes foram fei-tas pelo critério de 3%/3mm e threshold de 10% para um limiar de aprovação de 95% dos pontos satisfazendo este critério. Na análise planar por campo, os planos avaliados tiveram um mínimo de aprovação de 97,5% dos pontos, apresentados na Tabela 1.

As diferenças relativas entre os índices de dose volume entre o plano calculado e o medido avaliado pelo 3DVH são detalhados na Tabela 2.

As diferenças relacionadas ao PTV tiveram variação relativa de 1,3 a 2,2% positiva; ou seja, uma cobertura maior do que o esperado para esta estrutura. Quanto aos órgãos de risco, a variação relativa foi de -5,3 a 25,8%, o que significa que, se próximo as tolerâncias clínicas, po-dem resultar em não aprovação do plano de tratamento.


A avaliação gama, por si só, não dá informações claras se um plano de tratamento pode ou não ser aceito, pois não se sabe exatamente o local dos pontos que passam e os

100908070605040302010

% DVH

0 10 20 30 40 50 60 70 80Dose (Gy)

Reference (RTDose)Comparison (Estimated by MCPDP)

ROI LEGEND:BexigaFemur DirFemur EsqRetoBulboPTV1PTV2

Figura 1. Representação da avaliação dos parâmetros de Dmáx, Dméd, D15%, D25%, D35% e D50% para a bexiga e reto, Dméd para o bulbo, Dmáx para o fêmur e D95% para o PTV.

Avaliação do Índice Gama (%)

CampoPlano

1 2 3 4 5 6 7 8 9

1 99,2 99,3 100 100 100 100 100 100 99,4

2 100 98,5 99 98,8 98,5 100 100 100 99

3 100 98,6 100 100 100 100 100 100 98,6

4 100 99,3 100 97,8 98,6 100 99,5 100 100

5 100 99,3 100 98,9 97,5 100 100 100 99,4

6 100

7 100

Média 99,8 99,0 99,9 99,1 98,9 100,0 99,9 100,0 99,3

Tabela 1. O percentual dos pontos aprovados na análise gama campo a campo dos planos de tratamento.


Lyra JGP, Bruning FF, Funchal M, Toledo HV, Silva PB, Fernandes TCO

Avaliação de dose (%)

Estrutura ParâmetroPlano

1 2 3 4 5 6 7 8 9 Média

Bexiga D15% 3,6 2,7 2,9 4,5 1,9 1,3 1,4 1,6 1,3 2,4

D25% 3,1 3,1 5,0 6,2 1,6 -1,3 1,3 1,7 1,4 2,5

D35% 6,0 3,5 6,6 7,6 0,7 0,4 1,3 1,6 1,1 3,2

D50% 5,5 3,1 0,2 7,0 -1,1 1,3 -0,4 1,5 -0,2 1,9

Reto D15% 1,6 1,8 2,4 3,0 1,6 1,7 1,9 2,0 1,8 2,0

D25% 2,9 2,0 2,3 4,2 2,2 2,4 1,7 2,1 2,0 2,4

D35% 2,9 2,1 2,8 3,6 2,0 3,2 1,9 2,0 2,6 2,6

D50% 3,0 1,8 2,4 5,0 2,0 3,3 2,4 2,3 3,1 2,8

Femur Dir Dmáx 2,6 1,3 1,9 2,1 1,2 1,5 3,7 1,5 5,9 2,4

Femur Esq Dmáx 1,6 1,5 2,0 2,5 0,7 0,7 3,2 1,2 2,0 1,7

Bulbo Dméd 1,4 8,7 25,8 2,7 2,1 3,7 -5,3 3,6 4,0 5,2

PTV D95% 1,6 1,7 2,1 2,2 1,3 1,4 1,5 1,8 1,4 1,7

Tabela 2. Diferença relativa de dose entre o plano calculado e o medido.

que não passam no paciente. O software 3DVH não avalia o DVH com base no posicionamento e deslocamento dos órgãos de risco do paciente, mas nos mostra se um ponto que foi avaliado na análise gama esta em uma região crítica ou não, podendo este plano estar aprovado ou reprovado na avaliação gama. Então, para avaliar o quanto esses pontos são críticos ao paciente, o software 3DVH transfere seu im-pacto para o DVH, permitindo comparar a variação com as tolerâncias clínicas dos órgãos de risco e, até mesmo, o PTV.

Os resultados encontrados mostram que mesmo um plano tendo aprovação maior ou igual à 95% dos pontos, a análise gama não dá informações suficientes que contri-buíam para uma avaliação clínica do planejamento.

Este estudo mostra que há a necessidade de uma verificação mais detalhada do plano, que considere não somente a avaliação planar, mas também a avaliação do DVH medido, e o software 3DVH se mostrou adequado para esta análise.

Agradecimentos

Agradeço a Sun Nuclear Corporation pela concessão do software para este estudo.

Sinceros agradecimentos ao Gabriel Costa por toda sua dedicação e atenção prestada.

Agradeço aos amigos do Hospital Erasto Gaertner e ao Leandro Ricardo Gonçalves pela ajuda e parceria na realização do trabalho.

Agradeço ao Hospital Erasto Gaertner pela liberação do uso de seus equipamentos.

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Artigo Original


Introdução

A Radioterapia é amplamente utilizada no tratamen-to do câncer, seja como uma modalidade simples ou em combinação com outros tratamentos, tais como a cirurgia e a quimioterapia. O objetivo da radioterapia consiste na erradicação das células tumorais por meio da radiação ionizante. Como o dano da radiação não é

Análise quantitativa dos resultados de testes de controle de qualidade em aceleradores

lineares usados em radioterapiaQuantitative analysis of results of quality control tests in

linear accelerators used in radiotherapyBruno M. Pássaro1, Heber S. Videira2 e Laura N. Rodrigues1,3

1Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares – São Paulo (SP), Brasil.2Cyclopet radiofármacos Ltda. – Curitiba (PR), Brasil.

3Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil.

ResumoO objetivo deste trabalho consiste em avaliar e analisar a estabilidade do fator de calibração de três aceleradores lineares, bem como os demais parâmetros dosimétricos normalmente incluídos em um programa de controle de qualidade em radioterapia. A média dos fatores de calibração dos aceleradores para o período de aproximadamente quatro anos para os Clinacs 600C e 6EX foram (0,998±0,012) e (0,996±0,014), respectivamente. Para o Clinac 2100CD de 6 MV e 15 MV foi (1,008±0,009) e (1,006±0,010), respectivamente, em um período de aproximadamente quatro anos. Os dados dos fatores de calibração foram separados em quatro subgrupos para uma análise mais detalhada do comportamento ao longo dos anos. Através da estatística dos fatores de calibração, verificou-se que para os Clinacs 600C e 2100CD, é esperada uma probabilidade de que em mais de 90% dos casos os valores estejam dentro dos limites aceitáveis segundo o TG-142, enquanto que para o Clinac 6EX é esperado em torno de 85% uma vez que esse acelerador apresentou diversas trocas de componentes. Os valores do TPR

20,10 dos três aceleradores são praticamente

constantes e dentro dos limites aceitáveis segundo o TG-142. Pode-se concluir que um estudo detalhado dos dados do fator de calibração dos aceleradores e do TPR

20,10, a partir de um ponto de vista quantitativo, é extremamente útil em um programa de garantia de qualidade.

Palavras-chave: controle de qualidade, radioterapia, calibração.

Abstract The aim of this study is to assess and analyze the stability of the calibration factor of three linear accelerators, as well as the other dosimetric parameters normally included in a program of quality control in radiotherapy. The average calibration factors of the accelerators for the period of approximately four years for the Clinac 600C and Clinac 6EX were (0.998±0.012) and (0.996±0.014), respectively. For the Clinac 2100CD 6 MV and 15 MV was (1.008±0.009) and (1.006±0.010), respectively, in a period of approximately four years. The data of the calibration factors were divided into four subgroups for a more detailed analysis of behavior over the years. Through statistical analysis of calibration factors, we found that for the 600C and Clinacs 2100CD, is an expected probability that more than 90% of cases the values are within acceptable ranges according to TG-142, while for the Clinac 6EX is expected around 85% since this had several exchanges of accelerator components. The values of TPR

20,10 of three

accelerators are practically constant and within acceptable limits according to the TG-142. It can be concluded that a detailed study of data from the calibration factor of the accelerators and TPR

20,10 from a quantitative point of view, is extremely useful in a quality assurance program.

Keywords: quality control, radiotherapy, calibration.

restrito somente às células tumorais, mas afeta também as células normais, é essencial que a dose liberada nos tecidos sadios seja tão baixa possível para minimizar o risco de efeitos colaterais do tratamento radiotera-pêutico1. Portanto, uma abordagem sistemática para a garantia da qualidade de todo processo na radioterapia é essencial, pois é o método mais sensível e eficaz de reduzir acidentes na radioterapia1,2.

Autor correspondente: Bruno Martins Pássaro – Setor de Radioterapia do Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – Avenida Dr. Enéas de Carvalho Aguiar, 255 – 3º andar – Cerqueira César – CEP: 05403-900 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]



Pássaro BM, Videira HS, Rodrigues LN

Após um acelerador linear ser aceito e comissionado, deve-se estabelecer os dados que serão utilizados como referência para os programas de controle de qualidade subsequentes2. Estes dados serão utilizados a fim de ana-lisar o desempenho do acelerador a curto, médio e longo prazo. O objetivo de um programa de controle de qualida-de é verificar o comportamento do desempenho dos ace-leradores lineares com relação às respectivas tolerâncias3.

Os parâmetros do acelerador linear podem desviar-se de seus valores iniciais, como resultado de inúmeras razões: pode haver mudanças inesperadas no fator de calibração do acelerador, devido à avaria do acelerador; quebra mecânica; ou falha de componentes. A substituição de componentes principais (guia de ondas, bending magnet, etc.) também pode alterar o fator de calibração do acelerador a partir dos parâmetros obtidos no comissionamento. Além disso, pode haver mudanças graduais, como resultado do envelheci-mento dos componentes do acelerador. Estes padrões de falha devem ser considerados quando se estabelece um pro-grama de controle de qualidade periódico4,5.

Material e Métodos

Para a realização do presente trabalho foram utilizados os seguintes equipamentos disponíveis no Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo:

Três Aceleradores Lineares para feixes de fótons de alta energia, sendo eles:• Clinac600C;• Clinac6EX(6MV);• Clinac2100CD(6MVe15MV).

Em termos de equipamentos dosimétricos, foram empregados:• sete conjuntos dosimétricos, constituídos por 4 câ-

maras de ionização (volume sensível de 0,6 cm3) e 3 eletrômetros.

Três objetos simuladores, sendo eles: • umsistemadevarreduraautomática3D;• dois objetos simuladores de água, um com dimen-

sões de 30x30x30 cm3 e outro com dimensões de 20x20x15 cm3.

Segundo as recomendações dos protocolos nacio-nais, realizou-se a comprovação de todos os conjuntos dosimétricos utilizados, a fim de assegurar que estes man-tinham os seus respectivos fatores de calibração. Os tes-tes foram realizados trimestralmente utilizando uma fonte de referência de 90Sr.

A maior parte da análise do estudo em questão foi realizado com o conjunto dosimétrico câmara de ioni-zaçãoVictoreen 580 e eletrômetroPTWpara os ace-leradoresClinac600CeClinac2100CD,enquantoqueparaoaceleradorClinac6EXoconjuntodosimétricode

maior análise foi para a câmaraScanditronix FC 65 eeletrômetro Dose 1.

