Expediente

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Expediente

Expediente
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.
Corpo editoral
Editor Científico
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Trabalho da Universidade de São Paulo (USP)
Sumário
Editorial
19
XVII Congresso Brasileiro de Física Médica
Edmario Antonio Guimarães Costa
Artigos Originais
21
Determinação de parâmetros de Tongue and Groove de colimadores de multilâminas
Determination of Tongue and Groove parameters for multileaf collimators
Aluísio Castro, Bihn Nguyen e Carlos E. de Almeida
25
Comparação entre Dispositivos Eletrônicos de Imagens Portais e matriz de câmaras de
ionização para garantia da qualidade de radioterapia de intensidade modulada
Comparison between Electronic Portal maging Devices and ion chamber matrix for intensity-modulated
radiotherapy quality assurance
Thiago B. Silveira , Marilia B. Lima e Luiz A. R. da Rosa
29
Espectros e deposição de dose em profundidade em phantom de mama de
polimetilmetacrilato: obtenção experimental e por método de Monte Carlo
Spectra and depth-dose deposition in a polimetilmetacrilate breast phantom obtained by experimental and
Monte Carlo method
Mariano G. David, Evandro J. Pires, Marcos A. Albuquerque, Luís A. Magalhães, Mario A. Bernal, José G. Peixoto, Carlos E. de Almeida e Carlos F. E. Alves
35
Avaliação do efeito de volume parcial na quantificação de atividade em imagens de PET/CT
Evaluation of the partial volume effect in the activity quantification in PET/CT images
Alexandre R. Krempser, Silvia M. Velasques de Oliveira e Sérgio A. de Almeida
41
Caracterização de um detector planar de múltiplos fios para controle de qualidade diário de
tratamentos com IMRT
Multi-wire detector characterization for daily quality control on IMRT
Vilma A. Ferrari, Érika Y. Watanabe, Gabriela R. Santos e Gisela Menegussi
45
Caracterização de um sistema eletrônico de aquisição de imagem portal para dosimetria
em radioterapia
Characterization of an electronic system for Image acquisition portal to open field dosimetry
Gustavo L. Barbi , Harley F. Oliveira, Edenyse C. Bertucci, Leonardo L. Amaral e Leandro F. Borges
51
Calibração de diodos semicondutores para dosimetria in vivo em tratamentos de irradiação
de corpo inteiro
Calibration of semiconductors diodes for in vivo dosimetry in total body irradiation treatments
Fernanda F. Oliveira, Leonardo L. Amaral, Alessandro M. Costa e Thomaz G. Netto
55
Comparação entre o cálculo da dose no XiO® e medidas dosimétricas em feixes de fótons
com filtro virtual
Comparison between dose calculation in XiO® and dosimetric measurements in virtual wedge photon beams
Laila G. Almeida, Leonardo L. Amaral, Harley F. Oliveira e Ana F. Maia
61
Objeto de teste de baixo custo para radiologia computadorizada
Low cost phantom for computed radiology
Paulo Cesar B. Travassos, Fernando M. Augusto, Thalis L. A. SantÝves, Elicardo A. S. Gonçalves, Luis Alexandre G. Magalhães e Marina A. Botelho
65
Índice de qualidade em radiologia médica
Quality index in medical radiology
Paulo Cesar B. Travassos, Luís Alexandre G. Magalhães, Marcus V. Navarro, Gunter G. Drexler e Carlos E. de Almeida
69
Avaliação comparativa entre as propriedades de atenuação de blocos de concreto com
hematita e blocos de concreto convencional
Comparative study of the shield of concrete blocks with hematite in relation to common concrete blocks Paulo R. Costa, André A. Bürger, Veronica K. Naccache e Simão Priszkulnik
73
Verificação da blindagem construída para um acelerador do tipo Cíclotron
Verification of the shielding built for a Cyclotron accelerator
Heber S. Videira, Bruno M. Pássaro, Julia A. Gonzalez, Maria Inês C. C. Guimarães e Carlos A. Buchpiguel
77
Análise crítica do posicionamento de um sistema de monitoramento de acelerador
Cíclotron
Critical analysis of the positioning of monitoring system of the cyclotron accelerator
Julia A. Gonzalez, Bruno M. Pássaro, Maria Inês C. C. Guimarães, Carlos A. Buchpiguel e Heber S. Videira
Associação Brasileira de Física Médica®
79
Desenvolvimento de um programa de controle de qualidade em ressonância magnética baseado nas
recomendações do Colégio Americano de Radiologia
Development of a magnetic resonance quality control program based on the American College of Radiology
recommendations
Alexandre S. Capaverde, Cássio S. Moura e Ana Maria M. Silva
87
Obtenção de sementes de braquiterapia pelo processo de selagem com polímero
Obtention of brachytherapy seeds by sealing process using polymer
Diogo Alberto P. D. Lana, Luiz Cláudio F. M. Garcia Carvalho, Wilmar B. Ferraz e Ana Maria M. Santos
91
Uso do MCNP para comparação das respostas de dose depositada nos TLD 100, TLD 600 e TLD 700
em campos de irradiação devido a fontes de Co e AmBe
Use of MCNP to compare the response of dose deposited in the TLD 100, TLD 600 and TLD 700 in radiation fields due
to Co and AmBe source
Tássio A. Cavalieri, Vinícius A. Castro e Paulo T. D. Siqueira
95
Avaliação de Amostras Termoluminescentes de BeO em Feixes Padrões de Radioterapia
Evaluation of Thermoluminescent BeO Samples in Standard Radiotherapy Beams
Daniela P. Groppo, Jonas O. Silva e Linda V. E. Caldas
99
Uso do método fuzzy c-means para segmentação de imagens dermatoscópicas de lesões de pele
Use of the c-means fuzzy method to skin lesion dermatoscopic image segmentation
Talita S. Coelho, Marco A. R. Fernandes , Hélio A. Miot e Hélio Yoriyaz
103
Aplicação de contornos ativos para a segmentação de nódulos em imagens de ultrassonografia da
mama
Application of active contours for nodules segmentation in breast ultrasound images
Karem D. Marcomini, Homero Schiabel e Luciana B. Verçosa
109
Síntese e caracterização bioinspirada de partículas superparamagnéticas
Bioinspired synthesis and characterization of superparamagnetic particles
Vinícius F. Castro e Alvaro A. A. Queiroz
Editorial
Revista Brasileira de Física Médica.2012;6(2):19.
XVII Congresso Brasileiro de Física Médica
F
oi com muita honra que aceitamos o convite do editor da Revista Brasileira de Física Médica (RBFM) para escrever este
editorial sobre os trabalhos apresentados no XVII Congresso Brasileiro de Física Médica, realizado entre os dias 8 e 11
de agosto de 2012, no Centro de Convenções do Bahia Othon Palace Hotel em Salvador, Bahia.
Em primeiro lugar, gostaria de agradecer à Comissão Científica, presidida pelo Dr. Carlos Eduardo Veloso de Almeida,
que trabalhou arduamente para preparar uma programação atual e em sintonia com as necessidades dos profissionais da
área, tendo como palestrantes renomados especialistas do país e do exterior.
Durante o evento foram realizados nove minicursos sendo três na área de Física da Radioterapia, três na área de Física
de Radiodiagnóstico e três na área de Física de Medicina Nuclear.
Foi realizado, como atividade especial, um curso sobre “Implementação de sistema de qualidade em serviços de
Medicina Nuclear: extensão do Projeto ARCAL CXI – AIEA” e também foram lançados dois livros: Bases Físicas de um
Programa de Garantia de Qualidade em IMRT, do editor científico Prof. Dr. Carlos Eduardo Veloso de Almeida, e Controle
de Qualidade em Radioterapia, de Laura Furnari e colaboradores. Foram apresentados ainda 20 trabalhos orais e 125 na
forma de pôsteres.
Durante aqueles dias tivemos a oportunidade de discutir os avanços na área de Física da Radioterapia, Radiodiagnóstico,
Medicina Nuclear e temas de relevância na área de educação, pesquisa e os relativos à formação e profissão do físico médico.
Foi realizado também o primeiro encontro de estudantes de Física Médica, organizado pelo estudante Renan Garcia
de Passos, formando do curso de Bacharelado em Física Médica, da Universidade Federal de Sergipe, e coordenado pela
Prof.ª Ana Figueiredo Maia, docente na mesma instituição. O encontro contou com a presença de estudantes de diversos
estabelecimentos de ensino de graduação e pós-graduação, além de professores e membros da Associação Brasileira
de Física Médica (ABFM). O objetivo da reunião foi possibilitar um momento de debate, visando iniciar um processo de
interação mais estreito entre os alunos, a troca de experiências e a discussão de problemas comuns.
Tivemos como patrocinadores do XVII CBFM 12 empresas, muitas delas expondo materiais e serviços. Dentre elas
destacaram-se a Elekta e a Varian, como patrocinadores másters. Foi fundamental também o apoio e a colaboração de
órgãos de fomento, como a FAPESB, CNPQ e CAPES, pois sem eles não seria possível a realização do evento.
O Congresso da ABFM também é um momento de confraternização e troca de experiências, importante para o fortalecimento e o crescimento da nossa especialidade. E como não poderia ser diferente nessa cidade alegre e de gente tão
hospitaleira, congregamos, e congregamos muito! Acredito que foi um evento marcante em todos os aspectos, e que será
sempre lembrado por seus participantes.
A ABFM tem uma história, uma história de pessoas que se dedicaram e se dedicam a esta instituição, cuja missão é
“Desenvolver a prática da Física em Medicina e ciências correlatas, incentivando a pesquisa e o desenvolvimento, disseminando informação técnico-científica e promovendo o aprimoramento profissional dos Físicos Médicos”.
Nosso objetivo maior que oferecer aos pacientes serviços médicos de alta qualidade.
Sinto-me com o dever cumprido e feliz por poder colaborar com a nossa Associação e com toda a comunidade da
física médica brasileira.
Para finalizar, gostaria de agradecer à Comissão Organizadora do evento pelo apoio e dedicação, e a toda a
diretoria da ABFM.
Edmario Antonio Guimarães Costa
Presidente do XVII Congresso Brasileiro de Física Médica – Salvador, Bahia
Presidente da Associação Brasileira de Física Médica, biênio 2012–2013
19
Artigo Original
Revista Brasileira de Física Médica.2012;6(2):21-4.
Determinação de parâmetros de Tongue
and Groove de colimadores de multilâminas
Determination of Tongue and
Groove parameters for multileaf collimators
Aluísio Castro1, Bihn Nguyen2 e Carlos E. de Almeida1
Laboratório de Ciências Radiológicas da Universidade Estadual do Rio de Janeiro (UERJ) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
2
Prowess Inc. – Concord (CA), Estados Unidos.
1
Resumo
O efeito Tongue and Groove (T&G) caracteriza-se por uma atenuação adicional entre lâminas opostas e adjacentes de colimadores multileaf ou
multilâminas (MLCs) em campos adjacentes ou complementares. Essa é uma situação típica em tratamentos de radioterapia de intensidade modulada.
O objetivo deste trabalho foi medir o largura e a transmissão do efeito (T&G) para dois MLCs comerciais: Varian Millennium 120 (com feixe de 6 MV e
16 MV) e BrainLab m3 (apenas para 6 MV). A metodologia utilizada baseou-se na criação de formatos de campos que evidenciassem o efeito T&G, a
irradiação desses campos em filme radiocrômico e a avaliação sensitométrica dos filmes para determinação da largura e transmissão T&G. Os resultados
para largura T&G para os MLCs estudados foram 2,5, 1,8 e 2 mm, respectivamente, com valores de transmissão T&G 87, 90 e 85%.
Palavras-chave: radioterapia conformal, aprovação de equipamentos, controle de qualidade.
Abstract
The Tongue and Groove effect (T&G) is characterized by an additional attenuation between adjacent and opposing leaves on multileaf collimators
(MLCs) in adjacent or complementary fields. This is a typical situation in of intensity-modulated radiotherapy treatments. The aim of this study was
to measure the width and transmission of T&G effect for two commercial MLCs: Varian Millennium 120 (6 MV and 16 MV beams) and BrainLab m3
(only for 6 MV). The methodology used was based on the creation of MLC shapes that emphasizes T&G effect, the irradiation of these fields on
radiochromic film and the sensitometric evaluation of the films in order to determine the T&G width and transmission. The results for T&G width for
studied MLCs were 2.5, 1.8 and 2 mm, respectively, whit transmission T&G values of 87, 90 and 85%.
Keywords: conformal radiotherapy, device approval, quality control.
Introdução
O colimador de multilâminas (MLC) é um dispositivo usualmente empregado em aceleradores lineares que permite
colimar o feixe de radiação no formato do tumor, evitando
a exposição desnecessária de tecidos sadios. É composto
por dois bancos de lâminas metálicas que se movimentam
perpendicularmente ao feixe de radiação, como ilustrado
na Figura 1. Cada lâmina pode deslizar em relação às
outras do mesmo banco, avançando em relação ao eixo
central do feixe e o bloqueando ou retraindo e permitindo
a exposição do feixe.
Para minimizar a transmissão entre as lâminas adjacentes, a maioria dos MLCs utiliza do artifício de Tongue &
Groove (T&G), característico de cada projeto de MLC, no
qual a face de uma lâmina tem uma porção sobressalente
chamada tongue enquanto a face da lâmina adjacente possui uma porção rebaixada denominada groove (Figura 2).
Embora T&G reduza a transmissão entre lâminas, cria
outro efeito dosimétrico que, apesar de menor, também é
importante1. A transmissão do feixe pela lâmina se torna
mais complexa e depende de onde o feixe atravessa o seu
perfil: centro, face do tongue ou do groove. As diferenças
de transmissão pelo T&G são ilustradas na Figura 3, que
representa um filme radiográfico (B) duplamente exposto
com duas configurações de MLC (A e C).
As duas formas MLC são complementares entre si, isto
é, as áreas abertas em A são fechadas em C e vice-versa.
Na Figura 3, as regiões de subdosagem (linhas mais claras em B) aparecem onde o tongue é exposto à radiação,
demonstrando o efeito T&G. A magnitude da redução da
dose nessas linhas é de 17 e 25% para os aceleradores
Autor correspondente: Aluísio Castro – Centro de Oncologia Rede D’Or – Rua Almirante Baltazar, 435, Prédio anexo – CEP: 20941-150 – Rio de Janeiro
(RJ), Brasil – E-mail: [email protected]
21
Castro A, Nguyen B, Almeida CE
lineares Siemens (MXE) e Varian (CL2300 C/D) aceleradores lineares, respectivamente2.
O efeito T&G é mais evidente nos tratamentos de radioterapia de intensidade modulada (IMRT), nos quais um campo
de irradiação é composto por vários subcampos que podem
possuir configurações complementares de MLC.
Segundo estudo de Deng et al.3, para um campo de tratamento de intensidade modulada, o maior efeito T&G poderia ser de até 10% da dose máxima nas distribuições de
dose. Para um tratamento IMRT com vários ângulos de gantry (≥5), a diferença entre as distribuições de dose com e sem
o efeito T&G foi pouco evidente, menos de 1,6% para os dois
casos clínicos típicos estudados. Depois de analisar os erros
de posicionamento diário do paciente, as distribuições de
dose foram suavizadas e as diferenças entre os planos com
e sem o efeito T&G reduzidas e insignificantes. Portanto, para
um plano de IMRT de vários campos (≥5), o efeito T&G sobre as distribuições de dose IMRT foi, em geral, clinicamente
insignificante devido ao efeito de manchas de campos individuais. O efeito T&G em um plano de IMRT com pequeno
número de campos (<5) pode ser significativo (>5% da dose
Beam
Groove
Tongue
Tongue
and groove
Y1
X1
X2
Varian
Tertiary
MLC
Leaf Bi
Leaf Ai
50%
y1n
xAi, n
xBi, n
y2n
x2n
x1n
Figura 2. Vista do colimador de multilâminas mostrando o
detalhe do Tongue & Groove.
Figura 1. Esquema de colimadores de multilâminas típico.
A
B
C
Figura 3. Duas configurações de colimador de multilâminas complementares (A e C) quando expostas a um filme radiográfico (B) geram um padrão não uniforme no qual as linhas de subdosagens (mais claras) evidenciam o efeito Tongue & Groove.
22
Determinação de parâmetros de Tongue and Groove de colimadores de multilâminas
máxima) em alguns casos, especialmente quando a incerteza de posicionamento do paciente é pequena (≤2 mm).
O sistema de Planejamento Prowess Panther 5.10 usa
dois parâmetros T&G no cálculo da dose:
1. Transmissão T&G (TT&G): empregado para modelar a transmissão por meio de tongue ou groove da lâmina. O parâmetro padrão é 1,0, o que significa que há transmissão total
e sem atenuação T&G e retrata a transmissão percentual da
junção tongue e groove. Por exemplo: 0,1=10% de transmissão por meio da “língua” ou groove. Esse parâmetro
pode ser medido diretamente e foi avaliado neste estudo.
2. Largura T&G (LT&G): corresponde à largura pela qual
a fluência precisa ser atenuada no plano do isocentro. Esta não é a largura física do tongue and groove.
Quando é zero, significa que não há efeito de T&G. Este
valor pode ser configurado para qualquer número menor que a largura da lâmina física. Este parâmetro deve
ser obtido tomando-se a largura média a meia altura do
perfil de dose ortogonal as linhas de T&G no filme.
determinou-se, pela análise dosimétrica do filme, a transmissão de T&G, sendo TT&G definida como:
TT&G = DT&G / Dcentro
em que DT&G é a dose média das linhas de subdosagem
do filme, representada na Figura 5 pela linha tracejada
O objetivo deste trabalho foi obter experimentalmente
os parâmetros T&G para posterior modelamento no sistema de planejamento.
Material e Métodos
Estabeleceu-se uma configuração geométrica de MLC
que evidencia o efeito T&G. Sykes e Williams2 sugeriram
uma configuração em sua investigação, como apresentado na Figura 4 e utilizado neste estudo.
Os MLCs estudados foram: Varian Millenium 120 (feixe de
6 e 16 MV) e Brainlab M3 (feixe de 6 MV). Para cada MLC,
irradiou-se um filme radiocrômico Radiograph EBT2 com as
configurações do MLC citados acima. A geometria de exposição foi: gantry a 0°, filme perpendicularmente ao eixo central,
distância fonte filme 100 cm, 5 placas de água sólida sobre e
sob o filme (cada placa medindo 1x30x30 cm3). Além disso,
Figura 5. Localização no filme radiográfico das linhas de subdosagem (verdes) e do perfil sob o centro das lâminas (amarelas),
de onde se obtêm, respectivamente, DT&G e Dcentro.
Figura 4. Exemplo de formatos complementares de colimadores de multilâminas que evidenciam o efeito Tongue & Groove
utilizado neste estudo.
23
Castro A, Nguyen B, Almeida CE
verde, e Dcentro é a dose média sob o centro das lâminas
(linhas tracejadas amarelas).
de planejamento Prowess Panther 5.10. O modelamento
será posteriormente submetido à validação4,5.
Resultados
Agradecimentos
Os valores TT&G e LT&G medidos para cada MLC estudado
são apresentados na Tabela 1.
Ao Centro de Oncologia da Rede DOr no Rio de Janeiro
por permitir as medidas em seus MLCs e à Prowess Inc. por
orientar e apoiar este estudo.
Discussão e Conclusões
Os resultados obtidos neste trabalho serão expandidos
para outros MLCs comerciais e modelados no sistema
Tabela 1. Valores de transmissão Tongue & Groove (TT&G) e de
largura Tongue & Groove (LT&G) medidos nos colimadores multilâminas estudados.
Colimador de multilâminas
Varian Millennium 120 6MV
Varian Millennium 120 16MV
BrainLab m3 6MV
24
TT&G (%)
87
90
85
LT&G (mm)
2,5
1,8
2,0
Referências
1. Galvin JM, Smith AR, Lally B. Characterization of a multi-leaf collimator
system. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1993;25(2):181-92.
2. Sykes JR, Williams PC. An experimental investigation of the tongue
and groove effect for the Philips multileaf collimator. Phys Med Biol.
1998;43(10):3157-65.
3. Deng J, Pawlicki T, Chen Y, Li J, Jiang SB, Ma CM. The MLC tongue-and-groove
effect on IMRT dose distributions. Phys Med Biol. 2001;46(4):1039-60.
4. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative
evaluation of dose distributions. Med Phys. 1998;25(5):656-61.
5. Low DA, Moran JM, Dempsey JF, Dong L, Oldham M. Dosimetry tools and
techniques for IMRT. Med Phys. 2011;38(3):1313-38.
Artigo Original
Espectros e deposição de
dose em profundidade em phantom
de mama de polimetilmetacrilato: obtenção
experimental e por método de Monte Carlo
Spectra and depth-dose deposition
in a polimetilmetacrilate breast phantom
obtained by experimental and Monte Carlo method
Mariano G. David1, Evandro J. Pires1, Marcos A. Albuquerque2, Luís A. Magalhães1,
Mario A. Bernal3, José G. Peixoto4, Carlos E. de Almeida1 e Carlos F. E. Alves1
Laboratório de Ciências Radiológicas da Universidade Estadual do Rio de Janeiro (UERJ) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
2
Instituto Alberto Luiz Coimbra de Pós-Graduação e Pesquisa de Engenharia (COPPE) da Universidade Federal do
Rio de Janeiro (UFRJ) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
3
Instituto de Física Gleb Wataghin da Universidade Estadual de Campinas (UNICAMP) – Campinas (SP), Brasil.
4
Instituto de Radioproteção e Dosimetria da Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
1
Resumo
Este trabalho enfoca a obtenção, experimental e por método de Monte Carlo (MMC), de espectros de fótons a diversas profundidades e de curvas
de deposição de dose para feixes de raios-x empregados em mamografia, obtidos em phantom de mama de polimetilmetacrilato (PMMA). Foram
adquiridos espectros referentes a feixes de 28 e 30 kV e calculados os valores de energia média (Emed) correspondentes. Para a aquisição experimental
foi empregado um espectrômetro de Si-PIN fotodiodo e para as simulações por MMC foi empregado o código PENELOPE. Os espectros experimentais
e os simulados mostram uma boa concordância, o que foi corroborado pela baixa diferença entre os valores de Emed encontrados. Um aumento na
Emed e uma forte atenuação dos feixes com o incremento da profundidade no phantom de PMMA também foram observados.
Palavras-chave: radiologia, mamografia, raios X, método de Monte Carlo, Penelope.
Abstract
This paper focuses on the obtainment, using experimental and Monte Carlo-simulated (MMC) methods, of the photon spectra at various depths and
depth-dose deposition curves for x-rays beams used in mammography, obtained on a polimetilmetacrilate (PMMA) breast phantom. Spectra were
obtained for 28 and 30 kV quality-beams and the corresponding average energy values (Emed) were calculated. For the experimental acquisition was
used a Si-PIN photodiode spectrometer and for the MMC simulations the PENELOPE code was employed. The simulated and the experimental spectra
show a very good agreement, which was corroborated by the low differences found between the Emed values. An increase in the Emed values and a
strong attenuation of the beam through the depth of the PMMA phantom was also observed.
Keywords: radiology, mammography, X-rays, Monte Carlo method, Penelope.
Introdução
A mamografia, método mais eficaz de diagnóstico precoce do câncer de mama, emprega feixes de raios-x de
baixa energia cujo potencial de dano vem sendo objeto
de diversas pesquisas1,2. Com o intuito de estudar os efeitos desta radiação, foram obtidos os espectros de energia dos feixes de radiação mamográficos de 28 e 30 kV
em profundidade, em phantom de mama de polimetilmetacrilato (PMMA), bem como as curvas de percentual de
dose em profundidade (PDD). O conhecimento sobre os
espectros é também útil para estudos sobre a melhoria da
qualidade da imagem na mamografia3.
Os espectros foram obtidos de duas formas: experimentalmente, com espectrômetro, e por simulação, pelo método
de Monte Carlo (MMC), e os resultados verificados no presente
Autor correspondente: Mariano Gazineu David – Laboratório de Ciências Radiológicas da Universidade do Estado do Rio de Janeiro (UERJ) – Rua São
Francisco Xavier, 524, PHLC, sala 136 – CEP: 20550-900 – Rio de Janeiro (RJ), Brasil – E-mail: [email protected]
29
David MG, Pires EJ, Albuquerque MA, Magalhães LA, Bernal MA, Peixoto JG, Almeida CE, Alves CFE
estudo foram empregados na área da microdosimetria na avaliação de danos causados pela radiação ao DNA4.