Nos casos em que os valores obtidos com os tais conjuntos não apresentavam conformidades com as do-simetrias anteriores, outros conjuntos dosimétricos eram utilizados a fim de corroborar os valores e/ou confirmar se o fator de calibração do acelerador linear em questão sofreu alguma mudança em seu comportamento.

O período de análise dos dados dos testes de con-trole de qualidade foi aproximadamente de quatro anos. Esse período levou em consideração os seguintes fatos: sabe-se que uma grande quantidade de medidas pro-porciona uma análise estatística com um maior grau de confiabilidade nos resultados. Ao adotar-se um longo pe-ríodo, se está analisando o comportamento dos fatores em um longo prazo e verificando possíveis necessida-des nos níveis de ação ou, até mesmo, a substituição de componentes principais.

A Figura 1 ilustra a metodologia empregada para o cál-culo da dose absorvida na água.

Nessas configurações, foram realizadas cinco lei-turas no conjunto dosimétrico e, em seguida, tirou-se a média dessas leituras e multiplicou-se pelos fatores de correções (pressão e temperatura, recombinação de íons e efeito polaridade) da câmara de ionização. O re-sultado obtido foi dividido devidamente pela porcenta-gem de dose profunda (PDP) na profundidade de 10 cm a fim de se obter o fator rendimento na profundidade de dose máxima.

As incertezas do fator de calibração dos aceleradores em questão foram obtidas através do desvio padrão das cinco leituras realizadas com os conjuntos dosimétricos.

Através de um comando do Statistical Package for the Social Sciences (SPSS) permitiu-se agrupar os da-dos do fator de calibração quanto a sua porcentagem

Figura 1. Procedimento dosimétrico para o cálculo do fator de calibração.

Pressão e temperatura

Recombinação de íons

Efeito polaridade

MQ

ND,W,Q0

KQ,Q0

DW,Q

Média das cinco leituras

Fator de calibração do conjunto dosimétrico

Fator de qualidade do feixe

MQ: média das cinco leituras obtidas pelo conjunto dosimétrico; N

D,W,Q0: fator de

calibração do conjunto dosimétrico utilizado; KQ,Q0

: fator de qualidade do feixe.


Análise quantitativa dos resultados de testes de controle de qualidade em aceleradores lineares usados em radioterapia

e sua frequência em quatro sub-grupos, sendo eles: os valores abaixo de -2% em relação ao comissionamento; os valores entre -2% e o centróide (valor que correspon-de a zero de variação); os valores entre o centróide e +2%; e por fim, os valores acima de +2% em relação ao comissionamento.

Outro parâmetro que foi investigado neste trabalho foi o índice de qualidade dos três aceleradores, geralmente realizado quinzenalmente utilizando, em sua grande maio-ria, os conjuntos dosimetricos descritos anteriormente para cada acelerador. Apenas durante as manutenções preventivas dos aceleradores ou quando houve a neces-sidade da troca de algum componente foi utilizado o sis-tema de varredura 3D. Para fótons de alta energia produ-zidos por aceleradores clínicos, o fator de qualidade Q é determinado pela razão tecido-phantom, TPR20,10.

O TPR20,10 é definido como a razão das doses absorvida na água no eixo central do feixe nas profundidades de 20 e 10 cm em um objeto simulador de água, obtida com uma distância fonte-detector constante (DFD) de 100 cm e em um tamanho de campo 10 x 10 cm na posição do detector6.

Devido à complexidade no esquema dessa medida, o índice da qualidade do feixe foi obtido através da aproxi-mação existente na literatura da PDP em TPR20,10 segun-do a equação (1):

TPR20,10=1,2661PDP20,10–0,0595 (1)

onde PDP20,10 é a razão da porcentagem de dose profun-da nas profundidades de 20 e 10 cm respectivamente6.

Outra alternativa utilizada para medir a qualidade do feixe foi através da D10/5 (razão das doses nas profun-didades de 10 e 5 cm) obtida no objeto simulador de 20x20x15 cm3. Este objeto simulador oferece a vantagem de ser prático e versátil, sendo assim bastante útil em um programa de garantia da qualidade.

Para a avaliação da incerteza7 da medida do TPR foi utilizada o cálculo de propagação de erros segundo a equação (2):

BA

BdB

AdA

Incerteza *22

+=⎛⎝

⎛⎝

⎛⎝

⎛⎝

(2)

onde dA é o desvio padrão das leituras obtidas na profun-didade de 20 cm e A é a dose nessa mesma profundida-de; dB é o desvio padrão das leituras na profundidade de 10 cm e B é a dose nessa profundidade.

Análises e Resultados

Para uma análise mais qualitativa do comportamento do fator de calibração dos três aceleradores lineares, os da-dos obtidos durante a dosimetria foram plotados em dia-gramasdedispersão.AFigura2referenteaoClinac6EXilustra um desses diagramas.

Esta figura mostra o comportamento do fator de calibra-ção do acelerador linear em função do tempo. A calibração do feixe em termos de valores absolutos de dose absorvi-da é demonstrada como dose por unidade monitora e deve ser igual a 1,00. Os limites de aceitação adotados na análise deste parâmetro são de ±2% e são demonstrados através das linhas pontilhadas.

Na Figura 2 percebe-se que algumas das barras de erros estão maiores quando comparadas com as demais. Essas diferenças aconteceram devido às oscilações nas cinco leituras obtidas por um determinado conjunto do-simétrico, ocasionando, assim, um desvio padrão maior do que as medidas em que as leituras se comportaram mais constantes.

Ainda como mostra a Figura 2, durante o período de análise, houve uma troca da câmara de ionização do ace-lerador uma vez que os valores obtidos apresentavam

1,08

1,06

1,04

1,02

1,00

0,98

0,96

0,94

0,92

Fato

r de

calib

raçã

o (U

M/c

Gy)

0 200 400 600

Tempo (dias)

800 1.000 1.200

Conjuntos dosimétricosApós calibração Após calibração

Após calibração

Troca do TuboTroca da C.I.

Troca da C.I.