Esta pesquisa constitui o desdobramento de um trabalho realizado com a espectrometria dos feixes padrão de
mamografia empregados em metrologia no Laboratório
de Ciências Radiológicas (LCR)5 e foi realizada no mesmo
arranjo experimental de calibração de dosímetros6.
Material e Métodos
Obtenção experimental dos espectros
Os feixes de radiação estudados foram emitidos por um tubo
de raios-x Philips, modelo PW 2185/00 com alvo de Mo e janela de Be, alimentado por um gerador de alta-voltagem Saifert
(ripple<1%). Durante a aquisição dos espectros, a corrente do
tubo foi ajustada para o menor valor permitido, que é 2 mA6.
Os espectros foram medidos experimentalmente por meio de um conjunto espectrométrico composto
por detector, amplificador de sinal e analisador multicanal
fabricado pela Amptek. O detector de Si-PIN fotodiodo
(XR-100CR), com volume sensível de 6 mm2 x 0,5 mm
e janela de Be de 1 mm de espessura, apresenta, na faixa de energia da mamografia, alta resolução (145–165 eV
para 5,9 keV) e baixa eficiência de detecção, o que evita a necessidade de diminuição da taxa de kerma no ar
além do valor permitido pelo gerador de tensão. O conjunto espectrométrico foi conectado a um PC, que adquiriu
dados pelo software Amptek-ADMCA. Um colimador tipo
pinhole de 1 mm de diâmetro foi colocado na entrada do
detector5.
Foram estudados feixes emitidos com 28 e 30 kV filtrados por 0,03 mm de Mo, de modo a reproduzirem
as qualidades de radiação mamográficas. O phantom
de mama completo é composto por nove placas de
poli(metilmetacrilato) (PMMA) de 5 mm de espessura, totalizando 45 mm. Os espectros de fótons foram adquiridos
a 60 cm do ponto focal com quatro espessuras diferentes
de PMMA (5, 15, 30 e 45 mm), bem como sem o phantom.
As aquisições foram realizadas de modo a totalizar 106 fótons, com tempo morto inferior a 1%. Os espectros foram
calibrados pelas linhas espectrais do Mo e corrigidos pela
eficiência do detector para cada faixa de energia. Para fins
de comparação, todos os espectros foram plotados adotando-se faixas de energia (bins) de 0,5 keV.
A fim de levantar uma curva experimental de PDD foram realizadas medidas de kerma no ar com câmara de
ionização de placas paralelas Radcal 10X5-6M em todas
as espessuras do phantom de 5 a 45 mm.
Simulação dos espectros
A simulação dos espectros de fótons com o MMC empregou o código PENELOPE (versão 2008), sendo realizada a
partir de espectros obtidos em trabalho anterior logo após
a janela do tubo (a 1,5 cm do ponto focal)5. Tais espectros foram empregados como fonte de fótons para atravessar uma geometria que simula as mesmas condições
30
do arranjo experimental. Detectores com 1,5 cm de raio
e 0,1 cm de espessura foram situados no centro do feixe primário, em diferentes profundidades do phantom, de
forma a reproduzir as mesmas distâncias foco-detector e
espessuras de PMMA usadas na obtenção experimental.
Foram acompanhados 1,2x109 fótons primários para
a obtenção dos espectros a diferentes profundidades,
empregando os seguintes valores para os parâmetros do
código PENELOPE: C1=C2=0,1 e WCC=WCR=0,25 keV.
As simulações foram realizadas no cluster de computadores instalado no LCR (PCs com processadores Intel i7
980X de 3,33 GHz com 12 núcleos de processamento), em
10 máquinas paralelizadas por meio do script clonEasy7 (totalizando 120 jobs), tendo sido consumidas cerca de 2 horas para cada qualidade de radiação.
Foram obtidas as curvas de PDD no phantom de PMMA
para as qualidades de radiação de mamografia correspondentes a 28 e 30 kV a partir dos resultados de depth-dose
fornecidos pelo aplicativo penmain do código PENELOPE
com intervalos de profundidade de 0,1 cm. As curvas foram
obtidas calculando-se o percentual de dose depositado em
cada profundidade em relação à dose máxima dentro do
phanton, que se dá a 0,05 cm de PMMA.
Energia média dos espectros de fótons
Uma vez que constitui uma informação relevante sobre o
espectro de fótons, a energia média (Emed) de cada um
dos perfis de energia foi calculada analiticamente. Com os
valores de Emed também é possível comparar os espectros
obtidos pelo método experimental e por simulação. Esta
grandeza foi obtida pela média ponderada das energias
dos fótons no centro de cada bin com as frequências normalizadas das faixas de energia, segundo a relação:
n
Emed = ∑ ƒi . Ei (1)
i=1
em que fi são as frequências normalizadas de fótons e Ei
as energias dos n bins correspondentes.
A incerteza associada à determinação da Emed (uEmed)
foi calculada por:
n
uE = ∑ uƒ . Ei(2)
med
i=1
i
em que ufi são as incertezas nas frequências de fótons
para as n faixas de energia. As incertezas expandidas relatadas correspondem a um fator de abrangência k=2, para
nível de confiança de aproximadamente 95%.
Para os espectros experimentais, as incertezas associadas à determinação das frequências de fótons foram
obtidas considerando o número de fótons detectados em
cada faixa de energia como sendo resultado de uma distribuição de Poisson. Assim, a incerteza em cada frequência
foi igualada à raiz quadrada do número de fótons normalizado pelo total de fótons detectados no espectro5.
Já considerando os espectros simulados, as incertezas associadas à determinação das frequências de fótons
foram obtidas dos valores de incerteza estatística (tipo A)
Espectros e deposição de dose em profundidade em phantom de mama de polimetilmetacrilato: obtenção experimental e por método de Monte Carlo
Resultados
Em virtude do número de espectros e PDDs obtidos e do curto espaço disponível, serão apresentados neste trabalho apenas exemplos de resultados gráficos, assegurando-se que os
espectros das demais qualidades de radiação e profundidade
de PMMA exibem perfis semelhantes aos aqui mencionados.
Os espectros experimentais para 28 kV obtidos em
diferentes profundidades, superpostos, são apresentados
na Figura 1. Como as contagens foram normalizadas para
o total de fótons de cada espectro, é possível observar
aumento relativo das frequências de fótons nas energias
mais altas conforme cresce a profundidade de aquisição.
Por outro lado, uma vez que os espectros simulados foram obtidos a partir de um número fixo de fótons primários
(1,2x109), torna-se possível mostrá-los não com frequências
Frequência normalizada
0,30
Sem phantom
0,5cm PMMA
1,5cm PMMA
3,0cm PMMA
4,5cm PMMA
0,25
0,20
0,30
Experimental
Simulado
0,25
0,20
0,15
0,10
0,05
0,00
0,15
6
0,10
8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 30
Energia (keV)
Figura 3. Comparação entre os espectros experimental e simulado para 28 kV à profundidade de 1,5 cm de polimetilmetacrilato (frequências normalizadas para os totais de fótons).
0,05
0,00
6
8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 30
Energia (keV)
Figura 1. Espectros experimentais para 28 kV com frequências
normalizadas para os totais fótons, obtidos a diferentes profundidades de polimetilmetacrilato.
8x107
Sem phantom
0,5cm PMMA
1,5cm PMMA
3,0cm PMMA
4,5cm PMMA
7x107
6x107
Número de fótons
normalizadas, mas com os números absolutos de fótons que
chegam a cada profundidade. Esta forma de apresentação
permite a visualização do efeito de atenuação causado pelo
PMMA. Desta maneira, os espectros simulados para 30 kV,
superpostos, podem ser visualizados na Figura 2.
Para a comparação entre os espectros obtidos experimentalmente e os simulados, entretanto, torna-se necessário apresentar ambos com as frequências de fótons
normalizadas para os totais. Observam-se na Figura 3
(28 kV com 1,5 cm de PMMA) pequenas discrepâncias
entre os espectros.
A Emed calculada para cada um deles, além de constituir uma informação sobre a distribuição energética, pode
ser usada para fins de comparação dos perfis de frequência de energia obtidos pelos métodos experimental e por
Frequência normalizada
fornecidos pelo código PENELOPE (também normalizados), juntamente com 0,5% de incerteza estimada (k=2)
para os componentes tipo B8.
5x107
4x107
Tabela 1. Valores de Emed (keV) para os espectros de 28 kV,
com as diferenças percentuais entre os valores obtidos pelos
métodos experimental e por simulação.
Sem placa
0,5 cm PMMA
1,5 cm PMMA
3,0 cm PMMA
4,5 cm PMMA
Experimental
16,89±0,15
17,63±0,14
18,46±0,14
19,28±0,14
20,11±0,14
Simulado
16,63±0,13
17,40±0,13
18,28±0,13
19,19±0,14
20,07±0,16
Diferença (%)
1,5
1,3
1,0
0,5
0,2
PMMA: polimetilmetacrilato.
Tabela 2. Valores de Emed (keV) para os espectros de 30 kV,
com as diferenças percentuais entre os valores obtidas pelos
métodos experimental e por simulação.
3x107
2x107
1x107
0
6
8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28 30 32
Energia (keV)
Figura 2. Espectros simulados para 30 kV com número de fótons detectados, obtidos a diferentes profundidades de polimetilmetacrilato.
Sem placa
0,5 cm PMMA
1,5 cm PMMA
3,0 cm PMMA
4,5 cm PMMA
Experimental
17,28±0,15
18,00±0,15
18,94±0,15
19,93±0,15
21,00±0,15
Simulado
17,01±0,10
17,78±0,10
18,72±0,11
19,85±0,12
20,99±0,14
Diferença (%)
1,6
1,2
1,2
0,4
0,0
PMMA: polimetilmetacrilato.
31
David MG, Pires EJ, Albuquerque MA, Magalhães LA, Bernal MA, Peixoto JG, Almeida CE, Alves CFE
simulação. Nas Tabelas 1 (28 kV) e 2 (30 kV) podem ser vistos os valores de Emed obtidos pela equação (1), juntamente
com as incertezas estimadas para estes valores, além da
diferença percentual para cada par de espectros de mesma
qualidade de radiação e profundidade de PMMA.
As curvas de PDD relativas à dose a 0,05 cm de profundidade, determinadas por simulação, constam na Figura 4.
Para fins de comparação, foram determinadas também as curvas de PDD relativas à dose a 0,5 cm de profundidade obtidas por medida do kerma no ar com câmara de ionização e por simulação. A curva comparativa para
28 kV pode ser verificada na Figura 5.
As pequenas diferenças observadas entre os espectros de
fótons obtidos por ambos os métodos utilizados indicam a
100
28 kV
30 kV
Percentual de dose (%)
80
60
40
20
0
0,0
0,5
1,0
1,5 2,0 2,5 3,0 3,5
Profundidade em PMMA (cm)
4,0
4,5
Figura 4. Curvas de percentual de dose em profundidade em
polimetilmetacrilato (PMMA) elativas à dose a 0,05 cm das qualidades de radiação de 28 e 30 kV obtidas por simulação.
adequação dos instrumentos, dos parâmetros e das metodologias empregados. Da mesma forma, as baixas diferenças nos valores de Emed (máximo de 1,6%) corroboram
a referida adequação, bem como resultados obtidos anteriormente5, sobretudo se levarmos em conta as dificuldades envolvidas tanto na aquisição experimental quanto na
simulação de espectros, conforme relatado na literatura9-11.
A acentuada degradação dos espectros e da dose depositada em profundidade no phantom de PMMA sugere
que a dose entregue pelos feixes de mamografia é majoritariamente depositada nas camadas mais próximas da
superfície. O pequeno aumento da energia média do feixe
em profundidade é compensado pela grande diminuição
do número de fótons presentes.
Os dados obtidos neste artigo podem ser usados,
como de fato já o foram4, em estudos sobre o mecanismo de deposição de energia da radiação de qualidade mamográfica e sobre os danos causados por
esta radiação aos tecidos que compõem a mama. O intenso trabalho de pesquisa na área da microdosimetria que vem sendo realizado em todo mundo1,2,4 pode
vir a contribuir com o aprimoramento desta importante
ferramenta diagnóstica que é a mamografia, tanto em
termos de melhoria da imagem, quanto de redução da
dose média depositada na mama.
Como desenvolvimento do presente documento,
estão sendo obtidos, por simulação, os espectros de
elétrons correspondentes aos de fótons aqui apresentados, bem como a simulação dos espectros substituindo
o material do phantom pelos tecidos glandular e adiposo que compõem a mama. Tais espectros fornecem
informações adicionais sobre os mecanismos de deposição de energia envolvidos. Também estão sendo avaliados, em trabalhos experimentais, os danos causados
pela radiação de qualidade mamográfica em termos de
apoptose (morte celular).
Agradecimentos
Dose ou Kerma em rel a 0,5 cm (%)
100
Os autores agradecem ao Instituto de Radioproteção e
Dosimetria (IRD) pelo empréstimo do espectrofotômetro,
sem o qual este trabalho não poderia ter sido realizado.
Simulado (depth-dose)
Kerma medido com C.I.
80
60
Referências
40
20
0
0,5
1,0
1,5
2,0 2,5
3,0 3,5
Profundidade em PMMA (cm)
4,0
4,5
Figura 5. Curvas de percentual de dose em profundidade em polimetilmetacrilato relativas à dose a 0,5 cm para 28 kV obtidas por
simulação e por meio de medidas com câmara de ionização (C.I.).
32
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Espectros e deposição de dose em profundidade em phantom de mama de polimetilmetacrilato: obtenção experimental e por método de Monte Carlo
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spectral measurements with spectra produced using several different
mathematical models. Phys Med Biol. 2001;46(5):1575-89.
33
Artigo Original
Avaliação do efeito de volume
parcial na quantificação de
atividade em imagens de PET/CT
Evaluation of the partial volume effect in
the activity quantification in PET/CT images
Alexandre R. Krempser1, Silvia M. Velasques de Oliveira2 e Sérgio A. de Almeida3
Programa de Engenharia Biomédica do Instituto Alberto Luiz Coimbra de Pós-Graduação e Pesquisa de Engenharia
da Universidade Federal do Rio de Janeiro (COPPE/UFRJ) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
2
Instituto de Radioproteção e Dosimetria do Instituto de Radioproteção e Dosimetria da Comissão Nacional de
Energia Nuclear (IRD/CNEN) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
3
Centro de Imagens PET/CT do Hospital Samaritano – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
1
Resumo
O objetivo deste estudo foi avaliar a influência do efeito de volume parcial (EVP) na quantificação de atividade em imagens de um equipamento de
tomografia por emissão de pósitrons e tomografia computadorizada (PET-CT) e na capacidade do equipamento de identificar lesões. Foram calculados
coeficientes de recuperação utilizando um simulador com 12 cilindros de diâmetros entre 4 e 30 mm e um simulador de espalhamento padrão da
National Electrical Manufactures Association, ambos preenchíveis com concentrações conhecidas de 18F. As imagens foram adquiridas para tempo
de aquisição de 3 e 5 minutos e razões cilindro-fundo de n=8:1 e n=4:1. Foram encontrados coeficientes de recuperação entre 0,01 e 0,91 em
função do diâmetro. Não foram observadas variações significativas por conta dos parâmetros de aquisição de imagem. Erros na quantificação de
atividade acima de 70% foram verificados para cilindros com diâmetros menores do que 10 mm. Os cilindros com diâmetros menores do que 8 mm
não foram identificados nas imagens e os simuladores se mostraram adequados para a avaliação do EVP em imagens de PET/CT. O EVP teve maior
impacto sobre os cilindros com diâmetros de 6 e 4 mm. É necessário utilizar técnicas de correção do efeito de volume parcial nas imagens com o
intuito de aumentar a acurácia quantitativa do equipamento estudado.
Palavras-chave: PET-CT, efeito de volume parcial, quantificação de atividade, coeficientes de recuperação.
Abstract
The aim of this work was to evaluate the influence of partial volume effect (PVE) in the quantification of activity in images of a PET-CT scanner and its
ability to identify lesions. Recovery coefficients were calculated using a phantom containing 12 cylinders with diameters between 4 and 30 mm and a
National Electrical Manufactures Association scattering phantom, both fillable with known concentrations of 18F. The images were acquired for acquisition
time of 3 and 5 minutes, and cylinder to background ratio of n=8:1 and n=4:1. The recovery coefficients were calculated between 0.01 and 0.91
depending on the diameter. Significant variations were not found in function of image acquisition parameters. Errors in the activity quantification above
70% were found for cylinders with diameters smaller than 10 mm. The cylinders with diameters smaller than 8 mm were not identified in the images.
The phantoms were adequate for PVE evaluation in the PET/CT images. The PVE had the greatest impact on the cylinders with diameters of 6 and 4 mm.
It’s necessary to use partial volume correction techniques in the images in order to increase the quantitative accuracy of the studied equipment.
Keywords: PET-CT, partial volume effect, activity quantification, recovery coefficient.
Introdução
A quantificação de atividade em imagens de tomografia
por emissão de pósitrons e tomografia computadorizada (PET/CT) com fluordeoxiglucose (FDG[18F]) é cada
vez mais reconhecida como uma ferramenta importante para diagnóstico, determinação do prognóstico e
avaliação da resposta do paciente à terapia em oncologia1. Entretanto, a quantificação é fortemente afetada
por diversos fatores técnicos e fisiológicos, principalmente pelo efeito de volume parcial2.
O efeito de volume parcial (EVP) é definido como
um erro inerente à medida da concentração do radiotraçador em imagens de estruturas com dimensões
Autor correspondente: Alexandre Rodrigues Krempser – COPPE/UFRJ – Programa de Engenharia Biomédica – Avenida Horácio Macedo, 2030 – Cidade
Universitária – Centro de Tecnologia – Bloco H – Sala 327 – CEP: 21941-914 – Rio de Janeiro (RJ), Brasil – E-mail: [email protected]
35
Krempser AR, Oliveira SMV, Almeida SA
geralmente menores do que duas vezes a resolução
espacial do equipamento. O EVP é um fenômeno complexo, observado em todas as técnicas de diagnóstico
por imagem e está diretamente relacionado à resolução espacial, à amostragem da imagem, ao tamanho
e forma da lesão3, e ao método de medida da concentração do radiotraçador na lesão. Dessa forma, uma
parte das contagens das aniquilações e
létron-pósitron
originadas na lesão é detectada como proveniente
dos tecidos ao seu redor. Como consequência, uma
lesão parecerá maior na imagem e com menor captação do que realmente possui. O contrário também
ocorre: parte das contagens provenientes dos tecidos
ao redor da lesão é detectada como proveniente da
própria lesão4,5. Ambos os fenômenos se compensam parcialmente. Entretanto, é difícil quantificar essa
compensação.
Conhecer o quanto a quantificação de atividade
nas imagens é influenciada pelo EVP é importante para
estudos clínicos com PET/CT nos quais a medida da
concentração de atividade verdadeira em lesões seja
fundamental, tais como no planejamento e acompanhamento radioterápicos e em dosimetria interna de
pacientes em medicina nuclear6.
Este trabalho teve como objetivo avaliar a influência
do EVP na quantificação de atividade em imagens de
um equipamento de PET/CT e na capacidade do equipamento de identificar lesões, utilizando um arranjo de
simuladores.
Material e Métodos
Equipamento de PET/CT
O estudo foi realizado em um equipamento de PET/
CT modelo Biograph 2 (Siemens Medical Solutions),
com sistema CT de 2 canais, espessura de corte de
1 a 10 mm, tempo de rotação do tubo de 0,8 a 1,5 s,
A
corrente de tubo ajustável para 30 a 240 mA, tensão de
alimentação do tubo ajustável para 80, 110 ou 130 kVp,
velocidade de mesa de 1 a 25 mm por rotação do tubo,
tempo máximo de varredura de 100 s e resolução espacial de 0,32 mm. O sistema PET possui detector de oxiortossilicato de lutécio (LSO) formado por 24 anéis com
384 cristais por anel, cristais de 6,45x6,45x25,00 mm3,
modo de aquisição apenas em 3D, campo de visão
(field of view – FOV) axial de 162,00 mm, espessura de
corte de 3,38 mm, janela de coincidência temporal em
4,5 ns, janela de energia de 350 a 650 keV e resolução
espacial de 6,50 mm.
Simuladores utilizados
Foram utilizados dois simuladores para a aquisição
das imagens. Um deles foi desenvolvido por um dos
autores especialmente para o estudo do EVP em imagens de PET/CT. Denominado simulador Krempser,
é constituído por um corpo cilíndrico feito de acrílico
(PMMA) com diâmetro interno de 210 mm, diâmetro
externo de 220 mm, comprimento de 210 mm, volume total de 7.273 mL, contendo 12 cilindros acoplados à tampa destinados ao preenchimento com
soluções do radiotraçador, espessura de parede de
2 mm, comprimento de 64 mm e diâmetros internos
de 4, 6, 8, 10, 12, 14, 16, 18, 20, 22, 25 e 30 mm
(Figura 1). O outro é o simulador de espalhamento padrão da National Electrical Manufactures Association
(NEMA) 7, composto por um cilindro de polietileno
(PEAD) com 700 mm de comprimento e diâmetro de
203 mm, atravessado por um orifício paralelo ao eixo
de 6,4 mm de diâmetro e a 45 mm do centro do simulador. No orifício é inserida uma fonte linear composta
por um tubo flexível de polietileno com diâmetro interno de 3,2 mm e externo de 4,8 mm. O simulador
de espalhamento simula a contribuição da radiação
proveniente de fora do FOV do equipamento, comum
em exames clínicos com pacientes. A ausência do
B
Figura 1. (A) Simulador Krempser; (B) lado interno da tampa do simulador exibindo os cilindros.
36
simulador de espalhamento tende a superestimar as
contagens de eventos verdadeiros e aleatórios, e a
subestimar a fração de espalhamento medida pelo
equipamento 8,9.
Preparação dos simuladores
O corpo do simulador Krempser foi preenchido com soluções de 18F com concentração de atividade de 5,3 kBq/mL
(concentração de fundo), valor correspondente ao encontrado em exames com FDG[18F] em paciente padrão (370 MBq
injetados em paciente de 70 kg).
Os cilindros foram sequencialmente preenchidos
com concentrações de atividade 8 e 4 vezes maior
do que a concentração de fundo (razões cilindro-fundo
de n=8:1 e n=4:1), correspondendo a 42,4 kBq/mL e
21,2 kBq/mL, respectivamente.
Para o simulador de espalhamento, a fonte linear
foi preenchida com 116 MBq, segundo recomendação
do protocolo NEMA.
Os valores de atividade das soluções de 18F inseridas nos simuladores foram medidos utilizando um calibrador de doses modelo Atomlab 300 (Biodex Corp.),
com resolução de 0,001 MBq, linearidade de 2,6%,
reprodutibilidade de 1,2%, precisão de 2,1% e exatidão de 2,8%, segundo testes de controle de qualidade
realizados periodicamente. O decaimento radioativo
entre o início da preparação dos simuladores e o momento da aquisição de imagens foi corrigido segundo
a Equação:
A(t) = Ao exp(–λt)
(1)
onde:
A(t) é a atividade final após decorrido o tempo t;
A0 é a atividade inicial; e
l é a constante de decaimento radioativo do
radionuclídeo.
O tempo decorrido entre o início da preparação dos
simuladores e a aquisição de imagens foi de aproximadamente uma hora. Os valores conhecidos de concentração de atividade presentes nos cilindros e no fundo
do simulador Krempser, no momento da aquisição das
imagens, são apresentados na Tabela 1.
Aquisição, reconstrução e
quantificação das imagens
Os simuladores foram posicionados e alinhados sobre
a mesa de exames, centralizados nos FOVs transversal e axial (Figura 2). As imagens foram adquiridas e
reconstruídas conforme o protocolo clínico utilizado na
rotina do serviço para exame oncológico de corpo inteiro, com apenas uma posição de mesa (um “bed”).
Para cada razão cilindro-fundo foram adquiridas duas
imagens, para tempos de aquisição de três e cinco
minutos, respectivamente, totalizando quatro imagens. Estas foram reconstruídas pelo método iterativo
Fourier rebining/ordered subset expectation maximization (FORE/OSEM), com 4 iterações e 8 subsets,
matriz 128 x 128, pixel de 5,3 mm e filtro gaussiano
(5,0 mm).
A quantificação da atividade nas imagens foi realizada via o software OsiriX, versão 4.0, que analisou
o corte que passa pelo centro dos cilindros em cada
Tabela 1. Valores conhecidos de concentração de atividade
no simulador Krempser no momento das aquisições.
Local
Cilindros
Fundo
Razão 8:1
Concentração
de atividade (kBq/mL)
27,25±1,20
3,40±0,15
Razão 4:1
Concentração
de atividade (kBq/mL)
14,50±0,63
3,63±0,15
Figura 2. Posicionamento dos simuladores sobre a mesa de exames.