Após preventiva

Câmara Victoreen 580 + Eletrômetro PTWCâmara Scanditronix FC 65 + Eletrômetro Dose 1Câmara PTW + Eletrômetro PTW

Figura 2. Dosimetrias absolutas do Clinac 6EX a curto, médio e longo prazo.

C.I.: Câmara de Ionização.



uma tendência decrescente em dosimetrias realizadas diariamente. Após a troca da câmara de ionização do ace-lerador, o fator de calibração ainda apresentou algumas oscilações dentro dos limites aceitáveis. Porém, com al-guns valores obtidos próximos ao limite inferior de -2% em relação ao valor do comissionamento, foi realizada uma primeira re-calibração para restabelecer a conformidade. Consequentemente, verificou-se que o fator de calibração continuou apresentando uma tendência decrescente ao longo do tempo e uma segunda re-calibração foi realizada. Após essa segunda calibração, as dosimetrias passaram a ser realizadas diariamente a fim de acompanhar o com-portamento do fator de calibração em um curto interva-lo de tempo. Para a confirmação dos resultados obtidos durante os testes, os conjuntos dosimétricos do hospital foram sendo intercalados durante os dias e seus valores

confrontados entre si, com a finalidade de excluir qualquer possibilidade dos conjuntos estarem descalibrados.

Com os valores obtidos, foi necessária a substituição do tubo do acelerador, seguida de uma nova troca das câmaras de ionização do acelerador e de uma terceira re-calibração. Depois de realizada essas três etapas, o fator de calibração passou a se mostrar mais constante.

Uma análise mais quantitativa dos dados dos fatores de calibração para os três aceleradores pode ser verifica-da pela Tabela 1.

ParaoClinac600C,4dos5dadosobtidosabaixodoslimites foram obtidos sucessivamente e foram tomadas as devidas ações corretivas; 12 dos 13 dados obtidos aci-ma dos limites foram obtidos sucessivamente logo após o acelerador ter sido religado após uma reforma no hospital.

Para o Clinac 2100CD em ambas as energias, o único dado obtido abaixo dos limites pode ser atribuído a uma pequena variação de um determinado conjunto dosimétri-co, uma vez que foram realizadas dosimetrias diárias após a obtenção desse dado e todas apresentaram valores dentro dos limites aceitáveis.

ParaoClinac6EX,6dos12valoresobtidosacimadolimite de +2% foram antes da troca do tubo do acelerador, quatro logo após a troca do tubo e os últimos dois logo após a segunda troca da câmara de ionização.

Pela Figura 3 percebe-se a semelhança entre os da-dos do fator de calibração e uma predominância dos mes-mos entre o limite inferior (2%) e o centroide.

Com os resultados obtidos no controle de qualidade do fator de calibração, uma análise quantitativa foi realiza-da através de alguns parâmetros, tais como a média dos

Tabela 1. Análise quantitativa dos subgrupos dos fatores de calibração.

Fator de calibraçãoClinac 600C

Clinac 2100CD*

Clinac 2100CD**

Clinac 6EX

Inferior ao limite de -2%

4,27% 0,81% 0,82% 0,93%

Limite inferior e o centroide

51,29% 52,03% 56,56% 46,74%

Centroide e o limite superior

33,33% 44,72% 36,88% 41,12%

Superior ao limite de +2%

11,11% 2,44% 5,74% 11,21%

*Energia de 6 MV; **energia de 15 MV.

Figura 3. Análise quantitativa dos resultados dos subgrupos dos fatores de calibração para os três aceleradores lineares.

60

50

40

30

20

10

0

Porc

enta

gem

Clinac 600CClinac 2100CD – 6 MVClinac 2100CD – 15 MVClinac 6EX

Dados abaixo do limite de-2% em relação ao do

comissionamento

Dados entre o limite de -2% e o centroide

Dados entre o centroide e o limite de +2%

Dados acima do limite de +2% em relação

ao do comissionamento

Subgrupos dos limites de tolerância dos 3 aceleradores lineares


Análise quantitativa dos resultados de testes de controle de qualidade em aceleradores lineares usados em radioterapia

Tabela 2. Número de medidas, média e desvio padrão e cálculo de probabilidade dos fatores de calibração dos três aceleradores.

n Média±DP Probabilidade (%)Clinac 600C 117 0,998±0,012 91,10Clinac 2100CD* 123 1,008±0,009 97,80Clinac 2100CD** 122 1,006±0,010 95,07Clinac 6EX 107 0,996±0,014 84,33

* Energia de 6 MV; **energia de 15 MVDP: desvio padrão.

fatores de calibração, seus respectivos desvios-padrões e os limites de ±2% em relação ao valor do comissionamento. Com esses valores em mãos, pode-se estimar qual a pro-babilidade de se obter o fator de calibração dentro dos limi-tes segundo o TG-142 para os três aceleradores. Essa pro-babilidadefoideterminadaparaoaceleradorClinac600Cconforme a equação (3).

( )

( )

( )

( )( ) %10,91017,1977,0

911,0032,0943,0017,1977,0

943,058,158,1012,0

998,0017,1

032,0968,0185,185,1012,0

998,0977,0

017,1977,0

=≤≤

=-=≤≤

=≤→=-=

=-=-≤→-=-=

-=

≤≤

XP

XP

zPZ

zPZ

XZ

XP

σμ

(3)

onde μ é a média dos valores do fator de calibração e σ é o desvio padrão.

A Tabela 2 apresenta o número de medidas N, a média e os desvios padrão dos fatores de calibração e o resulta-do dessas probabilidades.

ParaoClinac6EX,ocálculosemostrouinferioraode-mais aceleradores e pode ser justificado por ser o único acelerador dentro do período de análise em que houve troca de componentes principais.

Através dos valores obtidos durante o período de aná-lise, pode-se concluir que os dados do fator de calibração dos aceleradores mostraram-se em sua grande maioria dentro dos limites permissíveis segundo os protocolos in-ternacionais adotados pelo hospital.

Para os índices de qualidade do feixe, pela Figura 4 nota-se que os parâmetros para os três aceleradores line-aresnaenergiade6MVestãoreprodutíveistantoparaoTPR20,10 quanto que para o D10/5 em um período de aproxi-madamente1.600dias.

Em apenas uma ocasião para o acelerador Clinac 600ChouveumresultadoemqueoTPR20,10 se encon-trava fora da conformidade que provavelmente foi devido a uma pequena variação de um dos sistemas dosimé-tricos, uma vez que esse parâmetro foi investigado com medidas posteriores e os valores já se encontravam den-tro dos padrões.

Conclusões

Um estudo detalhado do fator de calibração e dos demais parâmetros dosimétricos dos feixes de radiação engloba-dos no controle de qualidade do ponto de vista quantitati-vo é extremamente útil e fornece uma visão mais detalha-da acerca do comportamento desses fatores, permitindo assim reconhecer erros potenciais nas medidas de dose obtidas em condições de referência.

Com a avaliação e análise da estabilidade do fator de calibração dos três aceleradores lineares no Hospital das Clínicas, bem como os demais parâmetros dosimétricos

Figura 4. Índice de qualidade do feixe dos três aceleradores investigados neste trabalho para a energia de 6 MV de fótons.

0,8

0,7

0,6

TPR 20

,10 e

D10

/5

Dias0 200 400 600 800 1.000 1.200 1.400 1.600 1.800

TPR20,10

- 600CD

10/5 - 600C

TPR20,10

- 2100CD - 6 MVD

10/5 - 2100CD - 6 MV

TPR20,10

- 6EXD

10/5 - 6EX



normalmente incluídos em um programa de controle de qualidade em radioterapia, foi possível identificar as even-tuais variações acima dos limites permissíveis, com as devidas ações corretivas para restabelecer os parâme-tros desejados. Esta análise a curto, médio e longo prazo permitiu a consolidação de todas as ações tomadas para assegurar a estabilidade dos fatores de calibração de uma maneira mais coesa e com a devida segurança, atualmen-te exigida em todo e qualquer procedimento radioterápico.

Os controles de qualidades realizados em todos os conjuntos dosimétricos devem ser realizados concomi-tantemente ao controle de qualidade dos aceleradores a fim de assegurar que as possíveis variações encontradas na dosimetria rotineira dos aceleradores não estão sendo influenciadas de alguma forma por um comportamento eventual e anômalo do conjunto de medidas em questão. A realização da dosimetria dos aceleradores com diversos conjuntos dosimétricos foi de fundamental importância na tomada de decisões das ações corretivas adotadas ao longo destes anos.

O estudo mostrou a importância de uma análise crite-riosa e sistemática dos resultados obtidos a partir de um programa de Controle de Qualidade (CQ) estabelecido a

fim de prever eventualmente a ocorrência de falhas e/ou anomalias nos aparelhos em questão.

Referências

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da qualidade em radioterapia. Rio de Janeiro: INCA; 2000.

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theory and practice. Boca Raton: CRC Press; 2007.

3. Kutcher GJ, Coia L, Gillin M, Hanson WF, Leibel S, Morton RJ, et al.

Comprehensive QA for radiation oncology: report of AAPM Radiation

Therapy Committee Task Group 40 Med Phys. 1994;21(4):581-618.

4. Klein EE, Hanley J, Bayouth J, Yin FF, Simon W, Dresser S, et al. Task

Group 142 report: quality assurance of medical accelerators. Med Phys.

2009;36(9):4197-211.

5. Podgorsak EB. Radiation oncology physics: a handbook for teachers and

students. Vienna: IAEA; 2005.

6. International Atomic Energy Agency – IAEA. Absorbed dose determination in

external beam radiotherapy: an international code of practice for dosimetry

based on standards of absorbed dose to water. Technical Report Series.

IAEA-TRS-398. Vienna; 2000.

7. Vuolo JH. Fundamentos da teoria de erros. São Paulo: Edgard Blücher; 1996.

Artigo Original


Introdução

Segundo a literatura, blindagem tem sido definida como “uma entidade física interposta entre a fonte de radiação ionizante e um objeto a ser protegido de tal modo que, o nível de radiação na posição em que se encontra o objeto seja reduzido”1.

Os cíclotrons podem ser classificados em categoria I e categoria II, ou seja, autoblindado ou não autoblindado

Verificação da eficácia da blindagem de água borada construída para um acelerador

cíclotron do tipo autoblindadoVerification of effectiveness of borated water shield for a

cyclotron type self-shieldedHeber S. Videira1,3, Bruno M. Pássaro2, Guilherme M. Burkhardt1, Ronielly S. Santos1,

Julia A. Gonzalez2, Josefina Santos2, Maria I. C. C. Guimarães2 e Marcelo K. Lenzi3

1Cyclopet radiofármacos Ltda. – Curitiba (PR), Brasil.2Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil.

3Programa de Pós-graduação em Engenharia Química da Universidade Federal do Paraná – Curitiba (PR), Brasil.

ResumoOs avanços tecnológicos na tomografia por emissão de pósitrons (PET) em imagiologia clínica convencional têm levado a um aumento constante do número de cíclotrons em todo o mundo. A maioria desses cíclotrons está sendo utilizada para a produção de 18F-FDG, seja para uso próprio na instituição, como para distribuição aos demais centros que possuem o PET. Para que haja a segurança radiológica nas instalações, os cíclotrons destinados à medicina podem ser classificados em categoria I e categoria II, ou seja, autoblindado ou não autoblindado (bunker). O objetivo do presente trabalho foi verificar a eficácia da blindagem de água borada construída para um acelerador cíclotron do tipo autoblindado PETtrace 860. As misturas da água borada ocorreram de acordo com as especificações do fabricante, bem como, os resultados do levantamento radiométrico no entorno da autoblindagem do cíclotron nas condições estabelecidas pelo fabricante mostraram que os níveis de radiação ficaram abaixo dos limites estabelecidos.