Figura 3. Regions of interest (ROIs) traçadas para medida da
concentração de atividade nos cilindros e no fundo vista em um
corte axial da imagem de tomografia por emissão de pósitrons
(PET) do simulador Krempser.
37
Coeficiente de Recuperação (CR)
aquisição. A concentração de atividade neles foi medida por meio de regiões de interesse (region of interest
– ROI) traçadas manualmente no interior da imagem de
cada cilindro. Guiou-se a delineação de cada ROI na
imagem de PET pela informação anatômica proveniente da correspondente imagem de CT. Cinco conjuntos
concêntricos de ROIs com diâmetros iguais aos dos
cilindros foram traçados para medida da concentração de atividade de fundo (Figura 3). Para os cilindros,
registraram-se os valores máximos medidos de concentração de atividade por serem estes menos dependentes da metodologia para delineação das ROIs e,
portanto, considerados a melhor forma de medida da
captação em lesões 10, enquanto para o fundo foram
registrados os valores médios.
Para quantificar a magnitude do efeito de volume parcial em cada imagem, os valores medidos de concentração de atividade no interior dos cilindros e do fundo
foram comparados aos conhecidos por meio do cálculo
do coeficiente de recuperação (CR), dado pela equação:
1,00
0,90
0,80
0,70
0,60
0,50
0,40
0,30
0,20
0,10
0,00
n=8:1; 03 min
n=8:1; 05 min
n=4:1; 03 min
n=4:1; 05 min
0
5
10
15
20
25
Diâmetro do cilindro (mm)
30
35
Figura 4. Curvas dos coeficientes de recuperação em função
do diâmetro dos cilindros.
10 mm
CR =
med
med
A CIL
− A BG
conh
A conh
CIL − A BG
(2)
em que:
med
A CIL
=concentração de atividade medida no cilindro;
med
=concentração de atividade medida no fundo;
A BG
=concentração de atividade conhecida no
A conh
CIL
cilindro;
conh =concentração de atividade conhecida no fundo.
A BG
O conceito do uso de CRs já foi descrito na literatura e utilizado em outros estudos 11.
Resultados
Os CRs calculados para as quatro aquisições de imagem são apresentados na Tabela 2. O valor máximo
foi de 0,91, encontrado para o cilindro com diâmetro
de 20 mm, n=8:1 e tempo de aquisição de 5 minutos.
E para o cilindro com diâmetro de 16 mm, n=8:1 e
tempo de aquisição de 3 minutos. O valor mínimo foi
de 0,01, encontrado para o cilindro com diâmetro de
4 mm, n=4:1 em ambos tempos de aquisição.
A Figura 4 apresenta as curvas geradas a partir dos
valores dos CRs em função do diâmetro dos cilindros.
É possível observar claramente que os CRs aumentaram até o diâmetro de 16 mm, correspondente a aproximadamente 2,5 vezes a resolução espacial do equipamento, e a partir do qual permaneceram entre 0,79
e 0,91. Note que para o diâmetro de 30 mm, os CRs
convergiram para valores bem próximos (0,86 e 0,88).
A Figura 5 exibe um corte da imagem vista por
CT e por PET, para n=8:1 e tempo de aquisição de
5 minutos.
12 mm
8 mm
14 mm
16 mm
6 mm
4 mm
18 mm
20 mm
30 mm
A
25 mm
22 mm
B
Figura 5. Corte da imagem vista por computed tomography (CT) (A) e por tomografia por emissão de pósitrons (PET) (B), para n=8:1 e tempo de
aquisição de 5 minutos. As setas na imagem vista por PET apontam a localização dos cilindros com diâmetros de 8, 6 e 4 mm, respectivamente.
38
Tabela 2. Coeficientes de recuperação (CRs) em função dos diâmetros do cilindros para diferentes tempos de aquisição e razões
cilindro-fundo.
Diâmetro (mm)
30
25
22
20
18
16
14
12
10
8
6
4
n=8:1
3 minutos
0,86
0,80
0,82
0,88
0,82
0,91
0,73
0,64
0,40
0,19
0,10
0,03
n=4:1
5 minutos
0,86
0,82
0,90
0,91
0,88
0,89
0,79
0,62
0,42
0,18
0,08
0,04
Conforme esperado, a acurácia na quantificação de
atividade apresentou forte dependência com o diâmetro dos cilindros. Entretanto, é fracamente dependente
da razão cilindro-fundo e do tempo de aquisição de
imagem. Para os diâmetros menores do que 10 mm,
foram encontrados CRs abaixo de 0,30. Isso corresponde a discrepâncias acima de 70% entre os valores
verdadeiros e medidos pelo equipamento.
Uma avaliação qualitativa de um corte específico da
imagem de PET (Figura 5B) mostrou que os cilindros
aparentam diferentes graus de intensidade, sendo o
de 8 mm o menor identificável. O mesmo padrão se
repetiu nas demais imagens. A não identificação dos
cilindros com diâmetros de 6 e 4 mm na imagem de
PET era previsível e justificável por serem menores do
que a resolução espacial do equipamento e da ordem
do tamanho do pixel. Entretanto, isso corresponde a
uma limitação do equipamento estudado e que pode
comprometer a sua capacidade de diagnosticar lesões
em imagens de pacientes com diâmetros menores do
que 8 mm.
Nenhum dos CRs calculados atingiu o valor 1,
que corresponderia a 100% de recuperação de contagens, mesmo para o cilindro de diâmetro igual a
30 mm (4,6 vezes maior do que a resolução espacial
do equipamento).
Os valores dos CRs encontrados neste estudo podem ser usados como base para avaliação do EVP
na quantificação de atividade nas imagens do equipamento de PET/CT em questão. Entretanto, não se
pode afirmar que uma lesão real encontrada em imagem com paciente tenha CR igual ao calculado para
o cilindro com mesmo diâmetro, a menos que a lesão tenha forma e volume semelhantes aos do cilindro
3 minutos
0,88
0,89
0,89
0,79
0,84
0,82
0,75
0,63
0,38
0,27
0,11
0,01
5 minutos
0,88
0,86
0,86
0,84
0,79
0,86
0,77
0,60
0,33
0,27
0,07
0,01
Incerteza
0,04
0,04
0,04
0,03
0,03
0,03
0,02
0,02
0,02
0,01
0,01
0,01
com diâmetro correspondente, visto que o EVP pode
ser mais ou menos intenso de acordo com a forma
da lesão.
Novos estudos serão conduzidos utilizando-se
o equipamento de PET/CT avaliado com o intuito
de desenvolver e/ou aprimorar técnicas de correção
para o EVP.
Agradecimentos
Ao professor Miguel Bastos, do Instituto de Engenharia
Nuclear da Comissão Nacional de Energia Nuclear
(IEN/CNEN) pela colaboração.
Referências
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predicting outcome. J Nucl Med. 2005;46(6):983-95.
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Assist Tomogr. 1979;3(3):299-308.
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dose estimates. J Nucl Med. 1999;40(2):37S-61S.
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39
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9. Matheoud R, Secco C, Della Monica P, Leva L, Sacchetti G, Inglese E,
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for a 3D LSO-based whole body PET/CT scanner. Phys Med Biol.
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40
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Lammertsma AA. Effects of ROI definition and reconstruction method
on quantitative outcome and applicability in a response monitoring
trial. Eur J Nucl Med Mol Imaging. 2005;32(3):294-301.
11. Knoop BO, Geworski L, Hofmann M, Munz DL, Knapp WH. Use of
recovery coefficients as a test of system linearity of response in positron
emission tomography (PET). Phys Med Biol. 2002;47(8):1237-54.
Artigo Original
Caracterização de um detector
planar de múltiplos fios para controle
de qualidade diário de tratamentos com IMRT
Multi-wire detector characterization
for daily quality control on IMRT
Vilma A. Ferrari, Érika Y. Watanabe, Gabriela R. Santos e Gisela Menegussi
Setor de Radioterapia do Instituto do Câncer do Estado de São Paulo (ICESP) – São Paulo (SP), Brasil.
Resumo
Diversos equipamentos de dosimetria estão sendo desenvolvidos para o controle de qualidade de tratamentos de radioterapia utilizando técnicas
modernas como, por exemplo, a Radioterapia de Intensidade Modulada (IMRT). A principal função desses equipamentos está voltada ao controle da
qualidade diário dos tratamentos dos pacientes submetidos à técnica de IMRT. O objetivo deste trabalho é caracterizar um tipo de detector planar
de múltiplos fios — DAVID (PTW) — para uso na rotina clínica. Nele, foi avaliada a influência do sistema de medida no feixe de radiação por meio
de medidas dos fatores de absorção e dose superficial. Também analisaram-se a linearidade com a dose, a reprodutibilidade e a dependência
com a taxa de dose e com o ângulo do cabeçote. Pequenos erros na posição das lâminas foram inseridos para avaliar a sensibilidade do sistema.
Os resultados demonstraram que o detector pode absorver até 6,7% da dose, variando com a energia do feixe e o tamanho de campo. Houve
aumento significativo na dose superficial, o que indica que uma análise individual deve ser realizada para cada paciente. O sistema mostrou boa
reprodutibilidade, apresentou comportamento linear com a dose, baixa dependência com a taxa de dose e baixa dependência com o ângulo do
cabeçote. Quando pequenos erros foram inseridos na posição das lâminas, foi possível verificá-los. Dessa forma, o detector DAVID se mostrou
adequado para a verificação diária dos tratamentos com IMRT.
Palavras-chave: controle de qualidade, radioterapia de intensidade modulada, dosimetria.
Abstract
Several dosimetry devices are being developed for quality control of radiation treatments using modern techniques as, for example, the Intensity
Modulated Radiation Therapy (IMRT). The main function of these devices are to daily quality control of treatments of patients submited to IMRT
technique. The aim of this study is to characterize a type of planar multi-wire detector — DAVID (PTW) — for use in clinical practice. It was evaluated
the influence of the system in the radiation beam by measuring the absorption factors and surface dose. We also analyzed the dose-linearity,
reproducibility, the dependence with the dose rate and the angle of the linac head. Small errors in the position of the multi-leaf were inserted to evaluate
the sensitivity of the system. The results showed that the detector can absorb up to 6.7% of the dose, depending of the energy beam and the field
size. A significant increase in surface dose was observed, indicating that individual analysis is necessary for each patient. The system showed good
reproducibility, linear response with dose, low dependence with dose rate and low dependence with the angle of the linac head. When small errors
were inserted in the position of the multi-leaf, the system was able to detect them. Thus, the detector DAVID proved to be suitable for daily
verification of IMRT treatments.
Keywords: quality control, intensity-modulated radiotherapy, dosimetry.
Introdução
Diversos equipamentos de dosimetria estão sendo
desenvolvidos para o controle de qualidade de
tratamentos de radioterapia utilizando técnicas
modernas como, por exemplo, a Radioterapia de
Intensidade Modulada (IMRT). A principal função desses
equipamentos está voltada para o controle da qualidade
diário dos tratamentos dos pacientes submetidos à
técnica de IMRT1. O detector DAVID2 (Device for the
Advanced Verification of IMRT Deliveries, PTW) se
enquadra nesta categoria (Figura 1).
Trata-se de um detector bidimensional constituído
de câmaras de ionização em forma de fios, com design
Autor correspondente: Vilma A. Ferrari – Instituto do Câncer do Estado de São Paulo – Setor de Radioterapia – Avenida Dr. Arnaldo, 251 – CEP: 01246-000 –
São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
41
Ferrari VA, Watanabe ÉY, Santos GR, Menegussi G
Resultados
Figura 1. Detector DAVID (PTW, Freiburg, Alemanha).
específico para diferentes colimadores multilâminas.
No caso do instalado no acelerador linear Synergy
(Elekta), possui 40 fios, um para cada par de lâminas
do colimador. Após ser devidamente alinhado, pode ser
utilizado para avaliação e registro da deposição de dose
para as frações do tratamento, sendo capaz de detectar
a posição das lâminas em tempo real. O sistema é
montado no cabeçote do acelerador linear, geralmente
no suporte de bandeja, entre o colimador multilâminas e
o paciente. Caracterizar este tipo de detector para uso
na rotina clínica foi o objetivo deste trabalho.
Material e Métodos
As medidas foram realizadas pelo sistema DAVID
(PTW) em um acelerador linear clínico Synergy (Elekta).
Utilizaram-se feixes de fótons de energia nominal 6 MV
e 15 MV. Um objeto simulador cúbico de água de
dimensões 40x40x40 cm3 (1D Scanner, SunNuclear) foi
usado para medidas de dose com câmara de ionização
de placas paralelas Rooss (PTW). Analisaram-se a
influência do detector no feixe de radiação por meio da
determinação dos fatores de transmissão e das variações
na dose superficial causadas pela presença do detector
durante a irradiação.
A profundidade foi de 10 cm para as medidas de
transmissão e, para a determinação da dose superficial,
de 0 e 2 mm (profundidades reais iguais a 1 e 3 mm,
uma vez que o ponto efetivo de medida da câmara
se encontrava 1 mm abaixo da janela de entrada).
Os campos avaliados foram quadrados de lados iguais a
5, 10, 15, 20, 25, 30, 35 e 40 cm. Em todas as medidas,
foi levada em consideração a distância fonte-superfície
(DFS) de 90 cm.
Foram ainda analisadas: a reprodutibilidade do
sistema dosimétrico, a influência da angulação do cabeçote do acelerador linear na resposta do dosímetro e a
dependência com a taxa de dose e a linearidade com a
Unidade Monitora (UM). Erros pequenos (de 1 a 5 mm)
foram inseridos propositalmente na posição de uma das
lâminas a fim de determinar a sensibilidade do sistema
em detectar tais deslocamentos.
42
Os resultados do fator de transmissão demonstraram
que o sistema DAVID absorve de 3,6 a 6,7% da dose,
variando conforme o tamanho de campo e a energia do
feixe de radiação. A Tabela 1 apresenta os resultados
dos fatores de transmissão para os tamanhos de campo
e energias avaliados.
As variações na dose superficial devido à presença
do detector são apresentadas na Figura 2 para as duas
energias e as duas profundidades analisadas. Os fatores
representam o quociente entre a transmissão na
profundidade em questão e a transmissão na profundidade
de 10 cm para o mesmo tamanho de campo.
Para avaliar a reprodutibilidade do sistema, um campo
de dimensões 40x40 cm2 foi irradiado 10 vezes, e o desvio
padrão encontrado foi de 0,179%, quando analisada a
soma dos sinais de cada fio.
A fim de averiguar a influência do ângulo do cabeçote no sistema de medida, irradiou-se o campo
de 40x40 cm 2 variando a posição do mesmo em
intervalos de 45º. A medida realizada com o gantry
a 0º foi utilizada como referência. O desvio máximo
apresentado foi de 1,8% para o ângulo de 225º.
A Figura 3 apresenta os resultados para as posições
de cabeçote analisadas.
Na análise da taxa de dose, utilizou-se 300 UM/min
como referência, e a mesma irradiação foi aplicada para
as taxas de dose 75, 150 e 600 UM/min. O maior desvio
encontrado foi de 0,2%, para a taxa de 75 UM/min.
Na de 600 UM/min, houve saturação do sistema, não
sendo possível a realização da medida. O campo utilizado
para este teste foi de 40x40 cm2.
A Figura 4 apresenta a resposta do sistema com o
aumento da UM. Observa-se comportamento bastante
linear, com R2=1.
Com o objetivo de verificar a sensibilidade do sistema,
foram inseridos erros de 1 a 5 mm na extremidade do
campo de 10x10 cm2. A Tabela 2 apresenta o desvio
relativo do sinal do fio pertencente à lâmina modificada,
bem como do sinal total.
As discrepâncias entre o campo de referência e um
campo com deslocamento de 2 mm em uma das lâminas
estão apresentadas na Figura 5.
Observou-se que é necessário determinar um fator de
absorção para cada tamanho de campo e para cada
energia a ser utilizada. No entanto, alguns sistemas de
planejamento não permitem a inserção desta forma.
Nestes casos, pode-se determinar um fator médio para as
diferentes energias ou, ainda, corrigir as UM manualmente.
Nossos resultados mostram que a escolha de um fator
médio para cada energia acarretará num erro menor do
que 1% na determinação da dose.
Fator de aumento da dose superficial
Fator de aumento da dose superficial
Caracterização de um detector planar de múltiplos fios para controle de qualidade diário de tratamentos com IMRT
6 MV
1,300
1,250
referência
erro de 2 mm na lâmina nº 21
1,200
1,150
1,100
1,050
1,000
0,950
2 mm
0 mm
0
10
20
30
40
Lado do campo quadrado (cm)
Figura 5. Sinais medidos com o DAVID após inserir um erro de
2 mm na lâmina nº 21.
15 MV
1,450
1,400
1,350
1,300
1,250
1,200
1,150
1,100
1,050
1,000
0,950
2 mm
0 mm
0
10
20
30
40
50
Lado do campo quadrado (cm)
Desvio relativo à posição do gantry = 0º
Figura 2. Aumento da dose superficial devido à presença do
detector DAVID.
Tamanho do campo (cm2)
5x5
10 x 10
15 x 15
20 x 20
25 x 25
30 x 30
35 x 35
40 x 40
6 MV
0,933
0,934
0,935
0,937
0,939
0,942
0,951
0,946
15 MV
0,949
0,951
0,952
0,953
0,956
0,958
0,964
0,960
1
0,998
Tabela 2. Relação entre o deslocamento da lâmina e a alteração
percentual no sinal individual do fio e na soma de todos os fios.
0,996
0,994
45º
90º
135º
180º
315º
270º
225º
0,992
0,99
0,988
0,986
0,984
0,982
0,98
0
5
10
15
20
25
30
35
40
Figura 3. Influência do ângulo do cabeçote na resposta do DAVID.
Intensidade do sinal
Tabela 1. Fatores de transmissão do DAVID obtidos para cada
tamanho de campo e energia.
8.000
7.000
6.000
5.000
4.000
3.000
2.000
1.000
0
0
R2 = 1
200
400
600
800
1.000 1.200
Unidade motora
Figura 4. Linearidade da resposta do detector com a unidade
monitora (UM).
Deslocamento (mm)
1
2
3
5
Desvio do
sinal no fio (%)
0,73
1,07
1,42
3,67
Desvio do
sinal total (%)
0,05
0,15
0,28
1,18
Um parâmetro importante a ser considerado é o
aumento na dose na superfície do paciente com a
presença do detector. Observou-se incremento de
até 35% com a presença do detector. No entanto, se
considerarmos que na maioria dos tratamentos a dose na
superfície é bem inferior à do alvo, esta alta percentual
pode representar uma dose clinicamente irrelevante. Outro
ponto importante é que os maiores aumentos na dose
superficial foram encontrados para os maiores tamanhos
de campo. Na técnica IMRT, no entanto, os subcampos são
pequenos, assim como o crescimento da dose superficial.
O sistema DAVID apresentou boa reprodutibilidade e baixa dependência com a taxa de dose e mostrou
comportamento linear com o aumento da UM.
Diferenças encontradas na resposta do dosímetro com a
angulação do cabeçote podem não ser devidas ao detector,
mas sim a variações do acelerador. Medidas adicionais
devem ser feitas para investigar tal comportamento.
43
Ferrari VA, Watanabe ÉY, Santos GR, Menegussi G
Com relação à capacidade do sistema em detectar
pequenas variações na posição das lâminas, houve
resultados aceitáveis, com sensibilidade a erros de até
1 mm, quando analisado o sinal individual de cada fio.
No entanto, um erro pequeno (1 a 2 mm) inserido em apenas
uma lâmina não foi verificado no sinal total do dosímetro.
Com base nos resultados, afirmamos que o detector
planar de múltiplos fios DAVID pode ser adequado para a
verificação diária dos tratamentos de IMRT.
44
Referências
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of IMRT deliveries. Radiother Oncol. 2010;95(2):158-65.
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chamber for in vivo verification of IMRT and conformal irradiation
techniques. Phys Med Biol. 2006;51(5):1237-48.
Artigo Original
Caracterização de um sistema
eletrônico de aquisição de imagem
portal para dosimetria em radioterapia
Characterization of an electronic system for
Image acquisition portal to open field dosimetry
Gustavo L. Barbi1,2, Harley F. Oliveira1, Edenyse C. Bertucci1,
Leonardo L. Amaral1 e Leandro F. Borges1
Centro de Ciências das Imagens e Física Médica do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da
Universidade de São Paulo (USP) – Ribeirão Preto (SP), Brasil.
2
Serviço de Radioterapia do Hospital Amaral Carvalho – Jaú (SP), Brasil.
1
Resumo
O objetivo do trabalho foi caracterizar e viabilizar um sistema eletrônico de imagem portal (Electronic Portal Imaging Device – EPID) para uso como
portal dosímetro (PDI) na modalidade non-transit, ou seja, sem interposição de meio espalhador entre o feixe e EPID para medidas de campos
abertos. As imagens, bem como os dados do cabeçalho DICOM, foram extraídos pelo software ImageJ e utilizados no algoritmo básico de conversão
de pixel para dose. A linearidade e reprodutibilidade da resposta foram analisadas, encontrando-se um desvio máximo de 2,3% para 800 unidades
monitoras (UM) na linearidade e -0,9% para reprodutibilidade de sinal, medida diariamente. Uma matriz de 512x512 com resolução de 0,8 mm
foi criada para restabelecer a forma de campo dosimétrico após a aquisição da imagem. A resposta relativa à dependência de tamanho de campo foi
avaliada mediante obtenção da razão de fatores de espalhamento total entre a câmara de ionização e o EPID. Finalmente, um fator de calibração de
28470,88±170,73 pixel/cGy foi estabelecido para a região central da imagem. Análises comparativas entre o PDI, filme radiocrômico e matriz
de câmaras de ionização (MatriXX), mostraram boa concordância para campos maiores que 5x5 cm2 no restabelecimento da forma de campo e
dose, no entanto, para campos entre 3x3 cm2 e 5x5 cm2, a concordância para forma de campo foi melhor estabelecida por filme em relação à matriz
de câmaras de ionização.
Palavras-chave: Dosimetria, EPID, imagem, radioterapia.
Abstract
The objective was to characterize and enable an electronic portal imaging device (EPID) to use like a portal dosimetry device – PDI, in nontransit mode, without interposition of scattering between the beam and EPID for measurement to open fields. The images as well as the DICOM
header data are extracted from software ImageJ and the information are used in the basic algorithm for converting pixel to dose. The linearity
and reproducibility of response were analyzed, and the maximum deviation found of 2,3% to 800 monitor units (MU) for linearity and -0,9% for
reproducibility of signal measured daily. A 512x512 matrix with a resolution of 0,8mm was established to restore the shape of beam from the image.
The field size dependence was evaluated, by obtaining the ratio of total scattering of ionization chamber and EPID. Finally, a calibration factor of
28470.88±170.73 pixel/cGy was established for the central area of the image. Comparative analyzes between the PDI, radiochromic film and array
of ionization chambers (MatriXX) showed good agreement for fields greater then 5 x 5 cm2 to reestablishment of form field and dose, however, for
fields between 3x3 cm2 and 5x5 cm2, the agreement to shape of beam was best established by film.
Keywords: Dosimetry, EPID, image, radiotherapy.
Introdução
Electronic portal imaging devices (EPID’s) substituem filmes radiográficos convencionais na aquisição de imagens
em radioterapia, por meio de detectores de silício amorfo
(a-Si), para a formação da imagem digital1. Originalmente,
os EPID’s foram criados para verificação de posicionamento de pacientes em tratamento, e aplicação em radioterapia guiada por imagem (IGRT), sendo seu uso, atualmente, expandido para a verificação da distribuição da
Autor correspondente: Gustavo Lazzaro Barbi – Centro de Ciências das Imagens e Física Médica do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de
Ribeirão Preto (USP) – Avenida Bandeirantes, s/n – Campus Universitário – CEP: 14048-900 – Ribeirão Preto (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
45
GL Barbi, Oliveira HF, Bertucci EC, Amaral LL, Borges LF
dose em feixes externos de radioterapia. Mecanismos de
correção específicos podem transformar um EPID comercial em um equipamento apto a aplicações dosimétricas,
inclusive na análise pré-tratamento de radioterapia de intensidade modulada (IMRT)2.
A performance de um acelerador linear clínico (LINAC)
e suas características dosimétricas são avaliadas, rotineiramente, por meio de detectores como: câmaras de
ionização, semicondutores, filmes dosimétricos e a associação destes. Tais detectores também são utilizados no
controle de qualidade pré-tratamento de pacientes submetidos a radioterapia.
A câmara de ionização e detectores de estado sólido,
quando isolados, fornecem informações de dose pontual,
e a acurácia depende da sua resolução espacial. Filmes
possuem boa resolução espacial, entretanto, necessitam
de calibração e cuidados de manipulação durante a leitura, pois a relação dose/resposta é fortemente afetada
pelas condições de processamento.
Mais recentemente, a introdução de filmes radiocrômicos, que não necessitam de revelação, contribuíram intensamente para a otimização dos procedimentos de controle de qualidade em radioterapia, o que não dispensa
atenção especial ao processamento, leitura e análise dos
mesmos. Por outro lado, matrizes ou arranjos de câmaras
de ionização e diodos, quando associados a softwares comerciais, permitem a obtenção da distribuição da dose 2D
em tempo real, bem como a análise comparativa mediante
aplicação de critérios de diferença de dose e distância dos
pontos de concordância, como a função Gamma.
Entretanto, estes sistemas comerciais são de alto custo, necessitando de um número elevado de detectores
para adequada resolução espacial. A utilização do EPID,
como ferramenta no controle de qualidade dosimétrico,
diminui o tempo necessário de procedimento, com resolução espacial alta suficiente para emprego em técnicas de
IMRT, por exemplo. Como as referências de distribuição
de dose, obtidas nos LINAC’s, são baseadas em câmaras
de ionização, as diferenças de resposta entre o EPID e
estas devem ser estabelecidas em calibração e processos
de caracterização.
EPID’s de a-Si possuem forte dependência com o
espectro de energia de fótons, produzindo resposta superestimada para fótons de baixa energia, principalmente
se aplicado objeto simulador entre o feixe e o detector,
portanto, medidas incorretas de dose serão obtidas se
correções adequadas não forem realizadas3. Por outro
lado, feixes de altas energias, associados ao não uso de
objeto simulador (non-transit), reduzem este efeito. No
entanto, o uso do método non-transit impossibilita a dosimetria in-vivo4.
O uso do EPID para aplicações dosimétricas exige
a implementação de procedimentos que estabeleçam a
relação entre a intensidade do pixel e a dose absoluta.
A calibração do EPID é mais complexa que uma simples
calibração cruzada. Esta complexidade está associada
ao fato de que a estrutura física do EPID é constituída de
46
múltiplas camadas de diferentes materiais, acima e abaixo
da camada de detecção, o que resulta em deposição de
dose com propriedades distintas em relação a um meio
homogêneo. A presença de materiais de alto número atômico na composição das camadas do EPID favorece uma
sobrerresposta a fótons de baixa energia e à radiação espalhada, o que resulta em dependência com o tamanho
do campo irradiado5,6. No entanto, conhecendo e corrigindo tais efeitos, a incorporação da dosimetria por EPID
contribui para a obtenção de resultados comparáveis aos
sistemas utilizados rotineiramente no controle de qualidade de tratamentos em LINAC’s.
Material e Métodos
O modelo do EPID estudado é o OptiVue 500, com matriz de 512x512 pixels, instalado em um LINAC modelo
Oncor Plus, com feixes de fótons de 6 e 15 MV, ambos os
equipamentos fabricados pela Siemens Medical Solutions
[Siemens Co., Munich-GER].
Para este estudo, aplica-se o feixe de 6MV. A área ativa de imagem deste EPID consiste em 41x41 cm, com
resolução de pixel de 0,8 mm. A aquisição de imagens
e dados relativos ao protocolo DICOM dá-se por meio
do software Siemens Coherence Therapist Workspace.
Os resultados obtidos são imagens 2D, onde a escala de
cinza acumulada (valor do pixel) é resultado dos valores médios deste sinal. A formação da imagem fina é resultante
de subimagens denominadas frames, sendo o seu número,
determinado pelo tempo de irradiação e taxa de dose.
As imagens adquiridas são obtidas sem a interposição de objetos simuladores entre o feixe e o EPID, com
a distância fonte / detector de 145 cm. Após a aquisição,
as imagens são exportadas e analisadas inicialmente pelo
software ImageJ e o cabeçalho DICOM aberto para a extração do número de frames, valores de pixel, perfis de
sinal, redimensionamento, unidades monitoras (UM) e coordenadas do colimador multilâminas (MLC).
As medidas de dose absoluta foram realizadas com
câmaras de ionização modelo FC65G, CC13 e CC01,
fabricadas pela IBA Dosimetry, em combinação a um
eletrômetro Dose One. Medidas para a caracterização
de buid-up do EPID foram realizadas em objeto simulador de água sólida RW3 e câmara de placas paralelas
PPC05 da IBA Dosimetry. Para as medidas off-axis, foram utilizados objetos simuladores constituídos de múltiplas placas de água sólida e sistema de comissionamento
Blue-Phanton, também da IBA Dosimetry. Os dados de
distribuição, a partir de planos para o restabelecimento da
forma do campo, foram obtidos com um arranjo constituído de 1.020 câmaras de ionização modelo MatriXX e
software de análise OmniPro-I’mRT, de fabricação da IBA
Dosimetry, sob um campo de 25x25 cm2, constituindo a
matriz de restauro de forma de campo.
A reprodutibilidade de sinal do EPID é determinada mediante a aquisição de uma imagem diária de um
Caracterização de um sistema eletrônico de aquisição de imagem portal para dosimetria em radioterapia
( pxyn)
0,4
0,2
0,0
Desvio Percentual (%)
campo 10x10 cm2 e 100 UM, sendo avaliado o sinal médio do valor de pixel em uma área central da imagem de
0,5x0,5 cm2.
Para a caracterização da linearidade, a relação de resposta do EPID com a dose é obtida a partir de uma série
de irradiações de campo 10x10 cm2, variando as UM’s de
1 a 800, sendo a leitura proporcional ao número de frames
da imagem e o resultado comparado aos valores medidos
com a câmara de ionização (CI) nas mesmas condições.
A calibração no eixo central foi feita em objeto simulador de água na profundidade de buil-up, onde os fatores de
espalhamento total foram determinados para a câmara de
ionização e o EPID para a correção de resposta entre os
detectores.
Finalmente, a dose Dx,y pode ser obtida por meio da
Equação 1.
Para a validação da calibração, são comparados os
perfis de dose obtidos pelo EPID aos perfis de dose medidos com o MatriXX, filme radiocrômico Gafchromic® EBT2 e
na água, sendo todos obtidos na profundidade de buil-up
do EPID definido a 2,0 cm.
-0,2
-0,4
-0,6
-0,8
-1,0
0
Onde, px,y é o valor do pixel, n o número de subimagens,
FCx,y o fator de correção para forma do campo, e SEPID/CI a
razão entre os fatores de espalhamento total.
600
Resultados
A reprodutibilidade do sinal, avaliada em 21 dias, apresentou desvio percentual máximo de -0.9% em relação ao
sinal médio, conforme Figura 1, constituindo um excelente
resultado.
A Figura 2 demonstra a resposta de linearidade do EPID
avaliado para um campo de 10x10 cm2, desde um valor mínimo de 1 UM até 800 UM, e associada às mesmas condições para a CI tipo Farmer. Portanto, quando se normaliza
o sinal com relação à resposta de 1 UM, o desvio máximo
encontrado na linearidade é de 2,3% para 800 UM.
A calibração do sinal, na região central de detecção
da imagem, para o campo 10x10 cm2 resultou no valor de
28470,88±170,73 pixel/cGy, sendo a dose medida com a
CI de 49,00 cGy nas mesmas condições do EPID, mas em
buil-up equivalente de 2,0 cm.
Devido às diferenças de resposta entre a CI e o EPID,
houve a necessidade de definir a relação entre estes sinais.
A Tabela 1 ilustra os valores dos fatores encontrados pela
razão do espalhamento total Sc,p entre a CI CC01 e o EPID.
A Figura 3 apresenta o perfil relativo do campo 10x10 cm2
para o EPID, comparado ao MatriXX e o Blue Phantom, sem
as correções de restauro da forma de campo, calibração e
espalhamento, onde se nota a discrepância na forma do
campo devido à característica de flatness que não ocorre na
imagem do EPID. Embora o tamanho de campo seja definido
Dose (cGy)
800
FCFcSESPID/CI
4
6
8
10 12 14 16 18 20 22
Dia
Figura 1. Reprodutibilidade diária do sinal.
(1)
Dx,y =
2
EPID
CI
400
200
0
0
200
400
600
Unidade Monitora (UM)
800
Figura 2. Comparação de linearidade entre EPID e câmara.
Tabela 1. Razão dos fatores de espalhamento total SC,P.
Campo (cm2)
SC,P EPID/CI
1x1
0.905
2x2
0.910
3x3
0.931
4x4
0.947
5x5
0.964
8x8
0.988
10x10
1.000
12x12
1.010
15x15
1.022
18x18
1.031
20x20
1.036
22x22
1.041
25x25
1.048
47
GL Barbi, Oliveira HF, Bertucci EC, Amaral LL, Borges LF
no isocentro de 100 cm, as aquisições foram realizadas à distância fonte / detector (DFC) de 145 cm e correções de redimensionamento aplicadas para os resultados a DFC=100 cm.
Após a aplicação dos fatores de correção e da matriz
de restauro da forma de campo, o EPID torna-se um portal
dosímetro (PDI), neste contexto, para campos abertos. Os
resultados para os campos 3x3 cm2, 5x5 cm2, 10x10 cm2
e 15x15 cm2 apresentados nas Figuras 4 a 7 para a DFC
de 100 cm são comparados ao MatriXX e ao filme radiocrômico. Nota-se a discrepância para o perfil do campo
3x3 cm2, onde a largura a meia altura medida por meio
do MatriXX é de 2,14 cm e 2,99 cm para o filme e PDI.
As doses medidas no eixo central são apresentadas na
Tabela 2, com desvio máximo de -3,1% para o campo
5x5 cm2, medido com filme radiocrômico.
A utilização do método descrito para uso do EPID em dosimetria oferece boa concordância com relação aos dispositivos planares de dose já consolidados, apresentando
vantagem na resolução espacial em relação aos arranjos
matriciais de detectores. A utilização do filme radiocrômico
para validação se fez necessária devido à equiparação na
resolução, uma vez que o arranjo de câmaras apresentou
discrepância significativa na definição da forma do campo
para tamanhos menores que 5x5 cm2, o mesmo podendo
ser observado por este sistema na perda de informação
das bordas de campo.
Outras considerações deverão ser incorporadas futuramente ao PDI apresentado, no que diz respeito à
200
100
Filme
MatriXX
PDI
150
60
Dose (cGy)
Dose Relativa (%)
80
EPID sem correção
MatriXX
Blue Phamtom
100
40
50
20
0
-20
-10
0
10
Posição cross line (cm)
0
20
Figura 3. Perfis relativos ao campo 10x10 obtidos com EPID,
MatriXX e Blue Phamtom.
-6
-4
-2
0
2
4
6
Figura 5. Perfis de dose do campo 5x5 obtidos com filme,
MatriXX e PDI.
200
200
100
50
0
-6
100
50
0
-4
-2
0
2
4
6
MatriXX e PDI.
48
Filme
MatriXX
PDI
150
Dose (cGy)
Dose (cGy)
150
Filme
MatriXX
PDI
-10
-5
0
5
10
MatriXX e PDI.
Caracterização de um sistema eletrônico de aquisição de imagem portal para dosimetria em radioterapia
dependência com o tempo de irradiação, principalmente
para baixas UM’s e efeitos de sobreposição de informação
de imagens adquiridas subsequentemente, como ghosting e lag7,8. O desenvolvimento de ferramentas de análise
comparativa será necessário para a validação do método
no controle de qualidade dosimétricos de campos irregulares e, posteriormente, planos de tratamento.
60
50
Matrixx
PDI
Dose (cGy)
40
30
Referências
20
10
0
-15
-10
-5
0
5
10
15
Figura 7. Perfis de dose do campo 15x15 com MatriXX e PDI.
Tabela 2. Doses no eixo central para os diferentes detectores.
3x3
Método
Calculada
Filme
MatriXX
PDI
186,61
191,16
185,41
185,94
Tamanho de campo (cm2)
5x5
10x10
Dose (cGy)
193,21
206,2
187,26
201,2
193,76
205,79
192,47
205,76
15x15
53,15
–
53,05
53,01
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49
Artigo Original
Calibração de diodos semicondutores
para dosimetria in vivo em tratamentos
de irradiação de corpo inteiro
Calibration of semiconductors diodes for in vivo
dosimetry in total body irradiation treatments
Fernanda F. Oliveira1, Leonardo L. Amaral2, Alessandro M. Costa1 e Thomaz G. Netto1
Departamento de Física da Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São
Paulo (FFCLRP-USP) − Ribeirão Preto (SP), Brasil.
2
Serviço de Radioterapia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da Universidade de
São Paulo (HCFMRP-USP) − Ribeirão Preto (SP), Brasil.
1
Resumo
Este trabalho apresenta os resultados de dosimetria in vivo com diodos semicondutores tipo-p, EDP-15 (Scanditronix Wellhöfer), em tratamentos
de irradiação de corpo inteiro de dois pacientes, do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da Universidade de São
Paulo (HCFMRP-USP). Os diodos foram previamente calibrados e os fatores de calibração foram determinados com o auxílio de uma câmara de
ionização de referência (FC065, IBA Dosimetry, volume sensível de 0,65 cm3). A calibração foi realizada em um setup de Irradiação de Corpo Inteiro
(TBI), utilizando objetos simuladores de água sólida. Diferentes espessuras do diâmetro latero-lateral (DLL) de um paciente foram simuladas e,
posteriormente, determinados os fatores de calibração com base nas leituras de dose na profundidade de máxima dose (metade da espessura do
DLL). A diferença na resposta do diodo para a dose prescrita nos dois tratamentos foi inferior a 4%. Assim, ficou demonstrado que essa diferença
está dentro do recomendado pelo International Comission on Radiation Units (ICRU), que é igual a ±5%.
Palavras-chave: dosimetria, semicondutores, irradiação corporal total.
Abstract
This paper presents the results of in vivo dosimetry with p-type semiconductors diodes, EDP-15 (Scanditronix Wellhöfer) of two patients who
underwent total body irradiation treatments, at Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto University of Sao Paulo (HCFMRPUSP). The diodes were well calibrated and the calibration factors were determined with the aid of a reference ionization chamber (FC065, IBA
dosimetry, sensitive volume of 0.65 cm3).The calibration was performed in a Total Body Irradiation (TBI) setup, using solid water phantoms. Different
lateral thicknesses from one patient were simulated and then the calibration factors were determined by means of maximum depth dose readings
(half of the lateral thickness). The response difference between diode readings and the prescribed dose for both treatments was below 4%. This
difference is in agreement as recommended by International Comission on Radiation Units (ICRU), which is ±5%.
Keywords: dosimetry, semiconductors, whole-body irradiation.
Introdução
A Irradiação de Corpo Inteiro (TBI, do inglês Total Body
Irradiation) usa fótons de alta energia e é frequentemente
utilizada para preparar os pacientes para transplante de
medula óssea, vítimas das doenças malignas do sangue,
tais como a leucemia. A finalidade da TBI é auxiliar na destruição das células da medula, imunossuprimindo o paciente para que este possa receber a nova medula óssea1.
Incertezas na determinação da taxa de dose nas
condições de irradiação e na determinação da dose em
profundidade, no posicionamento do paciente entre frações
e na definição da homogeneidade da dose, são fatores que
contribuem para a complexidade do tratamento. A não homogeneidade da dose no volume de tratamento, devido a
não homogeneidade dos tecidos presentes no campo de
radiação, ao contorno irregular do paciente e à energia do
feixe, pode comprometer os órgãos de risco do tratamento,
como pulmão, podendo levar ao desenvolvimento de pneumonitis radio-induzida ou a síndrome gastrointestinal2,3.
Para garantir a homogeneidade de dose em TBI, é necessário realizar medidas de dosimetria in vivo para cada
Autor correspondente: Fernanda Ferretti de Oliveira − FFCLRP-USP − Avenida Bandeirantes, 3.900 − CEP: 14040-901 – Ribeirão Preto (SP), Brasil – E-mail:
[email protected]
51
Oliveira FF, Amaral LL, Costa AM, Netto TG
fração do tratamento. Este trabalho descreve os procedimentos de calibração de diodos semicondutores para
dosimetria in vivo TBI.
Material e Métodos
As irradiações foram realizadas no Acelerador Linear
Oncor-Siemens, de 6 MV, do Hospital das Clínicas da
Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da Universidade
de São Paulo (HCFMRP-USP). Foram utilizados diodos
semicondutores tipo-p, IBA Dosimetry DPD-3 da empresa
Scanditronix Medical AB-Germany.
Para a calibração dos diodos utilizaram-se várias combinações diferentes de placas de água sólida de dimensão
30x30x1 cm e densidade de 1g/cm3, um objeto simulador
cúbico de água de dimensões 18x18x18 cm. Um conjunto
formado por uma câmara de ionização (FC065, de volume sensível 0,65 cm3, IBA) e eletrômetro (Dose1, IBA) foi
usado como dosímetro de referência nas determinações
de dose durante a caracterização e calibração do sistema
dosimétrico, para posterior aplicação e validação da técnica de dosimetria in vivo para tratamentos de TBI.
Para a calibração, utilizou-se um setup de TBI
(SAD=393 cm, campo de 40x40 cm, gantry a 270º, colimador a 45º, taxa de dose de 100 UM/min) com o auxílio
da câmara de ionização e do objeto simulador (OS) de água
sólida (Figura 1). Além disso, avaliou-se a resposta do diodo
com a temperatura, taxa de dose e angulação do gantry.
Para a análise da dependência com a taxa de dose e angulação, o diodo foi posicionado a 100 cm da fonte, na superfície do OS. A câmara de ionização foi inserida na profundidade de máxima dose (10 cm). Um campo de 10x10 cm foi
usado. Para a análise da temperatura, o diodo foi fixado na
parede de uma cuba com água. Variou-se a temperatura da
água no interior da cuba e monitorou-se a mesma com um
termômetro. Para que o equilíbrio térmico fosse atingido,
cinco minutos foram aguardados.
Para se determinar os fatores de calibração
(Equação 1), o diodo foi mantido em uma posição fixa e
foi-se variando, lateralmente, a profundidade da câmara de
ionização dentro do objeto simulador, ou seja, variou-se a
distância da câmara em relação ao diodo. O objetivo nesse caso era simular várias espessuras DLL, onde o diodo
assumia fatores de calibração diferentes, de acordo com
a dose verificada com a câmara em cada profundidade.
Uma vez que os pacientes candidatos ao tratamento TBI
podem ser de qualquer idade, obteve-se fatores de calibração para distâncias de 4 a 23,5 cm. Para cada distância do diâmetro latero-lateral (DLL) considerada, o sistema
dosimétrico fornecia um fator de correção que era alocado
na unidade dosimétrica. Isso permite que, no momento da
dosimetria in vivo, o valor DLL do paciente seja medido
e então o fator de correção correspondente aquele valor, e já previamente calculado na dosimetria com objeto
simulador, seja acessado. Temperatura e pressão foram
monitoradas ao longo do procedimento.
Fcal =
(
LCJ
L diodo
(
(1)
referência!
Para homogeneizar a dose ao longo do corpo, uma
espessura de chumbo foi fixada à bandeja, próxima ao
gantry, em uma posição que blindava parte da radiação
que chegava a cabeça do paciente, uma vez que essa
região possui uma espessura (DLL) menor que o restante
do corpo e por isso, pode receber maiores níveis de dose.
A espessura utilizada foi de 4 mm. Doses de 150 cGy
foram aplicadas, sendo 75 cGy no campo lateral direito e
outros 75 cGy no campo lateral esquerdo, após o giro de
180º da mesa, mantendo-se a posição do isocentro.
Posteriormente a calibração, medidas de dosimetria
in vivo foram realizadas em dois pacientes candidatos ao
tratamento TBI. Cada paciente recebeu uma dose total de
1200 cGy, por um período de 4 dias (1 fração de 300 cGy
por dia). O diodo foi posicionado dentro de um isopor
(para isolamento de temperatura) na superfície do paciente, na altura da pelve.
Para cada paciente, tivemos um DLL específico e consequentemente um fator de calibração diferente. O tratamento foi realizado nas mesmas condições de calibração.
Temperatura e pressão foram monitoradas.
Resultados
Figura 1. Setup de irradiação de corpo inteiro para calibração
do diodo.
52
Os fatores de dependência com a taxa de dose, angulação e temperatura estão nas tabelas a seguir. Verifica-se
que o diodo apresenta pouca variação de resposta para
esses parâmetros.
Os fatores de calibração são apresentados na Tabela 4.
Nesta tabela são apresentados apenas os fatores de calibração que foram utilizados posteriormente na dosimetria
in vivo, visto que os pacientes submetidos ao TBI tinham
medidas pequenas de DLL.
As medidas de dosimetria in vivo foram realizadas
e obteve-se baixa diferença entre a dose prescrita no
Calibração de diodos semicondutores para dosimetria in vivo em tratamentos de irradiação de corpo inteiro
planejamento do tratamento e a dose obtida com o diodo.
Os resultados para o primeiro paciente encontram-se na
Tabela 5 e para o segundo, na Tabela 6.
O primeiro paciente apresentou espessura DLL de
20,0±0,05 cm. Dessa forma, como o planejamento é feito
na profundidade de referência que corresponde à metade da
espessura DLL (10,0 cm), usamos o fator de calibração de
0,84, correspondendo a CORR 18. No caso do segundo paciente, que tinha DLL de 23,0±0,05 cm, usamos a CORR 20.
Para os dois casos de dosimetria in vivo, a taxa de
dose utilizada foi de 7 cGy/min. No entanto, não foi necessário a correção da dose pelo fator taxa de dose uma vez
que, baseando-se nos valores da Tabela 3, observamos
que o diodo apresenta uma diferença menor que 2% entre
o máximo e o mínimo valor de leitura.
Pelos resultados apresentados, verifica-se que o sistema
dosimétrico apresenta-se bem calibrado, uma vez que a
variação entre a dose prescrita e a dose obtida a partir do
diodo está dentro do recomendado pelo ICRU (International
Comission on Radiation Units), que é de ±5%4.
O diodo apresentou baixa dependência em relação à
taxa de dose e angulação do gantry (Tabelas 1 e 2). A baixa
dependência com a taxa de dose pode ser compreendida,
uma vez que, para diodos que não foram previamente irradiados ou para diodos pouco utilizados na clínica (como
foi o caso), a baixa variação de resposta com a taxa de
dose é verificada. O sistema dosimétrico do HCFMRP-USP
não havia sido usado previamente em nenhuma medida de
dose e, portanto, teve sua caracterização e calibração realizada como objetivo deste projeto de pesquisa.
Ainda, podemos ressaltar que a baixa dependência angular pode ser verificada pela geometria do diodo. O diodo
apresenta capa de build-up própria que garante uma geometria cilíndrica ao volume alvo, diminuindo variações de
resposta com a angulação. Quanto à dependência com
a temperatura, apesar de baixa (Tabela 3), decidiu-se por
usar o diodo no interior de uma semiesfera de isopor para
que o mesmo pudesse ficar isolado termicamente em relação ao paciente. Uma vez que na dosimetria in vivo o
diodo fica em contato direto com a superfície do paciente,
estando o mesmo dentro do isopor, garante que trocas de
calor entre o paciente e o dosímetro sejam menos eficazes
e interfiram menos na resposta do diodo5.
Podemos concluir que, para tratamentos de Irradiação
de Corpo Inteiro, onde a complexidade do setup dificulta a deposição homogênea de dose ao longo do volume
alvo, é extremamente necessário que um controle da dose
liberada ao paciente seja realizado. Os dosímetros semicondutores mostraram-se adequados para a dosimetria in
vivo, apresentando valores dentro do recomendado.
Este trabalho obteve aprovação do comitê de ética da
Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto
da Universidade de São Paulo (FFCLRP-USP).
Tabela 1. Fator taxa de dose para o diodo.
Dose (cGy/min)
100
200
300
Ldiodo (cGy)
83,97±0,06
83,97±0,06
82,98±0,08
LCI (cGy)
84,01±0,01
84,01±0,01
83,04±0,01
Fcal
1,01±0,01
1,01±0,01
1,00±0,01
Ldiodo: leitura do diodo; LCI: leitura da câmara de ionização; Fcal: fator de calibração.
Tabela 2. Fator dependência angular para o diodo.
Gantry (o)
270
300
330
30
60
90
Ldiodo (cGy)
99,49±0,07
100,01±0,02
100,07±0,04
99,94±0,02
100,03±0,03
99,93±0,02
Ldiodo: leitura do diodo.