Palavras-chave: cíclotron, blindagem contra radiação.

AbstractThe technological advances in positron emission tomography (PET) in conventional clinic imaging have led to a steady increase in the number of cyclotrons worldwide. Most of these cyclotrons are being used to produce 18F-FDG, either for themselves as for the distribution to other centers that have PET. For there to be safety in radiological facilities, the cyclotron intended for medical purposes can be classified in category I and category II, ie, self-shielded or non-shielded (bunker). Therefore, the aim of this work is to verify the effectiveness of borated water shield built for a cyclotron accelerator-type Self-shielded PETtrace 860. Mixtures of water borated occurred in accordance with the manufacturer’s specifications, as well as the results of the radiometric survey in the vicinity of the self-shielding of the cyclotron in the conditions established by the manufacturer showed that radiation levels were below the limits.

Keywords: cyclotron, shielding against radiation.

(bunker)2. Os cíclotrons autoblindados são constituídos por uma blindagem pesada ao redor do cíclotron. Já para os cíclotrons do tipo bunker, são necessárias blindagens estruturais adicionais para reduzir os níveis de radiação dentro dos limites de segurança estabelecidos pelos ór-gãos de regulamentação.

Portanto, é importante que a blindagem seja de-vidamente projetada e instalada, uma vez que cor-reções ou acréscimos, após as instalações estarem

Autor correspondente: Heber Simões Videira – Cyclopet Radiofármacos – Rua Cezinando Dias Paredes, 367 – Boqueirão – CEP: 81730-090 – Curitiba (PR), Brasil – E-mail: [email protected]



Videira HS, Pássaro BM, Burkhardt GM, Santos RS, Gonzalez JA, Santos J, Guimarães MICC, Lenzi MK

concluídas, são geralmente caras. Pela mesma razão, o planejamento também deve incluir a consideração de possíveis necessidades futuras em novos equipa-mentos, tais como para maiores energias de radiação, para o aumento da intensidade do feixe, para diferen-tes espécies de partículas aceleradas, e para um au-mento da carga de trabalho3.

A eficácia das blindagens de cíclotons é fundamen-tal para o funcionamento com segurança da instalação, uma vez que estes produzem grandes atividades de ra-dioisótopos de vida curta numa base comercial. O proje-to de blindagem ideal dos cíclotrons exige um equilíbrio cuidadoso entre os fatores radiológicos, econômicos e muitas vezes sócio-políticos. Nesse contexto, é necessá-rio não só otimizar o custo da proteção radiológica, mas também os custos em detrimento à saúde resultante da exposição de indivíduos e populações às radiações4. O custo da proteção radiológica depende explicitamente da natureza do campo de radiação ionizante produzida pelo cíclotron, o seu estado operacional, o custo do ma-terial de blindagem, o nível de redução de dose, a receita líquida projetada a partir da venda dos radioisótopos e a taxa de depreciação da instalação5.

O objetivo do presente trabalho consiste em verificar a eficácia da blindagem de água borada construída para um acelerador cíclotron do tipo autoblindado PETtrace 860.

Material e Métodos

Os materiais utilizados no estudo da verificação da eficácia da blindagem de água borada construída para o acelera-dor do tipo cíclotron consistiram em:• cíclotronGEPETtrace860comenergiamáximadepró-

tons de 16,5 MeV, corrente máxima de feixe de 75 μA por feixe e 100 μA em feixe duplo, com capacidade de produzir 10 Ci de 18F- em 2 horas de irradiação;

• tanques para a mistura dos produtos químicos eaquecimento;

• 21m3 de água;• 3500kgdeboratodesódio;• 3500kgdeácidobórico;• materiaisdeproteção,taiscomoluvasemáscaras;• fitadepH0-14daMerck;• monitores de taxa de dose: Geiger - Muller. Marca

Nuclear Radiation, Modelo Radalert 100;• monitordenêutrons:Ludlum,Modelo12-4.

A autoblindagem do cíclotron PETtrace é composta por oito tanques conforme mostra a Figura 1. Cada tan-que foi preenchido com uma mistura de água com 3,5% de boro (descrita posteriormente) e revestidos localizada-mente com tijolos e placas de chumbo.

A primeira etapa do procedimento consistiu-se em realizar as 14 misturas que preencheriam os espaços dentro dos tanques do cíclotron, pois cada batelada tem um volume de aproximadamente 2 m3. Cada uma des-sasmisturascontinham500kgdeprodutosquímicos(250kgdeboratodesódio+250kgdeácidobórico)em água até atingir o volume final de 2 m3 de solução. Paraopreparodamistura,25kgdecadaumdosdoisprodutos químicos foram sendo adicionados continua-mente em um volume de água aquecido a 50°C e mis-turados por uma bomba. Ao final do preparo de cada mistura, mediu-se o indicativo do pH da solução para verificar se o mesmo encontrava-se com o pH neutro.

A Figura 2A mostra os tanques misturadores, enquanto a Figura 2B mostra os indicadores dos níveis de pH.

A segunda etapa do procedimento consistiu-se em preencher cada um dos tanques. Nos tanques 1, 7 e 8 fo-ram instalados chapas de chumbo, enquanto nos tanques 3, 4 e 5 foram instalados os tijolos de chumbo. Depois de instalados as chapas e os tijolos de chumbo, cada tan-que foi preenchido com a mistura de água com 3,5% de

Figura 1. Representação do cíclotron e das posições dos tanques da autoblindagem.

Tanque 5

Tanque 4

Tanque 3

Tanque 8

Tanque 2

Tanque 1

Magneto

Tanque 6Tanque 7


Verificação da eficácia da blindagem de água borada construída para um acelerador cíclotron do tipo autoblindado

A terceira etapa do procedimento consistiu-se em determinar a dose acumulada nos testes de comissio-namento do cíclotron com dosímetros termolumines-centes(TLD).Osposicionamentosdosdosímetrosdeárea estão descritos na Figura 3, para uma melhor vi-sualização de cada posicionamento, juntamente com a Tabela 1.