Tabela 3. Fator dependência com a temperatura para o diodo.
Temp (ºC)
26,5±0,5
31,0±0,5
35,7±0,5
36,5±0,5
38,8±0,5
Ldiodo(cGy/min)
41,71±0,07
42,14±0,07
42,31±0,08
42,40±0,06
42,63±0,11
Ldiodo: leitura do diodo.
Tabela 4. Fatores de calibração para o diodo.
DLL
(±0,05 cm)
8
12
18
20
22
23
PR
(±0,05 cm)
4
6
9
10
11
11,5
LCI(cGy)
Ldiodo
Fcal
CORR
13,65
11,65
10,54
10,32
9,88
9,73
12,1
12,1
12,2
12,3
12,2
12,2
1,14
0,97
0,87
0,84
0,81
0,79
15
16
17
18
19
20
DLL: diâmetro latero-lateral; PR: profundidade de referência; LCI: leitura da câmara de
ionização; Ldiodo: leitura do diodo; Fcal: fator de calibração; CORR:fator de correção.
Tabela 5. Dosimetria in vivo para o primeiro paciente.
Fração diária (cGy)
300
300
300
300
Ddiodo (cGy)
293,45
291,32
292,51
294,39
Variação (%)
2,2
2,9
2,5
1,87
Ddiodo: dose obtida com diodo.
Tabela 6. Dosimetria in vivo para o segundo paciente.
Fração diária (cGy)
300
300
300
300
Ddiodo (cGy)
298,41
299,32
289,51
293,42
Variação (%)
0,5
0,2
3,5
2,2
Ddiodo: dose obtida com diodo.
53
Oliveira FF, Amaral LL, Costa AM, Netto TG
Agradecimentos
À Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de São Paulo
(FAPESP) e ao serviço de Radioterapia do HCFMRP-USP.
Referências
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transplantation for leukemia. Bull N Y Acad Med. 1982;58(9):763-77.
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54
a review of outcomes. Br J Cancer. 2004;90(11):2080-84.
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of two total body irradiation fractionation regimens with respect to acute
and late pulmonary toxicity. Cancer. 2001;92(7):1949-58.
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Report 24, Determination of Absorbed Dose in a Patient Irradiated by Beams
of X anda Gamma Rays in Radiotherapy Procedures, ICRU Publications,
Washington DC, 1976.
5. Viegas CCB. Dosimetria in vivo com uso de Detectores Semicondutores
e Termoluminescentes Aplicada ao Tratamento de Câncer de Cabeça e
Pescoço. [Tese de Pós-Graduação]. Rio de Janeiro: Universidade Federal
do Rio de Janeiro − COPPE/UFRJ; 2003.
Artigo Original
Comparação entre o cálculo da dose no
XiO® e medidas dosimétricas em
feixes de fótons com filtro virtual
Comparison between dose calculation
in XiO® and dosimetric measurements
in virtual wedge photon beams
Laila G. Almeida1, Leonardo L. Amaral1, Harley F. Oliveira1 e Ana F. Maia2
Serviço de Radioterapia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da Universidade de
São Paulo (HCFMRP-USP) − Ribeirão Preto (SP), Brasil.
2
Departamento de Física da Universidade Federal de Sergipe (UFS) − São Cristovão (SE), Brasil.
1
Resumo
O filtro virtual (FV) constitui ferramenta útil no planejamento de tratamentos em radioterapia visto que apresenta uma série de vantagens
em relação ao filtro físico. Testes de controle da qualidade asseguram correta execução do planejamento realizado no sistema
de planejamento do tratamento (TPS). Este estudo objetivou comparar doses calculadas por TPS com doses medidas por câmara de
ionização (CI) e matriz de CI em feixes de fótons de 6 MV com FV. Realizaram-se medidas no acelerador linear Primus com objeto
simulador de água sólida e dosímetro posicionado a 10 cm de profundidade com gantry a 0° em diversos tamanhos de campos e de
angulações de FV. Medidas no eixo central utilizaram uma CI como dosímetro, enquanto as fora do eixo central utilizaram uma matriz
de CI. A simulação virtual no TPS XiO-CMS utilizou as imagens tomográficas do objeto simulador na mesma configuração da irradiação.
Valores de máximo e mínimo das diferenças percentuais entre as doses fornecidas pelo TPS e as medidas com a CI no eixo central foram
1,43 e -0,10%, respectivamente, com diferença percentual média de 0,08% e limite de confiança de ∆=1,72%. Na região fora do eixo
central, a diferença percentual média foi de 0,04%, com valor máximo de 1,9%, mínimo de 0% e limite de confiança de ∆=1,91%. Todos
os valores das diferenças percentuais de dose ficaram abaixo de 2% e do limite de confiança inferior a 3% estando, assim, de acordo
com as recomendações do Technical Report Series - TRS-430.
Palavras-chave: radioterapia, planejamento da radioterapia assistida por computador, dosimetria.
Abstract
The virtual wedge is useful tool in the radiation treatment planning since it has series of advantages over the hard wedge. Quality control
tests ensure correct performance of the planning done in treatment planning systems (TPS). This study aimed to compare doses calculated
by TPS and doses measured by ionization chamber (CI) and an ionization chambers array in virtual wedge photon beams of 6 MV. Measures
carried out in Primus linear accelerator with a solid water phantom and dosimeter positioned at 10 cm depth with gantry at 0° in many
fields sizes and angles in the virtual wedge. Measurements on the central axis used as dosimeter an IC and on off-axis used an IC array.
The simulation in CMS-XiO used the CT images of the phantom in the same configuration of the irradiation. Maximum and minimum values
of the percentage differences between the doses provided by TPS and measurements with ionization chamber on the central axis were
1.43 and -0.10%, respectively, with average percentage difference of 0.08% and confidence limit of ∆=1.72%. In the region off-axis, the
average percentage difference was 0.04%, with a maximum of 1.9%, minimum of 0% and confidence limit of ∆=1.91%. All values for dose
percentage differences were below 2% and lower confidence limit of 3% are thus, according to the recommendations of the Technical Report
Series - TRS-430.
Keywords: radiotherapy, computer-assisted radiotherapy planning, dosimetry.
Autor correspondente: Laila Galvão Almeida − Instituição Oncobeda − Rua Saldanha Marinho, 422 – CEP: 20810-272 – Campos dos Goytacazes (RJ),
Brasil − E-mail: [email protected]
55
Almeida LG, Amaral LL, Oliveira HF, Maia AF
Introdução
Estima-se que só no ano de 2012 surja cerca de 520.000
casos novos de câncer no Brasil1 e a radioterapia se destacará pela maioria dos tratamentos destes tumores.
A Radioterapia é uma técnica de tratamento que utiliza radiação ionizante a fim de eliminar células não desejadas do
organismo humano. As diferentes metodologias se baseiam
na destruição do tumor pela absorção da energia da radiação incidente e tendo como princípio maximizar o dano ao
tumor e minimizar o dano em tecidos vizinhos, normais, o
que é conseguido através de diversas técnicas, pois depende da localização e do tipo da doença envolvida2.
O sistema de planejamento do tratamento (TPS) é uma
ferramenta importante em radioterapia, o qual possibilita
simular rapidamente as interações do feixe radioativo no
organismo humano. A base de cálculo de um sistema de
planejamento são as imagens radiológicas por ele recebidas. Os dados da imagem radiológica, geralmente produzidas por tomografia computadorizada, são usados em
conjunto com uma descrição matemática que através de
um modelo anatômico detalhado do paciente, ilustra a
distribuição de dose com elevado grau de exatidão.
O planejamento de tratamentos radioterápicos utilizando TPS é um procedimento elaborado que envolve diversas
etapas. Para utilização das inúmeras ferramentas disponíveis
nos TPS é necessário realizar um processo de comissionamento do acelerador linear (AL), onde parâmetros apropriados e dados medidos nos AL da instituição são transcritos
pelo usuário ao TPS a fim de obter o cálculo da dose3.
A utilização de filtros físicos nos planejamentos para obtenção de distribuições de dose em formato de cunha é uma
prática bastante comum. Os filtros físicos apresentam alguns
inconvenientes como: manipulação e intervenção do operador em cada campo de tratamento, introdução de efeitos
dosimétricos (endurecimento do feixe e fator filtro), geração
de mais dose espalhada e limitação da utilização das cunhas
apenas para as angulações de filtros presentes na clínica.
Visando evitar tais ocorrências, foram introduzidos os filtros
não físicos que produzem distribuições de dose similares aos
filtros físicos por meio do movimento dinâmico do colimador durante a irradiação4. A geração dos gradientes de dose
do filtro virtual (FV) da Siemens baseia-se na combinação do
movimento do colimador da posição fechada para a aberta
a uma velocidade constante e da variação da taxa de dose5.
O processo de modelagem do feixe com FV é bastante complexo e consiste da caracterização do modelo
dosimétrico do feixe com FV no TPS através da combinação de parâmetros matemáticos para reproduzir no sistema a mesma configuração do feixe real do AL. Um parâmetro importante é o fator de calibração do coeficiente
de atenuação linear médio, chamado de “fator c”, o qual
deve ser multiplicado pelo coeficiente de atenuação efetivo padrão, µpad, fornecido pelo fabricante da máquina
para obtenção do coeficiente de atenuação efetivo µ6:
μ = cμpad (1)
56
A modelagem é produzida pelo usuário e, portanto, para avaliar se a modelagem foi obtida satisfatoriamente é importante realizar verificações no TPS como
parte de um programa de controle da qualidade.
Sendo assim, o trabalho teve como objetivo avaliar
as doses calculadas por um TPS a partir da comparação com doses medidas utilizando CI para a implementação do FV no serviço de Radioterapia do Hospital
das Clínicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão
Preto da Universidade de São Paulo (HCFMRP-USP).
Material e Métodos
Medidas de dose no eixo central foram realizadas no AL
Primus (Siemens, Alemanha) com objeto simulador de
água sólida e CI do tipo Farmer modelo FC065-G (Iba
Dosimetry, Alemanha) posicionada perpendicularmente
a cunha na profundidade de 10 cm com feixes de fótons
de 6 MV e gantry a 0°, conforme ilustrado na Figura 1A.
As angulações de FV utilizadas foram 15°; 30°; 45° e 60° e
os tamanhos de campo para tais medidas foram: 6x6 cm;
10x10 cm, 6x20 cm, 20x6 cm, máximo tamanho (30x25
cm para ângulos de 15°, 30° e 45° e 30x20 cm para 60°) e
20x20 cm. Realizaram-se duas irradiações com colimador a
90° e outras duas a 270°, com distância foco superfície de
100 cm e 100 unidades monitoras. Converteu-se cada leitura em dose absorvida obtendo-se o valor médio e o desvio
padrão. Foi calculada, então, a diferença percentual entre a
dose medida e a dose fornecida pelo XiO para cada tamanho
de campo e ângulo de filtro analisado, segundo o TRS-4303:
δ =100 ×
( Dcalc − Dmed )
Dmed
(2)
onde
δ é a diferença percentual;
Dcalc é a dose calculada num determinado ponto do
objeto simulador;
a)
A
b)
B
Figura 1. Arranjo experimental com A) câmara de ionização e B)
matriz de câmara de ionização.
Comparação entre o cálculo da dose no XiOÒ e medidas dosimétricas em feixes de fótons com filtro virtual
Dmed é a dose medida no mesmo ponto do objeto
simulador.
Para casos onde muitos pontos são comparados,
pode-se utilizar o conceito de limite de confiança definido por Venselaar et al7 como:
No processo de modelagem do feixe, obteve-se o
valor de “fator c”=1,020 com coeficiente de atenuação
efetivo µ=0,056. Para simulação virtual das medidas no
eixo central com obtenção dos valores calculados de
dose, utilizou-se o TPS XiO-CMS e imagens tomográficas
do objeto simulador com a CI na mesma configuração da
irradiação adquiridas no tomográfico computadorizado
Brilliance Big Bore (Philips, EUA).
Também foram realizadas medidas utilizando uma
matriz de CI, Matrixx (Iba Dosimetry, Alemanha), posicionada a profundidade de 10 cm para os seguintes
tamanhos de campo: 6x6 cm; 10x10 cm e 20x20 cm e
ângulos de FV: 15°; 30°; 45° e 60°, conforme ilustrado
na Figura 1B. Tomografia computadorizada no Brilliance
Big Bore do objeto simulador junto com a matriz de CI
foi realizada para simulação virtual das medidas realizadas com o Matrixx. Utilizando o software OmniPro (Iba
Dosimetry, Alemanha), obteve-se o valor de dose fora do
eixo central calculado pelo TPS e o medido pelo detector.
As distâncias, em cm, do eixo central a partir da origem
para obtenção dos valores de dose foram: -7, -3, -2, 2,
3 e 7, quando aplicável para o tamanho de campo analisado. Dessa forma, calculou-se a diferença percentual
entre a dose medida e a dose fornecida pelo TPS de
acordo com a Equação 2.
∆ = |desvio médio|+1,5 SD(3)
onde SD é o desvio padrão.
Sendo assim, calculou-se o desvio médio e o desvio padrão das diferenças percentuais obtidas para
determinação do limite de confiança.
O TRS-4303 fornece valores de limites de tolerância para
diferentes localizações de medida: eixo central, build-up, penumbra, fora do eixo central, fora dos limites do campo, entre
outras, e para diferentes complexidades de geometria: geometrias simples (homogênea), complexa (filtro, assimetria e
heterogeneidade) e bastante complexa (combinação de simples com complexa). Dessa maneira, o valor do limite de tolerância para as configurações usadas neste estudo é de 3%,
que é aquele para medidas com geometria complexa (filtro)
tanto no eixo central como fora do eixo central (alta dose e
baixo gradiente de dose).
Resultados
Os resultados das medidas no eixo central obtidos para
cada ângulo de FV são apresentados nas Tabelas 1 a 4.
Tabela 1. Resultados obtidos para ângulo de filtro virtual 15°.
Média Doses Medidas
(cGy)
Desvio Padrão Doses
(cGy)
Dose XiO (cGy)
Diferença Percentual
6X6
61,6
0,04
61,0
-0,99
10X10
67,1
0,10
66,8
-0,39
20X20
73,5
0,07
73,0
-0,67
30X25
75,4
0,03
75,3
-0,10
6X20
66,0
0,00
66,1
0,22
20X6
65,7
0,08
66,1
0,56
(cGy)
(cGy)
Dose XiO (cGy)
6X6
61,6
0,14
61,1
-0,76
10X10
67,0
0,16
66,8
-0,27
20X20
73,6
0,07
73,2
-0,54
30X25
75,5
0,21
76,1
0,84
6X20
65,7
0,15
66,2
0,77
20X6
65,6
0,20
66,2
0,91
Campo (cm2)
Campo (cm2)
57
(cGy)
(cGy)
Dose XiO (cGy)
6X6
61,6
0,14
61,1
-0,76
10X10
67,0
0,16
66,8
-0,27
20X20
73,6
0,07
73,2
-0,54
30X25
75,5
0,21
76,1
0,84
6X20
65,7
0,15
66,2
0,77
20X6
65,6
0,20
66,2
0,91
(cGy)
(cGy)
Dose XiO (cGy)
6X6
61,7
0,21
61,2
-0,79
10X10
67,1
0,19
66,9
-0,24
20X20
73,5
0,05
73,7
0,21
30X25
74,3
0,47
75,3
1,31
6X20
65,3
0,38
66,2
1,43
20X6
65,6
0,35
66,2
0,91
Campo (cm2)
Campo (cm2)
Os valores de máximo e mínimo das diferenças percentuais entre as doses fornecidas pelo TPS e as medidas com a CI foram 1,43 e -0,10%, respectivamente,
com diferença percentual média de 0,08%.
Analisaram-se 24 valores de diferença percentual
para as medidas de dose no eixo central, com desvio
médio de 0,63% e desvio padrão de 0,73%, obtendo-se,
assim, um valor de limite de confiança ∆=1,72%.
O ângulo de FV de 15° apresentou valores de
diferenças percentuais máxima e mínima de 0,99
e -0,10% com valor médio de -0,23%. O ângulo de FV de 30° teve diferenças percentuais máxima e mínima de -0,92 e 0,18% com valor médio
de -0,09%. Já para o ângulo de FV de 45°, os valores de diferenças percentuais máxima e mínima
foram -0,91 e -0,27% com valor médio de 0,16%.
E o ângulo de FV de 60° apresentou valores de diferenças percentuais máxima e mínima de 1,43 e 0,21%
com valor médio de 0,47%.
As diferenças percentuais encontradas para as
medidas fora do eixo central são apresentadas na
Tabela 5.
Para as medidas fora do eixo central, a diferença
percentual média encontrada foi de 0,04%, com valor
máximo de 1,9% e mínimo de 0%. Utilizando 48 valores de diferença percentual de dose, determinou-se
58
o valor do limite de confiança ∆=1,91%, com desvio
médio de 0,67% e desvio padrão de 0,83%.
As diferenças percentuais dos quatro ângulos de FV não
apresentam um padrão de variação à medida que o tamanho de campo ou o valor do ângulo de FV varia.
Nota-se que, de uma maneira geral, o tamanho de
campo 10x10 cm apresentou as menores diferenças
percentuais para as medidas no eixo central, provavelmente devido ao fato de este tamanho de campo ser
utilizado como referência durante o comissionamento
do FV no AL.
Medidas dosimétricas têm sido discutidas em diversos artigos. Camargo et al.8 apresentaram resultados de testes dosimétricos para diversas geometrias e
complexidades de medidas obtendo, para feixes com
filtros, valores de limite de confiança menores que 3%.
Saminathan, Manickam e Supe9 realizaram várias análises, entre elas: comparação de fator filtro, medidas
de “output” de campo aberto e campo com filtro assim como aquisição de perfis de dose com avaliação
de mapas de intensidade de dose. No nosso estudo,
foram obtidos, no eixo central, valores de diferença
Comparação entre o cálculo da dose no XiOÒ e medidas dosimétricas em feixes de fótons com filtro virtual
Tabela 5. Resultados obtidos para medidas fora do eixo central.
Ângulo de Filtro
15°
30°
45°
60°
Distância a partir da
origem (cm)
Tamanho de campo (cm2)
6x6
10x10
20x20
-2
-1,2
1,2
-0,6
-3
–
0,8
-0,5
-7
–
–
0,8
2
0,4
1,3
-0,2
3
–
1,9
0,6
7
–
–
-0,2
-2
-0,3
-0,3
0,4
-3
–
-0,7
-0,4
-7
–
–
0,4
2
0,4
-1,1
-0,1
3
–
-0,4
1,2
7
–
–
0,7
-2
-0,2
-0,3
0,0
-3
–
-1,0
-0,3
-7
–
–
-0,2
2
0,2
-1,7
-0,1
3
–
-0,4
-0,4
7
–
–
0,5
-2
-0,8
0,3
-0,5
-3
–
-0,9
-0,6
-7
–
–
1,6
2
0,8
-1,5
0,1
3
–
1,3
0,4
7
–
–
1,8
percentual entre a dose medida por CI e a dose calculada pelo TPS inferiores a 1,5% com valor de limite de confiança ∆=1,72%, estando em concordância
adequada com o TRS-430 3. A maior parte dos valores
de diferença percentual obtidos para este caso foram
menores que 1% (apenas 2 de 24 valores foram superiores) mostrando que o cálculo realizado pelo TPS foi
satisfatório.
As medidas fora do eixo central também apresentaram valor de limite de confiança dentro do estabelecido pelo TRS-4303, ∆=1,91%, com valores de diferença percentual da dose não superiores a 2%.
Algumas medidas adicionais em outras localizações de medida (outras profundidades, região de penumbra, entre outras) bem como a análise de perfis
de dose ainda são necessárias para completo comissionamento do FV no TPS analisado. No entanto, os
valores de diferença percentuais de dose e do limite
de confiança obtidos indicam cálculo apropriado do
XiO no HCFMRP-USP, uma vez que os valores ficaram
dentro dos limites de tolerância adotados.
Referências
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Janeiro: Ministério da Saúde, 2011.
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planning system. Med Phys. 2000;27(7):1635-43.
5. Digital Linear Accelerator, Physics Primer. Siemens Medical Solutions.
(USA, 2008).
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photon beam dose calculations of treatment planning systems. Radiother
Oncol. 2001;60(2):191-201.
8. Camargo PR, Rodrigues LN, Furnari L, Rubo RA. Implementation of
a quality assurance program for computerized treatment planning
systems. Med Phys. 2007;34(7):2827-36.
9. Saminathan S, Manickam R, Supe SS. Comparison of dosimetric
characteristics of physical and enhanced dynamic wedges. Rep Pract
Oncol Radiother. 2012;17(1):4-12.
Artigo Original
Objeto de teste de baixo custo
para radiologia computadorizada
Low cost phantom for computed radiology
Paulo Cesar B. Travassos1, Fernando M. Augusto2, Thalis L.A. SantÝves2, Elicardo A.S.
Gonçalves2, Luis Alexandre G. Magalhães1 e Marina A. Botelho3
Laboratório de Ciências Radiológicas da Universidade do Estado do Rio de Janeiro (IBRGA/UERJ) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
2
Instituto Nacional de Câncer (INCA) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
3
Hospital Universitário Pedro Ernesto (UERJ) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
1
Resumo
O presente trabalho apresenta os resultados da aplicação de um objeto de teste para avaliação da qualidade das imagens obtidas por meio de
radiografia computadorizada (CR). Foi construído a partir de materiais com baixo custo, no valor total de aproximadamente U$ 100,00. O objeto
de teste mostrou ser bastante viável como auxiliar no controle de qualidade, possibilitando avaliação dos seguintes parâmetros: kVp, mAs,
resolução de alto e baixo contraste, relação sinal ruído SNR, contraste radiográfico, uniformidade, acurácia na medida de comprimento.
Palavras-chave: radiologia, controle de qualidade, raios X, tecnologia de produtos.
Abstract
This article presents the results obtained from a low cost phantom, used to analyze Computed Radiology (CR) equipments. The phantom was
constructed to test a few parameters related to image quality, as described in [1-9]. Materials which can be easily purchased were used in
the construction of the phantom, with total cost of approximately U$100.00. A bar pattern was placed only to verify the efficacy of the grids in the
spatial resolution determination, and was not included in the budget because the data was acquired from the grids.
Keywords: radiology, quality control, x-rays, products technology.
Introdução
O presente trabalho apresenta os resultados obtidos a partir
de um objeto de teste de baixo custo, utilizado para analisar
equipamentos de Radiologia Computadorizada (CR).
O objeto de teste foi construído para testar alguns
parâmetros relacionados à qualidade de imagem1-6. No
objeto de teste, foram utilizados materiais que podem
ser encontrados facilmente no mercado. O custo desses
materiais ficou em cerca de U$100,00. Foi colocado um
padrão de barras para conferir a eficácia das grades na
determinação da resolução espacial. Esse componente
não foi incluído no orçamento, pois as medidas de resolução espacial foram realizadas com as grades.
chumbo, um padrão de barras e um conjunto de sete
grades de aço inox com medidas variadas. As estruturas
encontram-se dispostas em uma caixa de acrílico cuja
Material e Métodos
O objeto de teste (Figura 1) possui quatro estruturas básicas: um stepwedge feito em cobre, um atenuador de
Figura 1. Fotografia do objeto de teste.
Autor correspondente: Paulo Cesar Baptista Travassos – Universidade Cândido Mendes, Instituto Universitário Candido Mendes – Rua Luiz Leopoldo
Fernandes Pinheiro, 517 – CEP: 24016-900 – Niteroi (RJ), Brasil – E-mail: [email protected]
61
Travassos PCB, Augusto FM, SantÝves TLA, Gonçalves EAS, Magalhães LAG, Botelho MA
tampa removível é fixada por quatro parafusos em aço
inox, com porcas do tipo borboleta, confeccionadas em
latão, e arruelas de aço inox. Sobre a face superior, foram
fixadas duas placas de cobre.
Stepwedge: feito a partir de uma placa de cobre de
0,15 mm de espessura. Possui 25 degraus, com uma diferença de espessura de 0,15 mm entre eles, comprimento
de 8 mm e largura de 20 mm.
Atenuador de chumbo: consiste em uma folha de
chumbo com espessura de 0,01 mm. É utilizado para
determinação da relação sinal-ruído.
Padrão de barras: é utilizado para a determinação da
resolução espacial, medida em pares de linhas por milímetro. Sua função é servir como parâmetro de comparação
para avaliar a viabilidade de se utilizar grades de aço para
esta finalidade.
Conjunto de grades: cada grade possui fio com uma
determinada espessura e espaçamento. Considerando
cada fio como uma linha, temos a resolução em pares de
linha por milímetro, conforme indica a Tabela 1.