A quarta etapa do procedimento da verificação da blindagem foi o levantamento radiométrico na condi-ção de irradiação de 40 μA de prótons em um alvo de H2O

18de98%depurezacomumdetectordenêutronse gama em diferentes pontos como mostra a Figura 4.

Tabela 1. Posição dos dosímetros de área no período de comissionamento.

LocalDosímetro

gamaDosímetro de

nêutron

Junção Tanque 2 e 3 D613008 D613018


Tanque 6 D613010 D613008


Labirinto D613012 D613015

Oficina D613013 D613016

Junção Tanque 7 e 1 (cima) D613014 D613010


Junção Tanque 8, 5 e 6 (cima) D613016 D613017


Tanque 4 D613018 D613013

Sala de comando D613019 D613012Figura 2. (A) Tanques misturadores; (B) Indicadores dos níveis de pH.

A

B

Figura 3. Posicionamento de cada dosímetro de área no período de comissionamento.

Tanque 6

Junç

ão Ta

nque

4 e 5 Junção Tanque 7 e 1

Tanque 4

Magneto

Junção Tanque 8, 5 e 6(cima)

Junção Tanque 6 e 8(cima)

Junção Tanque 2 e 3


(cima)


(cima)

boro até 50% do seu volume através de uma bomba de drenagem e verificou-se se havia algum vazamento nos tanques. Em seguida, preencheu-se cada tanque até 90% do seu volume e por fim até os 100% de seu volume.


Videira HS, Pássaro BM, Burkhardt GM, Santos RS, Gonzalez JA, Santos J, Guimarães MICC, Lenzi MK

Tabela 2. Corrente nominal de prótons de 40 μA no alvo de H

2O18 na posição 1.

Pontos Taxa de dose (μSv/h)

GamaLimite

fabricante gama

1 metro NêutronLimite

fabricante nêutron

1 metro

A 22 20 0 5 5 0

B 157 170 0 20 20 0

C 7 25 0 01 2 0

D 6 12 10 1 2 0

E 10 15 10 0 2 0

F 17 20 17 0 2 0

G 6 6 6 0 1 0

H 22 25 23 4 6 2

I 18 40 18 0 3 0

J 15 30 15 0 2 0

K 6 12 7 0 1 0

L 52 50 22 4 10 4

M 136 150 50 3 10 1

N 26 30 22 0 2 0

O 5 20 7 0 3 0

P 8 30 10 0 2 0

Q 30 30 20 0 2 0

R 4 12 8 0 1 0

S 50 50 30 0 12 0

GG 20 25 20 0 3 0

HH 39 80 40 0 3 0

II 130 140 50 2 10 0

O nível de radiação de fundo do local foi determinado para gama e nêutrons como sendo respectivamente 1 μSv/h em ambos os casos. A corrente nominal para a realização desse teste foi de 40 μA no alvo de H2O

18 na posição 1 e 4 do cíclotron.

A quinta etapa do procedimento foi o levantamento radiométrico ao redor da instalação, devido ao fenô-meno sky shine,comosmonitoresdegamaenêutron,na condição de irradiação simultânea de dois alvos de H2O

18 de 98% de pureza com 50 μA de prótons em cada um dos alvos por um período de 2 horas.

Análises e Resultados

As Tabelas 2 e 3 mostram os valores obtidos pelo levan-tamento radiométrico referente à quarta etapa do procedi-mento da verificação da blindagem.

A Tabela 4 fornece os valores obtidos no levantamento radiométrico ao redor da instalação enquanto a Figura 5 mostra a posição na instalação onde os valores foram diferentes de zero. As demais localidades da instalação não aparecem na tabela são graças a suas taxas de dose (μSv/h) serem nulas.

Conclusões

A dose máxima acumulada determinada pelos dosíme-trosdeTLDreferenteaterceiraetapadoprocedimentofoide0,3mSvnoperíodode1mêsdecomissionamento. Os resultados do levantamento radiométrico no entorno da autoblindagem do cíclotron nas condições de irradia-ção do alvo de H2O

18 com 40 μA para a produção de 18F utilizando somente o alvo 1, mostraram que os níveis de

Figura 4. Levantamento radiométrico.

AB

C

E

I

II

F

J

N

D

H

LM

P RG

K

OQ S

GG

HHVisão de cima

Visão de frente

Frente

Traseira

Esquerda(alvo)

Visão da esquerda

Visão de trásVisão da direita

Direita

1535

2300

2300

2300

2300

200 400

400

400

400

400

1160

1160

1160

1140

1140

1345

1345

1470

14702300

1200


Verificação da eficácia da blindagem de água borada construída para um acelerador cíclotron do tipo autoblindado

Tabela 4. Localidades da instalação onde o levantamento radiométrico apresentou valores de taxa de dose diferentes de zero para gama e nêutrons.

Pontos de monitoraçãoTaxa de dose (μSv/h)

Gama Nêutron

D 1 0

E 1 0

O 0 1

Tabela 3. Corrente nominal de prótons de 40 μA no alvo de H

2O18 na posição 4.

Pontos

Taxa de dose (μSv/h)

GamaLimite

fabricantegama

1 metro NêutronLimite

fabricantenêutron

1 metro

A 33 20 20 10 5 10

B 124 170 64 40 20 40

C 7 25 3 0 2 0

D 12 12 8 0 2 0

E 10 15 8 0 2 0

F 29 20 20 0 2 0

G 6 6 5 0 1 0

H 20 25 10 5 6 0

I 19 40 22 0 3 0

J 20 30 20 0 2 0

K 12 12 7 0 1 0

L 23 50 12 3 10 0

M 60 150 25 1 10 0

N 20 30 20 0 2 0

O 10 20 6 0 3 0

P 21 30 18 0 2 0

Q 9 30 7 0 2 0

R 8 12 12 0 1 0

S 9 50 5 0 12 0

GG 45 25 26 0 3 0

HH 74 80 37 0 3 0

II 79 140 46 0 10 0

Figura 5. Destaque do local do levantamento radiométrico na condição máxima de irradiação.

Almoxarifado Recepção

Radiofarmácia Sala comum

Físico-químico Vestiário

Área Técnica

CíclotronLavagem

Microbiológico

Corredor

radiação ficaram abaixo dos limites estabelecidos pelo fabricante,comexceçãodospontosAeLpararadiaçãogama. Essa exceção está dentro da incerteza de me-dição considerada de 10%. Quando utilizado somente o alvo 4 para a produção de 18F-, os níveis de radiação apresentaram valores abaixo dos limites, com a exce-ção dospontosA, F eGGpara radiação gama e dospontosA eBpara nêutrons. Essa exceção é causadadevido ao posicionamento do alvo no acelerador. No en-tanto, levando em consideração o fator de ocupação nulo nos pontos A e B que estão no teto da blindagem, podemos considerar satisfatória a mesma.

No levantamento radiométrico no entorno do bunker e na saída do labirinto realizado na condição de irra-diação máxima, ou seja, irradiação simultânea de dois alvos de H2O

18 com pureza de 98% com 50 μA em cada alvo por duas horas, não apresentaram valores acima do background.

Referências

1. Chilton AB, Shultis JK, Faw RE. Principles of Radiation Shielding. New Jersey: Prentice-Hall; 1984.

2. International Atomic Energy Agency. Safety Series Nº 107. Radiation Safety of Gamma and Electron Irradiation Facilities. Vienna: IAEA; 1992.

3. National Council On Radiation Protection And Measurements Radiation Protection for Particle Accelerator Facilities. NCRP, Report Nº 144. 2005.

4. International Commission On Radiological Protection. Cost-Benefit Analysis in the Optimization of Radiation Protection. ICRP Publication 37. 1983.

5. Mukherjee B. Optimisation of the Radiation Shielding of Medical Cyclotrons using a Genetic Algorithm. Australia: Australian Nuclear Science and Technology; 2010.

Resenha de Dissertação


Gel Dosímetro tipo Bang-1: aplicação em planejamentos de tratamento por radioterapia

e avaliação qualitativa através de imagens obtidas em ressonância magnética

Gel Dosimeter type Bang-1: application in treatment planning for radiotherapy and qualitative evaluation

obtained through magnetic resonance imagingJoão H. Hamann e Carlos M. G. S. Cruz

Programa de Pós-graduação em Engenharia Mecânica e de Materiais da Universidade Tecnológica Federal do Paraná – Curitiba (PR), Brasil.

Dissertação de Mestrado em Engenharia dos Materiais, 2009.

ResumoUma distribuição de dose que otimize o volume alvo de tratamento em radioterapia é de grande interesse. Para esse propósito, planos de tratamento devem ser verificados experimentalmente antes de serem transferidos para o paciente. A exatidão da dose entregue e a resolução espacial podem ser analisadas em um gel dosímetro que possua equivalência a tecido, além de possibilitar a distribuição de dose tridimensionalmente. Com isso, esse dosímetro pode ser analisado por meio do tempo de relaxação T2, o qual varia com o valor de dose absorvida. Assim, neste trabalho, uma nova metodologia para a produção de soluções dosimétricas foi desenvolvida; frascos contendo gel dosímetro tipo Bang-1 e uma composição química variada do gel Bang-1 foram associados a um fantoma de cabeça e irradiados em feixes de fótons de alta e baixa energia. Posteriormente, diferentes técnicas em ressonância magnética (RM) foram aplicadas para a obtenção das imagens visualizando a área polimerizada. Com a utilização do programa MATLAB, imagens reconstruídas tridimensionalmente e perfis de atenuação foram gerados. Os resultados desta análise qualitativa apresentaram que a sequência MRCP HD HR Sense com ponderação em T2 gera uma imagem com ótima resolução espacial do gel dosímetro irradiado. Outra consideração importante é que, através da confecção do gel polímero tipo Bang-1, pode-se futuramente fazer uso do gel para preencher o interior de fantomas anatômicos para a simulação de tratamentos, onde esses tratamentos possuam uma localização ou volume tumoral muito complexo.

Palavras-chave: dosimetria, fantoma de cabeça, imagem por ressonância magnética.

AbstractA dose distribution that optimizes the target volume is of major interest for radiotherapy. For this purpose, treatment plans have to be verified experimentally before being transferred to the patient. The requirements regarding dose accuracy and spatial resolution can be fulfilled with a tissue equivalent polymer gel dosimeter which offers the possibility of visualizing 3D dose distributions. Herewith, such dosimeter can be analyzed by the relaxation time T2 that varies with the absorbed dose. Thus, in this work, a new methodology for the production dosimetric solutions were developed; flasks filled with dosimeter Bang-1 gel and with a varied chemical composition of the Bang-1 gel were associated with head phantom had and irradiated in photons beams of high and low energy. Later, different techniques in magnetic resonance imaging (MRI) had been carried out for the attainment of images demonstrating the polymerization area. With the use of the MATLAB program three dimensional reconstructed images and attenuation profiles were generated. The results of this qualitative analysis had demonstrated that the sequence MRCP HD HR Sense in T2 generates an image with excellent space resolution of the irradiated gel dosimeter. Another important consideration is that through the preparation of Bang-1 gel polymer, anatomical phantom can, in the future, be used filling it the interior for the simulation treatments, where these treatments have localization or very complex tumor volume.

Keywords: dosimetry, phantom head, magnetic resonance imaging.

Revista Brasileira de Física Médica.2013;7(1):31.

expediente - abfm · emico okuno instituto de física da universidade de são paulo (usp) gabriela...

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