Estrutura de suporte: confeccionada a partir de uma
placa de acrílico transparente com 5 mm de espessura,
medindo 170x230 mm. As dimensões externas da caixa
são 170x230x150 mm. É fixada por quatro parafusos de
aço, que prendem a tampa. A caixa oferece proteção e
sustentação mecânica à montagem; as arruelas possuem
a função adicional de servirem como marcadores para
que sejam feitas medidas de distância. A distância entre
a borda das arruelas é de 150 mm, horizontalmente, e de
180 mm, verticalmente.
Placas atenuadoras: feitas em cobre, servindo como
atenuadores para o feixe primário. Possuem a função de
possibilitar o uso do objeto de teste com feixes mais energéticos (i.e. maiores kVp). A espessura total é de 1,35 mm
e as dimensões da largura e altura são, respectivamente,
170 e 230 mm.
Critérios de qualidade
O objeto de teste foi radiografado com diversas técnicas
radiográficas. Foram obtidas imagens com 3480x3480 pixels, profundidade de 12 bits (4096 tons de cinza) para
cada técnica. A distância foco-filme utilizada foi de 1 m.
Foi obtida a curva de resposta referente a cada imagem, analisando-se a região referente ao stepwedge.
Os valores médios de número de pixel foram obtidos selecionando-se uma região de interesse (ROI) retangular para
Tabela 1. Pares de linha por milímetro.
Grade
1
2
3
4
5
6
7
62
Espessura do fio (mm)
0,46
0,30
0,20
0,18
0,12
0,10
0,08
Pares de linhas /mm
1,1
1,7
2,5
2,8
4,2
5,0
6,3
cada degrau. As espessuras de cada um dos degraus
foram convertidas em intensidade relativa de radiação
transmitida. A curva de resposta é formada pelos valores
de pixel médios referentes a cada degrau, em função da
exposição relativa correspondente. A resposta para uma
placa de imagem CR é linear7-13. No sistema utilizado, o
sinal é submetido a um pré-amplificador que possui ganho proporcional à raiz quadrada do sinal de entrada. Por
isso, para obter uma resposta linear, é necessário que
seja feita uma correção nos valores do número de pixel,
elevando-se esses valores ao quadrado. O coeficiente angular da reta plotada a partir da regressão linear com os
dados de resposta é chamado de contraste. Avaliando-se
as curvas de resposta para um dado mAs, e diversos valores de kVp, é possível obter o gráfico do contraste em
função do kVp. De forma análoga, mantendo-se fixo um
dado kVp, variando-se o mAs, é possível obter o gráfico
do contraste em função do mAs. Esses gráficos possibilitam que o objeto de teste seja utilizado em futuras análises
de kVp ou mAs com uma única exposição.
A camada semirredutora (HVL) em milímetros de cobre
pode ser avaliada a partir da curva de resposta. Deve ser
considerada a influência da placa atenuadora colocada
sobre o objeto de teste. Por esse motivo, para essa medida é recomendado retirar as placas atenuadoras.
A relação sinal-ruído (SNR)12, dada pela Equação 1,
é o quociente entre a intensidade do sinal e o ruído. Foi
obtida selecionando-se uma ROI retangular sobre a região
da imagem referente ao atenuador de chumbo.
SNR=√σ (1)
Aqui, σ é o desvio padrão dos valores de pixel para
cada ROI.
A resolução espacial foi determinada com a visualização do padrão de barras e das grades, utilizando uma ampliação de dez vezes, com a janela de cores que permitiu
a melhor visualização. Adotou-se o critério de avaliação
descrito na Tabela 28.
Foi medida a distância entre as imagens dos espaçadores (parafusos) para posterior comparação com o objeto real.
Resultados
O gráfico da Figura 2 representa a curva de resposta do
sistema para a técnica de 66 kVp e 6,4 mAs. A partir de
gráficos análogos, determinou-se a dependência entre o
kVp e o contraste (Figura 3) e entre o mAs e o contraste
Tabela 2. Resolução espacial: resultado.
Resolução
Rhor/FNyquist
Rver/FNyquist
R45º/(1,41 FNyquist)
Valor
>0,9
>0,9
>0,9
Objeto de teste de baixo custo para radiologia computadorizada
(Figura 4). A partir desses gráficos, é possível estimar o
valor de kVp para uma exposição qualquer, com uma acurácia de ±4% kVp, e o mAs, com acurácia de ±0,2 mAs .
A relação sinal-ruído obteve variação linear com o valor
da exposição. Conforme era esperado, quanto maior for
a intensidade do sinal, maior será a SNR, coeficiente de
N2/105
16
14
12
10
8
6
4
2
0
correlação de 0,976 (Figura 5). Pode ser criado um critério
para a avaliação de SNR em radiologia convencional.
A resolução espacial manteve-se constante para todas
as imagens, 2,8 pares de linhas por milímetro, tanto horizontalmente quanto verticalmente, utilizando as grades ou
o padrão de barras comercial (Tabela 3).
Na medida de comprimento, utilizando-se a região da
imagem correspondente às arruelas, foi encontrada difrença,
entre a imagem e o objeto real, menor do que 0,5 mm, o que
demonstra grande acurácia na medição desse parâmetro.
R2=0,9902
0
20
10
30
40
Exposição Relativa
Figura 2. Curva de resposta para 66 kVp, 6,4 mAs. Contraste
de 0,2846.
Contraste
2,5
2
1,5
1
Com o objeto de teste, é possível uma avaliação do sistema de imagem. Medidas de kVp realizadas com equipamento eletrônico comercial estão em conformidade
com as estimativas obtidas a partir do objeto de teste.
O mesmo ocorre para a medida de comprimento. As grades tiveram um desempenho satisfatório, com resultados
idênticos aos obtidos com o padrão de barras comercial.
Nas imagens, existe grande quantidade de radiação
espalhada. Este seria um fator a ser melhorado em um
futuro trabalho. A relação entre a dose e a qualidade da
imagem seria outro trabalho.
Observando-se o conjunto de grades, existe um grande intervalo de resolução espacial entre as grades de 2,8 e
4,2 pares de linha por milímetro, assim como entre as grades de 5 e 6,3 pares de linha por milímetro. Esse problema poderia ser resolvido colocando-se mais duas grades,
com as dimensões adequadas para superar essa falha.
SNR
6
0,5
5
0
4
60
70
80
90
KVp
Figura 3. Variação contraste em função do kVp para 6,4 mAs.
R2=0,976
2
1
Contraste
1,8
1,6
1,4
1,2
1
0,8
0,6
0,4
0,2
0
0
3
0
0
2
1
3
Exposição (mR)
Figura 5. Variação da SNR com a taxa de exposição para 66 kVp.
Tabela 3. Resolução espacial.
R2=0,9973
10
20
30
mAs
Figura 4. Variação do contraste com mAs para 70 kVp.
Resolução
Rhor/FNyquist
Rver/FNyquist
R45º/(1,41 FNyquist) (padrão de barras)
Rhor/FNyquist (padrão de barras)
Rver/FNyquist (padrão de barras)
Valor
1,12
1,12
1,13
1,13
1,13
63
Travassos PCB, Augusto FM, SantÝves TLA, Gonçalves EAS, Magalhães LAG, Botelho MA
Agradecimentos
Ao Instituto Nacional de Câncer, Rio de Janeiro, Brasil.
Referências
1. Travassos P. C. B. Objeto de teste de baixo custo para avaliação da qualidade
em radiografia computadorizada [Dissertação de pós-graduação]. Rio de
Janeiro: MS/Brasil/INCA, 2010.
2. Brasil. Ministério da Saúde (Brasil), Secretaria de Vigilância Sanitária.
Diretrizes de proteção radiológica em radiodiagnóstico médico e
odontológico: Portaria 453. Brasília: Diário Oficial da União; 1998.
3. International Atomic Energy Agency (IAEA). Applying radiation safety
standards in diagnostic radiology and interventional procedures using
X-ray. Viena: IAEA; 2006. (Safety Reports Series, 39)
4. Drexler, G. Eriskat, H. and Schilla H. Criteria and methods for quality
assurance in medical X-ray diagnosis. Br J Radiol. 1985; Suppl 18.
5. American Association of Physicists in Medicine (AAPM). Assessment of
display performance for medical imaging systems: executive summary of
AAPM TG18 report. Med Phys. 2005;32:1205-25.
64
6. Magalhães L. Implantação do laboratório para controle de qualidade dos
filmes radiográficos [Tese]. Rio de Janeiro: IB/UERJ; 2007.
7. AAPM. An exposure indicator for digital radiography: executive summary of
AAPM TG116 report. Med Phys. 2009;36(7):2898-914.
8. AAPM [Internet]. Acceptance testing and quality control of
photostimulable storage phosphor imaging systems: AAPM TG10
report. Maryland: AAPM; 2006 [acesso em 2013 abr 24]. Disponível
em: http://www.aapm.org/pubs /reports/RPT_93.pdf
9. Seibert JA, Alvarez RE. Tools for statistical quality control of diagnostic
X-ray equipamment. University of California Davis, Department of
Radiology; 2008.
10. Oliveira DF. Análise da radiografia computadorizada em condições de
águas profundas [Dissertação de Mestrado]. Rio de Janeiro: COPPE/
UFRJ, 2007.
11. Correa SCA. Correlação de grandezas utilizadas para a determinação
de kVp com o contraste da imagem [Dissertação de Mestrado]. Rio de
Janeiro: COPPE/UFRJ; 2005.
12. Bushong SC. Radiologic science for technologists. Washington: The C.V.
Mosby Company; 1975.
13. Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM, Boone J M. The essential Phisics of
Medical Imaging. Williams e Wilkins; 1994.
Artigo Original
Quality index in medical radiology
Paulo Cesar B. Travassos1, Luís Alexandre G. Magalhães1, Marcus V. Navarro2,
Gunter G. Drexler1 e Carlos E. de Almeida1
1
Laboratório de Ciências Radiológicas do Instituto de Biologia da Universidade do Estado do Rio de Janeiro (IBRAG/UERJ) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
2
Instituto Federal de Educação, Ciência e Tecnologia da Bahia (IFBA) – Salvador (BA), Brasil.
Resumo
Na literatura, existem métodos para o cálculo do Risco Potencial em instalações de radiodiagnóstico médico: Modelo de Avaliação de Risco
Potencial (MARP). Esses trabalhos apresentam resultados baseados na avaliação documental das instalações, mas sugerem que dados quantitativos
provenientes do controle da qualidade dos equipamentos podem ser incluídos. No presente trabalho, é apresentada uma proposta para a avaliação
das instalações de radiologia médica, apresentando uma variação do modelo de risco potencial, que considera, além dos fatores administrativos,
resultados quantitativos provenientes do controle da qualidade dos equipamentos: o índice de qualidade. Em seguida, apresentam-se resultados da
aplicação dessa proposta em 42 serviços, com 52 aparelhos de raios X convencionais avaliados, localizados no estado do Rio de Janeiro, Brasil.
Palavras-chave: gestão de qualidade, diagnóstico, radiologia, risco, medição de risco.
Abstract
In the literature there are articles with methods for the calculation of potential risk in medical radiodiagnostics institutions: Evaluation Model for
Potential Risk (MARP). These articles present results based on documental evaluation of the institutions, but they suggest that quantitative data
from the equipment’s quality assurance can be included. This article proposes an evaluation of medical radiology institutions with a variation of the
Potential Risk model, which considers, besides the administrative factors, quantitative results from equipment’s quality assurance: the quality index.
Results of the application of this proposition in 42 institutions are presented, with 52 evaluated conventional X-Ray equipments, located in the state
of Rio de Janeiro, Brazil.
Keywords: quality management, diagnosis, radiology, risk, risk assessment.
Introdução
Existe uma crescente preocupação por parte das entidades
reguladoras em se manter a exposição à radiação dentro
dos níveis de segurança. Ações, que podem ser aplicadas
de forma direta ou indireta pelos serviços de radiologia,
são classificadas como ações de controle de risco. Nesse
contexto, a definição de risco deve levar em consideração
a probabilidade de um evento indesejado ocorrer e o dano
que esse evento irá causar.
Para a determinação do risco, é fundamental que
se leve em conta a dose recebida pelos pacientes e
trabalhadores, assim como seus efeitos. Um grande
problema consiste em se determinar o dano devido a
baixas doses de radiação, situação que ainda é objeto de
estudo. Porém, manter as doses, em exames radiológicos,
tão baixas quanto for razoavelmente exequível vem sendo
uma busca constante. Além desses fatores, existem outras
situações não relacionadas diretamente ao aumento de
dose nos pacientes e nos trabalhadores, que são também
indesejáveis, sobretudo em um processo de regulação.
Em contrapartida, o termo risco não deve ser tratado
exclusivamente como sinônimo de probabilidade, pois
este pode assumir significados diferentes em contextos
diferentes1. O Risco Potencial2,3 diz respeito à possibilidade
de ocorrer algum dano à saúde, sem necessariamente
descrever o agravo ou a sua probabilidade de ocorrer.
As ações de controle de risco potencial devem incluir
fatores relacionados à qualidade de imagem, segurança
do trabalhador, legislação, dentre outros. Essas ações
podem ser avaliadas a partir do Modelo de Avaliação de
Risco Potencial (MARP)2,3.
O Índice de Qualidade é uma modificação no conceito
de Risco Potencial, que tem por objetivo avaliar a qualidade
em uma instalação de Radiologia Médica, fornecendo um
valor dentro de uma escala percentual como resultado final
dessa avaliação. Foram definidos critérios para classificar
a instalação de acordo com o grau obtido.
Autor correspondente: Luis Alexandre Gonçalves Magalhães – Universidade do Estado do Rio de Janeiro, Departamento de Biofísica e Biometria,
Laboratório de Ciências Radiológicas – Rua São Francisco Xavier, 524, Pavilhão Haroldo Lisboa da Cunha, sala 136 – CEP: 20550-013 – Rio de Janeiro (RJ),
Brasil – E-mail: [email protected]
65
Travassos PCB, Magalhães LAG, Navarro MV, Drexler GG, Almeida CE
O modelo foi aplicado em 42 serviços de radiologia
convencionais, com um total de 52 tubos de raios X,
localizados no estado do Rio de Janeiro, Brasil.
Material e Métodos
O MARP separa os indicadores de qualidade em dois
grupos: indicadores críticos e indicadores não críticos.
Atribui-se um valor inteiro a cada indicador, que varia
de zero (para o pior caso) a cinco (para o melhor caso).
Calcula-se a média geométrica com os graus atribuídos
aos indicadores críticos e o resultado é indicado por IC ;
Calcula-se a média aritmética entre os indicadores não
críticos e o resultado é indicado por INC . As Equações 1 e
2 demonstram essa operação:
IC =
n n
∏
InC
(1)
1
onde
InC representa cada um dos n indicadores críticos.
INC =
∑m
1 ImNC
m
(2)
Calcula-se o risco potencial
RP = e
IC INC
RP pela Equação 3:
(3)
Nota-se que, se para qualquer indicador crítico
for atribuído grau zero, a média geométrica entre
os indicadores críticos também assumirá um grau
zero, assim como o expoente na Equação 3. Uma
vez que a função exponencial terá expoente zero,
o risco potencial terá o seu valor máximo, um.
Para o caso dos indicadores não críticos, atribuir um
grau zero não necessariamente fará com que o risco
assuma seu valor máximo. O risco potencial será um
valor alto apenas se uma quantidade de indicadores não
críticos relativamente grande for classificada com graus
baixos. Portanto, classificar um indicador como crítico ou
não crítico deve ser feito de maneira muito criteriosa.
Um novo conceito, com base em RP , pode ser
apropriado: O Índice de Qualidade Q , definido pela
Equação 4. Dessa forma, quando o risco potencial é
máximo, o índice de qualidade é mínimo, e vice-versa.
O expoente da Equação 3, chamado de Controle de
Risco CR (Equação 5), pode ser utilizado para esse fim.
Primeiramente, define-se qual será o nível de exigência
adotado na avaliação. No caso de menor exigência, adota-se o controle de risco nível 1, ou seja, quaisquer valores
de risco potencial correspondentes ao controle de risco
maior ou igual a 1 serão classificados como aceitáveis
ou como toleráveis; abaixo de 1, inaceitáveis. No caso
de maior exigência, adota-se controle de risco de nível 3.
O valor 3 é utilizado para o indicador que cumpre o mínimo
exigido pelas agencias de regulação4, então, quando
o controle de risco assume valor igual a 3, indica que,
em média, todos os indicadores cumprem a exigência
da legislação. Ainda foram estabelecidas margens de
tolerância para essas classificações.
CR = IC INC
(5)
Com base nesses conceitos, a margem de aceitação
para o valor de Q pode ser, a priori, definida conforme
mostra a Tabela 1. Valores de CR iguais a 2,7 (3 menos
10%) e menores que 3,6 (3 mais 20%) serão definidos
como toleráveis; acima de 3,6, serão aceitáveis; abaixo de
2,7 (3 menos 10%), serão inaceitáveis.
Para uma escala de valores mais intuitiva, utiliza-se
o índice de qualidade normalizado QN , definido pela
Equação 6, que pode assumir valores de 0 a 100%.
QN =
CR
5
x 100
(6)
Definições dos Indicadores
Quatro áreas distintas foram avaliadas: Gestão;
Processamento da imagem; Aparelho de raio X convencional; Tomógrafo computadorizado. Os indicadores
utilizados em cada área estão listados abaixo. Na área
Gestão, foi feita avaliação em nível documental, sendo
verificado, por exemplo, se os profissionais possuem
formação técnica adequada ou se utilizam monitores de
dose. Nas outras áreas, foram feitos diversos testes
de qualidade, principalmente análises quantitativas nos
aparelhos, além de uma verificação dos procedimentos
adotados pelos profissionais do serviço, e avaliação das
condições gerais das salas da instalação. Os indicadores
foram definidos com base nas normas de regulação4 e em
testes de qualidade definidos na literatura1,5-9.
Tabela 1. Margens para os valores de Q e de QN .
Q=1
RP
(4)
Foram desenvolvidos critérios para que sejam definidos
para quais valores de Q teremos uma situação desejável
e quais valores representariam situações indesejáveis.
66
CR
0
<2,7
>2,7 e <3,6
>3,6
Q
QN
Classificação
0
<0,933
>0,933 e <0,973
>0,973
0
<54%
>54 e <72%
>72%
Inaceitável
Inaceitável
Tolerável
Aceitável
Indicadores de qualidade para a área Gestão
Indicadores críticos: licença sanitária; responsabilidade
técnica; testes de aceitação; monitoração de dose nos
trabalhadores; registro de equipamentos.
Indicadores não críticos: programa de garantia de
qualidade; programa de manutenção preventiva; uso de
equipamentos de proteção individual; os monitores de dose
são utilizados de forma correta; alvará de funcionamento está
afixado no estabelecimento em local visível ao público; a
instituição possui cálculo de blindagem desenvolvido;
a instituição implementou o Controle de Qualidade em
Radiodiagnóstico; os funcionários ocupacionalmente
expostos participam de treinamentos de proteção radiológica
periodicamente; relatório mensal de dose está exposto em
local visível; existe exemplar da portaria 453 acessível.
Indicadores de qualidade para
a área de processamento da imagem
Indicadores críticos: teste de velamento; sensitometria;
existe vedação suficiente contra a entrada de luz; as
condições de higiene e limpeza da câmara escura são
adequadas; os filmes (de base verde) em uso estão dentro
do prazo de validade, armazenados em posição vertical,
afastados de fontes de radiação e em condições de
temperatura e umidade recomendadas pelo fabricante; os
chassis e os écrans de terras raras estão íntegros; existe
negatoscópio em boas condições.
Indicadores não críticos: mistura correta dos produtos
químicos; temperatura dos produtos químicos; reposição
dos produtos químicos; partículas em suspensão;
revestimentos no piso e paredes; o sistema de iluminação
de segurança está localizado a distância não inferior a
1,2 m do ponto de manipulação; existe sistema de exaustão
de ar adequado; a instituição possui sistema próprio
acoplado a processadora ou contrato com firma terceirizada para tratamento e descarte dos rejeitos químicos de
processamento; a iluminação da sala de laudos é adequada.
a área Aparelho de raios X convencional
Indicadores críticos: levantamento radiométrico; camada
semirredutora; sistema de colimação e alinhamento; tensão
do tubo (exatidão e reprodutibilidade); taxa de kerma no ar
(reprodutibilidade. e linearidade); radiação de fuga; tempo
de exposição (exatidão e reprodutibilidade); reprodutibilidade da tensão variando-se mAs; as portas de acesso
são mantidas fechadas durante as exposições; existe
apenas um equipamento instalado na sala; o técnico pode
visualizar e comunicar-se com o paciente quando está
no comando; o cabeçote está íntegro (sem rachaduras
e sem vazamento de óleo); o sistema de suporte do cabeçote permite que o tubo permaneça estável durante a
exposição; o equipamento possui diafragma regulável com
localização luminosa para limitar o campo de radiação à
região de interesse clínico (distância foco-filme variável);
os indicadores de tensão (kV), tempo, mA ou mAs são
claros e permitem a escolha dos parâmetros desejados; a
instalação elétrica (lâmpadas indicadoras e do colimador,
cabos, conectores, etc.) está intacta; o botão disparador
funciona corretamente e não permite exposição acidental.
Indicadores não críticos: sinalização (cinco cartazes);
existe cabine de comando fixa, preferencialmente em
forma de “L”, para proteção do técnico; o visor plumbífero oferece campo de visão e transparência adequados
à sala de exame; as dimensões e a localização da cabine
de comando são adequadas (altura 2,10 m); a cabine de
comando está posicionada de modo que, durante as
exposições, nenhum indivíduo possa entrar na sala sem
ser notado pelo operador; existe, na sala, vestimenta de
proteção individual (VPI) acondicionados corretamente; há
indicação do centro do campo e da perpendicularidade do
raio central; ocorre emissão de sinal luminoso e sonoro no
painel de controle quando o feixe de raios X é acionado;
junto ao painel de comando existe um protocolo de técnicas
radiográficas (tabela de exposição); existe um espessômetro disponível para a correta determinação dos valores de
kVp a serem utilizados nas técnicas radiográficas.
classificação final da instituição
Indicadores críticos: índices de qualidade e índices de
qualidade normalizados de cada uma das áreas analisadas.
Para a aplicação do modelo, foram desenvolvidas
planilhas eletrônicas para o cálculo de Q e , QN assim
como planilhas para a análise dos indicadores que
necessitam de medições ou análises estatísticas.
Resultados
O Q e o QN foram avaliados em 42 serviços, com 52
aparelhos de raio X convencionais, em três setores distintos:
Aparelho de raio X convencional (I); Processamento de
imagens (II); Gestão (III); Avaliação geral (IV). Um exemplo
de resultado obtido em uma única instituição pode ser
visto na Figura 1. Nesse caso, identifica-se um problema
na área Gestão, que pode ser detalhado rapidamente
quando a planilha dessa área específica for analisada.
Nas Figuras 2 a 5, são mostrados gráficos em que se
relaciona o número de instituições que foram classificadas
como aceitáveis, toleráveis ou inaceitáveis. Nota-se que
apenas duas foram classificadas como inaceitáveis, na
área raio X.
Com este modelo, é possível, de forma relativamente
simples, obter uma visão de todas as instituições que
trabalham com radiologia médica, sendo facilmente
identificados os pontos em que as condições forem mais
críticas. Também pode servir para que cada instituição
individualmente consiga determinar quais pontos poderão
ser aprimorados.
67
Travassos PCB, Magalhães LAG, Navarro MV, Drexler GG, Almeida CE
QN
100
30
Instituições
20
50
10
0
0
I
II
III
IV
Figura 1. Resultados para uma instituição, reprovada na área
Gestão.
Instituições
40
30
20
10
0
Inaceitável
Tolerável
Aceitável
Figura 2. Resultado geral para todas as instituições avaliadas.
Inaceitável
Tolerável
Aceitável
Figura 5. Resultado para todas as instituições avaliadas para
a área Raio X.
Contudo, dado o caráter subjetivo da avaliação de cada
indicador, a melhor definição para as margens de aceitação,
utilizada como referência para classificação das instituições,
será feita quando o modelo for aplicado a um número maior
de instituições, a partir do valor de Q e QN atribuídos a
cada uma delas. Dessa forma, poderá ser feita a classificação
de aceitável, tolerável e inaceitável a partir de uma análise
estatística, comparando-se os valores de Q e QN daqueles
serviços considerados centros de excelência, com aqueles
considerados medianos e, ainda, com aqueles que foram reprovados pelo órgão regulador.
O modelo pode ser perfeitamente aplicável como auxiliar
nos processos de regulação, auditoria ou acreditação.
Agradecimentos
40
30
Instituições
Ao Suporte Financeiro da FAPERJ.
20
Referências
10
0
1.
Inaceitável
Tolerável
Aceitável
2.
Figura 3. Resultado para todas as instituições avaliadas para
a área Gestão.
3.
4.
30
Instituições
5.
20
6.
10
7.
0
Inaceitável
Tolerável
Aceitável
Figura 4. Resultado para todas as instituições avaliadas para a
área Processamento.
68
8.
9.
International Commission on Radiological Protection (ICRP).
Recommendation of the ICRP on Radiological Protection. Oxford:
Pergamon Press; Publication 60; 1991. Oxford.
Navarro M. Controle e riscos em radiodiagnóstico: uma abordagem de
vigilância sanitária na Bahia [Tese]. Salvador: ISC/UFBA; 2007.
Navarro M. Risco, radiodiagnóstico e vigilância sanitária. Salvador:
EDUFBA; 2009.
Ministério da Saúde (Brasil), Secretaria de Vigilância Sanitária. Diretrizes
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Portaria 453. Brasília: Diário Oficial da União; 1998.
International Atomic Energy Agency (IAEA). Applying radiation safety
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X-ray. Viena: IAEA; 2006.(Safety Reports Series, 39).
Drexler G, Eriskat, H, Schilla H. Criteria and methods for quality assurance
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ICRP. Diagnostic reference levels in the 1990 and 1996. Radiation
Protection Dosimetry. 1998;80(1-3):7-10.
American Association of Physicists in Medicine (AAPM). Assessment of
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Magalhães L. Implantação do laboratório para controle de qualidade dos
filmes radiográficos [Tese]. Rio de Janeiro: IB/UERJ; 2007.
Artigo Original
Avaliação comparativa entre as
propriedades de atenuação de
blocos de concreto com hematita e
blocos de concreto convencional
Comparative study of the shield of
concrete blocks with hematite
in relation to common concrete blocks Paulo R. Costa1, André A. Bürger1, Veronica K. Naccache2 e Simão Priszkulnik2
Laboratório de Dosimetria do Instituto de Física da Universidade de São Paulo (USP) – São Paulo (SP), Brasil
2
Departamento de Engenharia da Universidade Mackenzie – São Paulo(SP), Brasil
1
Resumo
O presente trabalho mostra resultados empíricos das propriedades de dois materiais que podem ser usados em radioproteção: o concreto comum
e uma mistura de concreto comum com hematita. Para isto foram utilizadas as técnicas de espectroscopia e medidas de kerma no ar transmitido
através de cada um desses materiais com o objetivo de comparar suas propriedades de transmissão.
Palavras-chave: proteção radiológica, blindagem contra radiação, espectropia de raios X, construção.
Abstract
The present work shows results of an empirical evaluation of the transmission properties of two radioprotection materials: an ordinary concrete and
an ordinary concrete mixed with hematite. It was used techniques of x-ray spectroscopy and measurements of the air-kerma transmitted through
these two materials in order to compare the transmission properties for each one.
Keywords: radiation protection, shielding against radiation, x-ray spectroscopy, construction.
Introdução
A Comissão Internacional de Proteção Radiológica (ICRP)
requer a otimização dos métodos utilizados em radioproteção visando garantir o mínimo de exposição do público
à radiação, levando em conta fatores sociais e econômicos1. A proteção utilizada em locais que possuem fontes
radioativas para aplicações médicas deve seguir esta filosofia de trabalho. Portanto, barreiras de proteção utilizadas em Radiologia Diagnóstica, Radioterapia e Medicina
Nuclear devem ser corretamente dimensionadas e revestidas com o material atenuador visando garantir níveis de
radiação nos arredores compatíveis com os níveis de restrição de dose de acordo com o tipo de ocupação presente em determinada área.
No presente trabalho é comparada a atenuação da
radiação-X proporcionada por concreto com hematita
em relação a um bloco de concreto comum através da
obtenção dos espectros transmitidos e medição dos
valores de kerma no ar.
Material e Métodos
Neste experimento foram utilizados um tubo de raios
X Philips MG450 com filtração adicional de 2 mm de
alumínio, uma câmara de ionização Radcal com volume sensível de 180 cm³ para medir o kerma no ar e
um espectrômetro de CdTe da Amptek para obter o
espectro transmitido.
Autor correspondente: Paulo Roberto Costa – Instituto de Física da Universidade de São Paulo (USP) – Rua do Matão, travessa R, 187 – Cidade Universitária –
CEP: 05508-050 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
69
Costa PR, Bürger AA, Naccache VK, Priszkulnik S
Os blocos de concreto foram organizados em dois diferentes grupos: um de concreto comum (OC, para ordinary concrete em inglês) e outro grupo de concretos com
hematita adicionada (HC). Um exemplar dessas placas
pode ser vista na Figura 1.
Diversos blocos de ambos os grupos foram confeccionados com diferentes espessuras possibilitando a obtenção de curvas de transmissão.
Valores de kerma no ar foram obtidos para as diferentes
espessuras de cada material visando obter as curvas de
transmissão. A geometria adotada para obter essas curvas
de transmissão é demonstrada na Figura 2. Neste procedimento, a técnica de irradiação utilizada consistiu em corrente anódica de 15 mA e 30 s de tempo de exposição.
Os dados de kerma no ar que compõem as curvas
de transmissão, para uma melhor comparação gráfica,
foram normalizados e então nelas ajustaram-se curvas
que obedecem à Equação de Archer2. Visando comparar
ambos os tipos de blocos para diversas energias, foram
obtidas curvas de transmissão para 60, 80, 100, 120, 140
e 150 kV. Nestas tensões também foram obtidas espectros através do espectrômetro de CdTe. Também foi feita
uma comparação entre o kerma no ar por mAs para uma
determinada espessura e tensão.
Resultados
A. Curvas de Transmissão
As curvas de transmissão para o concreto comum e o
concreto com hematita, obtidos com tensões diferentes, estão presentes na Figura 3 e na Figura 4. Os dados de cada curva de transmissão foram ajustados pela
equação de Archer.
B. Espectros
1
80kV (OC)
80kV (HC)
0,1
K/K0
0,01
1E-3
1E-4
1E-5
0
(2)
20
30
Espessura (mm)
40
50
Figura 3. Curvas de Transmissão correspondentes à atenuação
do concreto comum (curva vermelha) e do concreto com hematita (curva preta) para a tensão de 80kV.
Figura 1. Exemplo dos blocos de concreto.
(1)
10
(3)
1
140 kV (OC)
140 kV (HC)
K/K0
0,1
0,01
1E-3
1m
2,5 m
Figura 2. Geometria utilizada para obter as curvas de transmissão. (1) representa o tubo de raios-X, (2) representa onde
os blocos de concreto ficavam localizados e (3) representa a
câmara de ionização.
70
0
10
20
30
40
Espessura (mm)
50
Figura 4. Curvas de Transmissão correspondentes à atenuação
do concreto comum (curva vermelha) e do concreto com hematita (curva preta) para a tensão de 140 kV.
Avaliação comparativa entre as propriedades de atenuação de blocos de concreto com hematita e blocos de concreto convencional
O espectro primário para tensão de 140 kV aplicada no
tubo de raios X está mostrado na Figura 5.
As Figuras de 6 e 7 mostram o espectro transmitido
após a passagem pelos blocos de espessura de 20 e
50 mm, respectivamente.
A Tabela 1 mostra uma comparação entre os dados da razão de kerma no ar transmitido por mAs para
os diferentes materiais. O sobrescrito OC e o subscrito HC indicam que a razão entre os valores de OC
por HC. As incertezas estão expressas com fator de
abrangência k=1 e são principalmente devidas ao monitor da câmara de ionização que apresenta um desvio
percentual sobre o valor mensurado.
1,0
Espectro (mGylmAs)
0,8
0,0
0
40
60
80
Energia (K e V)
100
120
140
x(10-2)
Espectro (mGylmAs)
x(10-1)
8
Espectro (mGylmAs)
20
Figura 6. Espectro para 140 kV e 20 mm de atenuação. A curva
vermelha representam o espectro transmitido pelo concreto com
hematita e a curva preta para o concreto comum.
Das Figuras 3 e 4 pode-se observar que o kerma no ar
para a espessura de atenuador de 50 mm para o OC chega a ser, aproximadamente, 100 vezes maior do que o
kerma no ar transmitido pelo HC.
Por outro modo, observando o espectro para a irradiação de 140 kV, notamos que a HC atenua com maior eficiência os fótons de energia menor que 50keV. Este fenômeno
80kV
140kV
6
0,4
0,2
7
0,6
5
7
7
6
6
5
5
4
4
3
3
2
2
4
1
1
3
0
2
1
0
0
25
50
75
100
Energia (K e V)
125
0
20
40
60
80 100
Energia (K e V)
120
140
0
Figura 7. Espectro para 140 kV e 50 mm de atenuação.
A curva vermelha representam o espectro transmitido pelo
concreto com hematita e a curva preta para o concreto comum.
A ordenada em vermelho (lado direito e que corresponde à
curva de concreto com hematita) está em uma escala 10 vezes
menor que a preta, utilizada para os dados do concreto comum.
150
Figura 5. Espectros de 80 e 140 kV com filtração adicional de
2 mmAl.
Tabela 1. Comparação entre os dados da razão de kerma no ar transmitido por mAs para os diferentes materiais.
Espessura Comparada (mm)
30
20
Tensão (kV)
60
80
100
120
140
150
OC
OC
50
OC
K
mA.s HC
Incerteza
K
mA.s HC
Incerteza
K
mA.s HC
Incerteza
311,6
76,63
24,03
12,47
8,189
6,977
32,0
4,51
1,54
0,76
0,485
0,410
92,47
161,4
44,32
18,86
10,91
8,911
12,94
12,9
2,61
1,08
0,69
0,547
21,89
133,3
149,2
64,34
31,07
23,43
3,06
15,1
10,7
3,84
1,79
1,34
O sobrescrito OC e o subscrito HC indicam que a razão entre os valores de OC por HC. As incertezas estão expressas com fator de abrangência k=1.
71
Costa PR, Bürger AA, Naccache VK, Priszkulnik S
ocorre devido à maior probabilidade de ocorrência do efeito
fotoelétrico provocada pela presença do elemento químico
Ferro na Hematita, com alto numero atômico.
Na Tabela 1 pode ser observada uma maior eficiência
em 20 mm de concreto com hematita usado para 60kV,
porém deve-se ressaltar que essa eficiência relativa depende da tensão utilizada.
Agradecimentos
Os autores agradecem o apoio da Fundação de
Amparo à Pesquisa do Estado de São Paulo-FAPESP
72
(processo 2010/12237-7) e do Conselho Nacional de
Desenvolvimento Científico e Tecnológico-CNPq (processos 312029/2009-8 e 501988/2010-6) para a realização
do presente trabalho.
Referências
1. ICRP Publication 103: Recommendations of the ICRP. Annals of the ICRP;
2007;37(2-4).
2. Archer BR, Thornby JI, Bushong SC. Diagnostic x-ray shielding design
based on an empirical model of photon attenuation. Health Phys.
1983;44:507.
Artigo Original
Verificação da blindagem construída
para um acelerador do tipo Cíclotron
Verification of the shielding built for a Cyclotron accelerator
Heber S. Videira1, Bruno M. Pássaro2, Julia A. Gonzalez2, Maria Inês C. C. Guimarães2 e
Carlos A. Buchpiguel2
CYCLOPET Radiofármacos LTDA – Curitiba (PR), Brasil.
Centro de Medicina Nuclear (CMN) do InRad HCFMUSP – São Paulo (SP), Brasil.
1
2
Resumo
De acordo com a resolução da Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) 112/2011, devem ser aplicados controles administrativos durante a
construção de uma instalação radiativa e elaborados documentos que comprovem que ela tem condição suficiente de operar sem risco radiológico,
referindo-se, inclusive, à eficiência da blindagem. Este trabalho teve como objetivo realizar a análise da construção e da eficiência do bunker
construído para a blindagem do Cíclotron do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo. Isto foi possível
pelas medidas realizadas em um levantamento radiométrico em condições normais de operação, além de por testes relacionados à resistência à
compressão e à densidade. Com os resultados, observou-se que o valor da resistência à compressão do concreto utilizado está acima do esperado
e que o valor de densidade média está dentro dos limites de tolerância. Os resultados do levantamento radiométrico mostraram que os níveis de
radiação ionizante estão bem abaixo dos limites estabelecidos.
Palavras-chave: proteção radiológica, medicina nuclear, ciclotrons, blindagem contra radiação.
Abstract
According to the National Nuclear Energy Commission (CNEN) resolution 112/2011, administrative controls must be applied during the construction
of a cyclotron and documents must be created showing that the facility can operate without radiological risks, referring even to the shielding
efficiency. This study aimed to perform the analysis of the construction and efficiency of the bunker built for shielding, in the cyclotron of University
of São Paulo Medical School Health System. This was possible through the measurements of a radiometric survey in normal working conditions, and
testing related to compression resistance and density. The results showed that the compression resistance of the concrete used is higher than the
expected value and the average density value obtained is within the tolerated limits. The radiometric survey results showed that the levels of ionizing
radiation are well below the established limits.
Keywords: radiation protection, nuclear medicine, cyclotrons, shielding against radiation.
Introdução
De acordo com a norma da resolução da Comissão Nacional
de Energia Nuclear (CNEN) 112/20111, que trata sobre o licenciamento de instalações radiativas, devem ser aplicados controles administrativos durante a construção de um cíclotron.
Para se obter a autorização de operação devem ser
enviados documentos à CNEN comprovando que a instalação tem condição suficiente de operar sem risco radiológico. Entre eles, um se refere à eficiência da blindagem. Este documento pode ser elaborado por meio de
dados obtidos nos testes de resistência à compressão
e densidade no concreto utilizado para a construção da
blindagem, em conjunto com dados do levantamento radiométrico realizado em condições normais de operação.
Material e Métodos
Neste estudo foram usados os seguintes materiais e
equipamentos: moldes de corpos de prova NBR 57382,
cilíndricos de 10x20 cm, concha de seção U, balança
com tara 20 kg, prensa, balança hidrostática, panela de
pressão industrial e estufa, monitor de taxa de exposição
Geiger Muller Ludlum modelo 78 C, monitor de nêutrons
Ludlum modelo 2341-4.
Autor correspondente: Heber S. Videira – Cyclopet Radiofármacos – Rua Cezinando Dias Paredes, 367 – CEP: 81730-090 – Curitiba (PR), Brasil –
E-mail: [email protected]
73
Videira HS, Pássaro BM, Gonzalez JA, Guimarães MICC, Buchpiguel CA
Inicialmente foi coletada uma amostra de concreto
que seria utilizado na construção da parede do bunker,
de acordo com a norma NBR NM 333. Em seguida, revestiram-se os moldes dos corpos de prova (CP) com óleo
mineral segundo a norma NBR 5738. Logo após isso,
a amostra de concreto foi homogeneizada para garantir a
uniformidade e o concreto colocado dentro dos moldes
dos CP utilizando-se a concha de seção U. A cada 2 conchas era feita uma seção de 12 golpes para o adensamento manual da amostra. Este procedimento foi repetido até
o completo enchimento do molde do CP.
Após o procedimento descrito, os moldes foram colocados sobre uma superfície horizontal rígida e livre de
vibrações. Durante as primeiras 24 horas, os CP foram armazenados em local protegido de intempéries e cobertos
com uma fina camada de óleo, com a finalidade de evitar
a perda de água do concreto. Após o processo de cura
inicial, os moldes foram levados para o laboratório, onde
foram desmoldados, devidamente identificados e armazenados em câmara úmida (23±2ºC), na qual permaneceram
até o momento do ensaio, 28 dias depois.
Depois desse período, prepararam-se as bases dos
CP de acordo com o estabelecido na norma NBR 5738 e
os posicionaram na prensa conforme a Figura 1.
Em seguida, aplicou-se a força necessária para que
ocorresse a ruptura dos CP. A análise dessa ruptura, bem
como o cálculo da resistência à compressão, foram feitos
de acordo com a norma NBR 57394.
Para o ensaio de densidade, os CP foram retirados
da câmara úmida e, em seguida, colocados na estufa,
onde permaneceram por três dias. Após o período, foi realizada a medida da massa dos CP secos. Na sequência,
eles foram armazenados submersos em água por três
dias. Após serem retirados da submersão, houve a medição das massas dos CP saturados. Eles foram cozidos
em uma panela de pressão industrial por um período de
seis horas e, após isso, tiveram sua massa medida em
uma balança hidrostática.
A densidade foi calculada pela seguinte equação:
Figura 1. Posicionamento do corpo de prova na prensa para o
ensaio de compressão simples.
74
D=
massa do CP seco
(1)
(massa do CP saturado - massa do CP hidrostático)
Após o período de construção, realizou-se a conferência das medidas internas e externas do bunker e o levantamento radiométrico em condições normais de operação
(isto é, 50 µA, 120 minutos e feixe duplo). A Figura 2 apresenta a área monitorada.
Resultados
Na Tabela 1 podemos verificar as características do concreto entregue na construção da instalação.
Já as Tabelas 2 e 3 apresentam os resultados obtidos
no ensaio de resistência à compressão.
A Tabela 4 apresenta os resultados obtidos no ensaio de densidade utilizando as medidas das massas e
a Equação 1.
Enquanto a Tabela 5 se refere aos resultados obtidos
no levantamento radiométrico.
Por meio dos resultados obtidos, concluímos que o valor da resistência do concreto à compressão está acima
Figura 2. Croqui de monitoração.
Verificação da blindagem construída para um acelerador do tipo Cíclotron
Tabela 1. Características do concreto.
Tabela 5. Resultados do levantamento radiométrico.
Volume
66 m³
Consistência
8±1 cm
Pontos de
monitoramento
Volume máximo Betonada
8±1 m³
7h40
Início do lançamento
Gama
Nêutron
A
0
0
B
0
0
C
0
1
D
0
0
Resistência
(MPa)
E
0
0
Tabela 2. Ensaio de resistência à compressão.
Corpo
Idade do corpo de Diâmetro
Força (kgf)
de prova
prova (dias)
(cm)
Taxa de dose (μSv/h)
F
0
0
01
28
100,15
26.300
32,76
G
0
0
02
28
100,35
32.680
40,54
H
0
0
03
28
99,80
27.220
34,14
I
0
0
04
28
99,97
23.640
29,55
J
0
0
05
28
99,75
28.500
35,78
L
0
0
06
28
100,85
28.480
34,98
M
0
2
07
28
100,52
29.100
35,97
08
28
100,72
31.140
38,35
N
0
0
09
28
100,90
25.800
31,66
O
0
0
10
28
101,25
25.100
30,59
P
0
0
Q
0
1
R
0
0
S
0
0
T
0
0
U
0
0
V
1
0
X
0
0
Z
0
0
AA
0
1
BB
0
0
CC
0
0
DD
0
0
EE
0
0
Tabela 3. Resultados do ensaio de resistência à compressão.
Resistência média (MPa)
34,43
Desvio-padrão
3,44
Coeficiente de variação do ensaio
0,1
Nível do ensaio
Excelente
Tabela 4. Ensaio de densidade.
Corpo
Massa
Massa
Massa
de prova seca (g) hidrostática (g) saturada (g)
Densidade
(g/cm³)
01
3.512
2.134
3.697
2,25
02
3.553
2.152
3.711
2,28
03
3.548
2.162
3.732
2,26
04
3.526
2.153
3.721
2,25
FF
0
0
05
3.601
2.190
3.756
2,30
GG
1
0
06
3.638
2.213
3.813
2,27
HH
1
1
07
3.569
2.157
3.730
2,27
II
1
0
08
3.550
2.157
3.730
2,26
JJ
0
0
09
3.637
2.227
3.805
2,30
LL
0
0
10
3.643
2.231
3.821
2,29
MM
0
0
2,27
OO
0
0
Média
75
Videira HS, Pássaro BM, Gonzalez JA, Guimarães MICC, Buchpiguel CA
do esperado, que era 25 MPa. A densidade média apresentou desvio de 3,5% em relação à aguardada, de
2,35 g/cm³. Todavia, está dentro dos limites de tolerância.
O levantamento radiométrico apresentou que, nas
condições normais de operação e para o instrumento utilizado, o equipamento monitorado não apresentou níveis de radiação ionizante acima de 2 µSv/h.
Isso mostra que a dose fica bem abaixo dos valores
limite estabelecidos.
76
Referências
1. Brasil. Comissão Nacional de Energia Nuclear. Resolução n° 112, de 24 de
agosto de 2011. Brasília: Diário Oficial da União; 1º de setembro de 2011.
2. ABNT. NBR 5738: Concreto – Procedimento para moldagem e cura de
corpos-de-prova. Rio de Janeiro: ABNT; 2003.
3. ABNT. NBR NM 33: Concreto – Amostragem de concreto fresco. Rio de
Janeiro: ABNT; 1998.
4. ABNT. NBR 5739: Concreto – Ensaios de compressão de corpos-de-prova
cilíndricos. Rio de Janeiro: ABNT; 2007.
Artigo Original
Análise crítica do posicionamento
de um sistema de monitoramento
de acelerador Cíclotron
Critical analysis of the positioning of
monitoring system of the cyclotron accelerator
Julia A. Gonzalez1, Bruno M. Pássaro1, Maria Inês C. C. Guimarães1, Carlos A. Buchpiguel1 e
Heber S. Videira2
Centro de Medicina Nuclear do Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da
Universidade de São Paulo (InRad HCFMUSP) – São Paulo (SP), Brasil.
2
CYCLOPETRadiofármacos LTDA – Curitiba (PR), Brasil.
1
Resumo
Desde que surgiram as primeiras preocupações com a possibilidade de as radiações ionizantes induzirem detrimentos à saúde humana, apareceram os
métodos de produção, caracterização e medição da radiação, bem como de definição de grandezas que expressassem com realismo a sua interação
com o tecido humano. A partir dessa questão, o programa de monitoração da instalação de um cíclotron deve ser realizado continuamente, além
de conter os pontos críticos de contaminação de acordo com a norma CNEN N.E. 3.02 - Serviço de Radioproteção, para evitar as contaminações
radioativas e manter as taxas de exposição tão baixas quanto razoavelmente exequíveis. Os resultados obtidos durante as análises mostraram que o
posicionamento dos monitores é adequado, exceto os monitores do laboratório de controle físico-químico que foram instalados ao lado da capela de
manipulação e embaixo do calibrador de dose. A leitura obtida no sistema de monitoração na posição em que se encontra a câmara de ionização da
porta do bunker deve ser levada em consideração, pois a intensidade da radiação emitida pela ativação dos alvos é ligeiramente atenuada pelo cíclotron.
Palavras-chave: proteção radiológica, medicina nuclear, cíclotron, detectores.
Abstract
Ever since the first concerns arose about the possibility that the ionizing radiation induced detriment to human health, were created the methods
of production, characterization and measurement of radiation, as well as definition of quantities that realistically express its interaction with human
tissue. From this point, the monitoring program of the installation of a cyclotron must be continuously performed and contain the critical points of
contamination according to the CNEN standard N.E. 3.02 - Radioprotection Service to avoid contamination and maintain radioactive exposure rates
as low as reasonably achievable. The results obtained during the analysis showed that the positioning of monitors is suitable, except for the physicochemical control laboratory monitors, which were installed next to the chapel of manipulation and below the dose calibrator. The answer obtained
from the monitoring system in the position that the ionization chamber is in the door of the bunker should be taken into account, because the intensity
of radiation emitted by the activation of the targets is slightly attenuated by the cyclotron.
Keywords: radiation protection, nuclear medicine, radiation oncology, instrumentation.
Introdução
O objetivo maior da radioproteção é evitar a exposição desnecessária do indivíduo à radiação ionizante. Para isso, as normas
básicas devem ser obedecidas a fim de se reduzir a exposição
externa e evitar tanto a contaminação como a incorporação de
material radioativo, seja por inalação ou ingestão.
Para tal finalidade, qualquer exposição à radiação deve ser
otimizada, ou seja, deve ser tão baixa quanto razoavelmente
exequível1,2. Por isso, deve existir um programa de monitoração contínua de acordo com a norma CNEN N.E. 3.02 Serviço de Radioproteção3, o qual deve conter os pontos críticos de contaminação para tal exposição, cumprindo assim
com o princípio ALARA. O objetivo desse trabalho foi analisar
o posicionamento dos monitores que compõem o sistema de
monitoramento dos níveis de radiação do Centro Integrado
de Produção de Radiofármacos do Hospital das Clínicas da
Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo.
Autor correspondente: Heber S. Videira – Cyclopet Radiofármacos – Rua Cezinando Dias Paredes, 367 – CEP: 81730-090 – Curitiba (PR), Brasil –
E-mail: [email protected]
77
Gonzalez JA, Pássaro BM, Guimarães MICC, Buchpiguel CA, Videira HS
Material e Métodos
Tabela 2. Análise do posicionamento das câmaras de ionização.
Na execução deste trabalho, foi utilizado um sistema de
Monitoramento Radiológico da Medismarts composto por sete
monitores fixos Geiger-Müller Rotem GM-42 Model BAK-1210,
duas câmaras de ionização fixas da Rotem model IC-10-02
e um detector a cintilação fixo da Rotem Modelo PM-11-M,
fonte-padrão de Cs-137 da North American Scientific.
Verificou-se inicialmente a condição da radiação de
fundo medida por detector. Logo depois, colocou-se a
fonte-padrão próxima aos monitores de radiação e mediram-se as respectivas taxas de dose.
Para a análise do posicionamento das câmaras de
ionização dentro do bunker, em um primeiro momento,
preparou-se o cíclotron para uma irradiação de cinco minutos com 10 mA com o alvo H2O (16). Após a irradiação,
realizou-se a medida da taxa de dose em diferentes posições, como na posição da câmara de ionização da porta,
no centro da porta do bunker, a três metros do alvo, na
posição de manipulação do alvo e no alvo.
Para a análise do sistema de monitoração da exaustão, preparou-se o cíclotron para uma irradiação de 10 minutos com 25 mA com o alvo H2O (16). Durante a irradiação, foram realizadas medidas da taxa de dose e as
contagens de partículas por segundo.
Código
Posição
Background
(µSv/h)
IC-01
BeamLine
(Interno)
Error
IC-02
Cíclotron
interno/
porta do
bunker
0,3
Posição da
Taxa de dose
medida
(µSv/h)
(m)
No detector
3,0±0,1
(3,2)
No centro da
5,0±0,1
porta
A 3 m da
direção da
75,0±1,5
porta
Na
posição de
800,0±16,0
manipulação
do alvo
No alvo
10000,0±200,0
Tabela 3. Análise do sistema de monitoração da exaustão.
Código
GM-07
Cintilador
GM-07
Cintilador
Posição do
detector
Chaminé 1
Chaminé 2
Background
(µSv/h)
0,1
26,5 cont/s
0,1
26,5 cont/s
Fluxo de ar
(m3/s)
0,32
3,2
Taxa de dose
média
(µSv/h)
0,2
41,4 cont/s
0,1
32,5 cont/s
Resultados
A Tabela 1 mostra os níveis de radiação obtidos a partir da fonte-padrão.
A Tabela 2 mostra os níveis de radiação medidos em
diferentes posições dentro do bunker após a irradiação.
A Tabela 3 mostra a análise do sistema de monitoração da exaustão.
Conclusão
Os resultados obtidos durante as análises mostraram
que os monitores estão em condições de uso, com exceção da câmara de ionização da linha externa que apresentou um defeito. A câmara da linha externa está posicionada
Tabela 1. Análise da condição dos monitores de radiação.
78
Código
Posição
GM-01
GM-02
GM-03
GM-04
GM-05
GM-06
GM-07
IC-01
IC-02
Cíclotron externo
Pesquisa
Paramentação
Físico-químico
Produção
Expedição
Chaminé
BeamLine
Cíclotron interno
Background
(µSv/h)
0,2
0,3
0,1
0,0
0,0
0,0
0,1
Error
0,0
Taxa de dose
(µSv/h)
359,0±89,8
338±84,5
336±84,0
330±82,5
481±120,3
325±81,3
350±87,5
–
123±30,75
adequadamente, assim como os outros detectores da instalação, exceto os monitores do laboratório de controle
físico-químico, que foram instalados ao lado da capela de
manipulação e embaixo do calibrador de dose.
A leitura obtida no sistema de monitoração na posição em que se encontra a câmara de ionização da porta
do bunker deve ser levada em consideração, pois a intensidade da radiação emitida pela ativação dos alvos é
ligeiramente atenuada pelo cíclotron. Isso implica a determinação de um nível de taxa de dose a partir do procedimento que resultou nos valores da Tabela 2 para permitir a
abertura da porta do bunker.
O estudo realizado com o sistema de exaustão apresentou um erro no projeto, o qual era evidente, pois existiam duas
saídas. Foi então sugerida a união das duas em uma para
que houvesse um único caminho para a liberação do efluente
radioativo, desde que dentro dos limites estabelecidos.
Referências
1. Podgorsak EB. Radiation oncology physics: a handbook for teachers and
students. Vienna: IAEA; 2005.
2. Tauhata L, Salati IPA, Prinzio MAR Di. Radioproteção e dosimetria:
Fundamentos (5ª revisão). Rio de Janeiro: Comissão Nacional de Energia
Nuclear – Instituto de Radioproteção e Dosimetria (CNEN-IRD); 2003.
3. Comissão Nacional de Energia Nuclear. CNEN N.E. 3.02 - Serviço de
Radioproteção. Brasil: Comissão Nacional de Energia Nuclear; 1988.
Artigo Original
Desenvolvimento de um programa de
controle de qualidade em ressonância
magnética baseado nas recomendações
do Colégio Americano de Radiologia
Development of a magnetic resonance
quality control program based on the
American College of Radiology recommendations
Alexandre S. Capaverde, Cássio S. Moura e Ana Maria M. Silva
Faculdade de Física da Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul (PUC/RS) − Porto Alegre (RS), Brasil.
Resumo
No Brasil ainda não existe uma legislação ou norma regulamentadora que exija o controle da qualidade (CQ) em equipamentos de ressonância
magnética. Com o objetivo de suprir esta ausência, este trabalho apresenta a adaptação do programa de CQ em imagens por ressonância magnética,
seguindo as recomendações do Colégio Americano de Radiologia. Para validação do programa, os testes foram realizados em dois equipamentos de
um grande hospital da cidade de Porto Alegre. Foram realizados os testes de distorção geométrica, resolução espacial de alto contraste, espessura
de corte, posição de corte, uniformidade da imagem, percentual de artefato fantasma e detecção de objetos de baixo contraste. Após o desenvolvimento
e aplicação do programa, o hospital passou a contar com uma rotina semestral de CQ de seus equipamentos de ressonância magnética.
Palavras-chave: ressonância magnética, controle da qualidade, colégio americano de radiologia.
Abstract
In Brazil there is still no legislation or regulatory norm that requires quality control (QC) in magnetic resonance equipments. With the objective of
supplying this absence, this study presents the adaptation of the program for magnetic resonance imaging QC following the recommendations
of the American College of Radiology. For the program validation, the tests were performed in two equipments of a large hospital at Porto Alegre.
Geometric distortion, high-contrast spatial resolution, slice thickness, cutting position, image uniformity, percentage of ghost artifacts and detection
of low contrast objects tests were performed. After the development and implementation of the program, the hospital now has a routine six-monthly
magnetic resonance QC in their equipments.
Keywords: magnetic resonance, quality control, american college of radiology.
Introdução
Instituições como a American Association of Physicists in
Medicine (AAPM), American College of Radiology (ACR),
National Electrical Manufacturers Association (NEMA),
dentre outras, vêm promovendo e elaborando novas normas para o controle de qualidade (CQ) em equipamentos
de Ressonância Magnética (RM). No Brasil, ainda não há
legislação, norma ou recomendação por parte do governo
federal ou estadual quanto às exigências da realização de
testes de CQ em equipamentos de RM.
Este trabalho apresenta o desenvolvimento e aplicação de um programa de CQ em RM, seguindo as recomendações do ACR.
Material e Métodos
Com base nas recomendações do ACR sobre o controle
de qualidade em RM1,2, estudos foram realizados sobre
cada dispositivo de teste do simulador. Foi desenvolvido
um protocolo de aquisição e análise para cada teste.
Autor correspondente: Alexandre da Silva Capaverde − Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul (PUC/RS) − Avenida Ipiranga, 6.681 –
Prédio 10, Faculdade de Física − CEP: 90619-900− Porto Alegre (RS), Brasil – E-mail: [email protected] ou [email protected]
79
Capaverde AS, Moura CS, Silva AMM
O simulador utilizado, recomendado pelo ACR, Figura 1,
consiste em um cilindro com 20,4 cm de diâmetro e 16,5 cm
de comprimento, preenchido com uma solução de 10 mM de
cloreto de níquel e 45 mM de cloreto de sódio2. Ao longo do
comprimento do simulador estão distribuídos os diferentes
dispositivos para avaliação da: distorção geométrica; resolução espacial de alto contraste; espessura de corte; posição de
corte; uniformidade da imagem; percentual de artefato fantasma e detecção de objetos de baixo contraste.
Os testes foram realizados em dois equipamentos
de RM fabricados pela General Electric (GE,) modelos
Signa HDxT e Signa Excite, com um campo magnético de
1,5 Tesla. Estes equipamentos estão localizados em um
grande hospital de Porto Alegre.
A primeira sequência, denominada ACR Localizador
Sagital, consiste em uma aquisição do simulador para posicionar os cortes das demais sequências (Figura 2).
O simulador é posicionado no centro de uma bobina
para exames de crânio e no centro do magneto.
Quatro sequências são adquiridas: ACR Axial T1, ACR
Axial T2, Axial T1 de rotina e Axial T2 de rotina. Cada uma
apresenta 11 cortes do simulador, para visualizar todos os
dispositivos de teste. Os parâmetros utilizados são aqueles das rotinas de exames de crânio do equipamento.
As sequências utilizadas, bem como os seus parâmetros de aquisição, são apresentadas na Tabela 1.
No caso dos equipamentos avaliados, os protocolos
de aquisição são idênticos, com o objetivo de comparar os
Figura 1. Simulador ACR.
Figura 2. Posicionamento dos cortes no localizador.
Tabela 1. Parâmetros de aquisição das imagens.
Sequência
de Pulso
TR (ms)
TE (ms)
FOV (cm)
Número de
cortes
Espessura
de Corte
(mm)
NEX
Matriz
Largura
de banda
(kHz)
Tempo de
Aquisição
(min:seg)
ACR
Localizador
Sagital
Spin-Eco
200
20
25
1
N/A
1
256x256
31,25
00:56
ACR Axial T1
Spin-Eco
500
20
25
11
5
1
256x256
31,25
02:16
ACR Axial T2
Duplo-Eco
Spin-Eco
2000
20/80
25
11
5
1
256x256
31,25
08:56
Axial T1
de rotina*
Spin-Eco
425
11
25
11
5
1
320x192
31,25
02:53
Axial T2 de
rotina*
Fast
Spin-Eco
2100
101
25
11
5
1
320x192
31,25
01:20
*Sequências utilizadas no serviço sem alteração
80
Desenvolvimento de um programa de controle de qualidade em ressonância magnética baseado nas recomendações do Colégio Americano de Radiologia
resultados obtidos e avaliar as condições dos equipamentos.
Para a análise das imagens, foi utilizado o programa de código aberto ImageJ3. Os testes disponíveis no simulador, bem
como a análise e critérios de avaliação, são descritos a seguir.
Distorção Geométrica
O teste de distorção geométrica avalia a precisão com
a qual a imagem do simulador reproduz o seu comprimento real. Para isso, são realizadas medidas do seu
comprimento sobre a imagem, entre pontos de referência. As medidas são comparadas com os valores conhecidos do simulador2.
O procedimento consiste em:
1. Medir o comprimento, em milímetros, das imagens correspondentes em diversas direções, conforme a Figura 3.
2. Anotar os valores, comparando-os aos valores reais
de comprimento do simulador, que são: 148 mm no
localizador e 190 mm nas demais medidas. Todas as
medidas devem estar dentro de uma variação de ±2
mm em relação ao valor medido.
Resolução Espacial de Alto Contraste
A resolução espacial de alto contraste mede a capacidade
de um sistema em separar objetos quando não existe uma
contribuição significativa do ruído que possuem um valor
de contraste semelhante2.
1. Realizar uma avaliação visual do dispositivo de resolução, (Figura 4). Da esquerda para a direita, os furos
possuem resolução 1,1 mm - 1,0 mm - 0,9 mm.
2. Avaliar o valor correspondente para o menor conjunto
de furos distinguíveis, comparando-os ao valor fornecido pelo equipamento.
Espessura de corte
O teste de espessura de corte avalia a precisão da espessura alcançada, comparando-a com o valor da espessura
especificada pelo equipamento2.
1. Posicionar duas ROIs retangulares no dispositivo de
teste (Figura 5).
2. Avaliar a intensidade de sinal dos dispositivos de teste
superior e inferior.
3. Ajustar, agora, o nível de brilho e contraste da janela
para a metade do valor médio da intensidade anterior,
a fim de visualizar o comprimento total dos dispositivos
de teste.
4. Medir o comprimento superior e inferior, que são denominados CS e CI, respectivamente.
Para calcular o valor da espessura de corte, a
Equação 1 é utilizada.
BB
AA
CC
Figura 3. Imagens do simulador ACR na região para avaliação da distorção geométrica.
BB
A
hole
array pair
C
resolution
insert
Figura 4. Imagem do simulador ACR na região para avaliação da resolução espacial.
81
AA
BB
ROIs
C
Figura 5. Imagem do simulador ACR na região para avaliação da espessura de corte.
 CS × CI  (1)
EC = 0 , 2 × 

 CS + CI 
Posição de corte
A posição do corte é o valor de localização de um corte, utilizando como referência a imagem do localizador4.
Esta posição é verificada com relação ao final do corte
anterior e início do corte posterior.
1. Utilizando as imagens (a) e (b) da Figura 6, magnificar
os dispositivos de teste da posição de corte.
2. Medir a diferença de comprimento entre as barras
da esquerda e da direita, (Figura 7).
3. Sendo a barra da esquerda mais longa (Figura 7b),
utilizar o módulo da diferença de comprimento.
4. A diferença absoluta entre o comprimento das barras deve ser ±5 mm.
Uniformidade da imagem
A uniformidade (U) da imagem reflete a habilidade de um
equipamento de RM representar regiões similares com a
mesma intensidade em um volume homogêneo2.
1. Utilizando a imagem da Figura 8, posicionar uma ROI
que preencha 75% da imagem do simulador.
82
2. Diminuir o nível de brilho e contraste da janela até que
somente a imagem dentro da ROI esteja saturada na
intensidade máxima.
3. Continuar diminuindo lentamente até que uma região
com pixels pretos comece a aparecer dentro da ROI
(Figura 8a).
4. Com outra ROI pequena, registrar a intensidade de sinal nesta região, denominada região de menor sinal.
5. Repetir o procedimento elevando o nível de brilho e
contraste até que apareça somente uma pequena região no centro do ROI com pixels brancos (Figura 8b).
6. Com outra ROI pequena registrar a intensidade de sinal nesta região, denominada região de maior sinal.
Para calcular a uniformidade (U), utilizar a Equação 2.

 MaiorSinal − MenorSinal

 MaiorSinal + MenorSinal
U =100% × 1− 

(2)
A uniformidade da imagem deve ser ≥87,5% para
equipamentos de RM de campo magnético menor do
que 3T.
Percentual de artefato fantasma
Os artefatos fantasmas são produzidos por erros relacionados à fase. Geralmente, são caracterizados por áreas
de maior intensidade de sinal2.
A
B
bars
bars
Figura 6. Imagem do simulador ACR na região para avaliação da posição do corte.
BB
AA
Figura 7. Medida das barras.
AA
BB
CC
Small
ROl
Large
ROl
Small
ROl
Figura 8. Imagem do simulador ACR na região para avaliação da uniformidade.
83
1. Utilizando a imagem do teste anterior, posicionar uma
ROI que cubra 75% da imagem do simulador, denominada Large ROI.
2. Registrar o valor médio da intensidade de sinal.
3. Posicionar quatro ROIs elípticas nas periferias do objeto e registrar o valor médio de intensidade de sinal.
Estas ROIs são denominadas TOP, Left, Right e BTM,
respectivamente (Figura 9).
Para calcular o percentual de artefato fantasma (PAF),
utilizar a Equação 3, que deve ser ≤0,025%.
 ( TOP − BTM ) − ( Left + Rigth ) 
PAF = 

2 × L argeROI


(3)
Detecção de objetos de baixo contraste
O teste de detecção de objetos de baixo contraste avalia o
quanto dois objetos de contraste semelhante são distinguíveis2.
1. Utilizar a imagem da Figura 10, magnificando os objetos de baixo contraste.
2. Contar os conjuntos de furos visualizados, começando
pelo conjunto com maior diâmetro em 12h.
3. Contar os conjuntos até que um ou mais furos não
sejam diferenciados do fundo.
4. Realizar o somatório de furos em cada um dos cortes
visualizados.
O valor do somatório deve ser de, no mínimo, nove
furos para um equipamento com de campo magnético
menor que 3T.
top
Resultados
Large
ROl
left
right
Após a aquisição das imagens nos dois equipamentos
avaliados, os diferentes parâmetros foram verificados conforme as recomendações do ACR.
Cada um dos testes foi analisado e avaliado de forma
separada e por fim os resultados foram comparados entre as sequências obtidas no mesmo equipamento e depois entre os dois equipamentos. Os resultados obtidos
a partir da aplicação do programa de CQ encontram-se
na Tabela 2.
btm
Figura 9. Imagem do simulador ACR na região para avaliação
do percentual de artefato fantasma.
A
O CQ em RM é fundamental para avaliar as condições de
qualidade dos equipamentos. Mesmo sem uma legislação
nacional, deve-se levar em conta protocolos de órgãos
B
lowcontrast objects
Figura 10. Imagem do simulador ACR na região para avaliação dos objetos de baixo contraste.
84
Tabela 2. Resultados das análises.
Distorção Geométrica
Eq. Signa Excite
Eq. Signa HDxT
Sequência
L (mm)
C (mm)
ACR Localizador
147,74
Sagital
ACR Axial T1
190,13 191,75 190,51 190,52
ACR Axial T2
191,35 190,40 190,27 191,95
Axial T1 de rotina
190,52 191,15 190,69 190,12
Axial T2 de rotina
191,06 190,30 189,96 190,32
ACR Localizador
148,64
Sagital
ACR Axial T1
190,45 190,32 190,98 198,31
ACR Axial T2
190,74 190,97 190,36 190,40
Axial T1 de rotina
191,32 191,45 190,20 190,48
Axial T2 de rotina
190,53 190,13 198,89 191,26
internacionais e adaptá-los às rotinas dos serviços de
diagnóstico por imagens.
O programa de CQ recomendado pelo ACR m
ostrou-se
uma ferramenta útil para avaliar a integridade dos equipamentos de RM. No entanto, este programa exige a adaptação dos procedimentos a cada tipo de equipamento de RM.
Como consequência deste trabalho, atualmente, os
dois equipamentos avaliados contam com uma rotina
semestral de CQ. Maiores estudos são necessários para
verificar a constância de tais resultados.
Agradecimentos
Ao Hospital Mãe de Deus pela disponibilização dos equipamentos para a realização deste trabalho.
Espessura
de Corte
(mm)
Pos. de
Corte
Uniformidade
PAF
Detec.
Obj. baixo Conforme?
contraste
Sim
5,54
4,99
4,82
4,78
-1,96
0,96
2,05
1,42
95,26
93,42
102,36
99,57
0,020
0,018
28,00
27,00
25,00
25,00
Sim
Sim
Sim
Sim
Sim
5,32
5,03
5,51
4,63
-2,34
1,58
1,32
2,64
92,31
96,20
91,89
89,42
0,021
0,023
18,00
23,00
20,00
20,00
Sim
Sim
Sim
Sim
Referências
1. ACR, American College of Radiology. Site scanning instructions for
use of the MR program for the ACR MRI accreditation program.
V. 2. Virginia. 2002-2004. [cited 2013 Jul 28]. Available from:
http://www.acr.org/~/media/ACR/Documents/Accreditation/MRI/
LargePhantomInstructions.pdf.
2. ACR, American College of Radiology. Phantom test guidance for the acr
mri accreditation program. Virginia. 2005. [cited 2013 Jul 28]. Available
from:
http://www.acr.org/~/media/ACR/Documents/Accreditation/MRI/
LargePhantomGuidance.pdf.
3. Software livre. ImageJ. [cited 2013 Jul 28]. Available from: http://rsbweb.
nih.gov/ij/download.html.
4. AAPM, Nuclear Associates, MRI Phantons. 3D Resolution and Slice
(3DRAS) Phantom. Uniformity and Linearity (UAL) Phantom. Carle Palce:
Victoreen, 2005. [cited 2013 Jul 28]. Available from: http://assets.fluke.
com/manuals/76_907__umeng0300.pdf.
85
Artigo Original
Obtenção de sementes de braquiterapia
pelo processo de selagem com polímero
Obtention of brachytherapy seeds
by sealing process using polymer
Diogo Alberto P. D. Lana1, Luiz Cláudio F. M. Garcia Carvalho2, Wilmar B. Ferraz1 e
Ana Maria M. Santos1
1
Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN/CNEN – MG) – Belo Horizonte (MG), Brasil.
2
Universidade Federal de Minas Gerais (UFMG) – Belo Horizonte (MG), Brasil.
Resumo
A braquiterapia é uma técnica avançada para tratamento de câncer em que sementes ou fontes radioativas são colocadas próximas ou inseridas
diretamente no tumor, reduzindo a exposição de tecidos sadios à radiação. Vários tipos de sementes têm sido desenvolvidos com objetivos de
melhorar a distribuição de dose e reduzir o custo de produção. Essas sementes consistem de um encapsulamento (tubos de titânio ou aço inoxidável),
de carregador de radionuclídeo e de marcador de raios-X. A selagem a laser é um processo usual utilizado na fabricação das sementes; porém,
além de ter elevado custo, ela pode promover a volatilização do radionuclídeo. Neste trabalho apresentamos um novo processo de selagem com
uso de polímero (resina epóxi) e caracterizações realizadas em dois tipos de resinas epóxis. Essas resinas foram caracterizadas por espectroscopia
nas regiões do infravermelho por transformada de Fourier (FTIR), do ultravioleta-visível (UV-vis) e por calorimetria diferencial de varredura (DSC).
Interações das resinas e das sementes seladas em contato com uma solução simuladora do fluido corporal (SBF) foram avaliadas por microscopia
eletrônica de varredura (MEV), por energia dispersiva de raios-X (EDS) e por contagens de radiação gama.
Palavras-chave: braquiterapia, semente, resina epóxi.
Abstract
Brachytherapy is an advanced cancer treatment where radioactive seeds or sources are placed near or directly into the tumor thus reducing the radiation
exposure in the surrounding healthy tissues. Several kinds of seeds have been developed in order to obtain a better dose distribution around them and
with a lower cost manufacturing. These seeds consist of an encapsulation (titanium or stainless steel tube), a radionuclide carrier, and X-ray marker. The
usual sealing process of the seeds is done with laser welding, but this process can promote radionuclide volatilization. In this paper, we present a new
sealing process using epoxy resin and characterizations of two epoxy resins. These resins were characterized by Fourier transform infrared spectroscopic
(FTIR), ultraviolet-visible spectroscopy (UV-vis) and differential scanning calorimetry (DSC). Interactions of the resins and of the sealed seeds in a simulated
body fluid (SBF) were evaluated by scanning electron microscopy (SEM), energy dispersive X-ray spectroscopy (EDS), and by a counting gamma-rays.
Keywords: brachytherapy, seed, epoxy resin.
Introdução
A braquiterapia intersticial é uma modalidade de tratamento in situ de cânceres em diferentes regiões do
corpo, como cérebro, próstata, glóbulo ocular etc., em
que pequenas sementes radioativas são utilizadas1-3.
A vantagem de implantes intersticiais dessas sementes
é a oportunidade de concentrar a radiação na região tumoral, minimizando a exposição da radiação em tecidos
com células sadias.
As sementes de braquiterapia são cilíndricas, do tamanho aproximado ao de um grão de arroz, e são constituídas
de um material opaco aos raios-X, de um material carregador de radionuclídeo e de encapsulamento (tubo de titânio
ou aço inoxidável), em geral, selado com solda a laser1,2.
A Figura 1 mostra uma semente típica de iodo-125.
Cápsula de titânio
I-125 (iodeto de prata)
Marcador radiopaco (ouro)
Ø 0,8 mm
4,5 mm
Figura 1. Semente comercial (Amersham 6711-Oncoseed®).
Autor correspondente: Ana Maria Matildes dos Santos – Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear (CDTN/CNEN) – Avenida Antônio Carlos, 6.627 –
CEP: 31270-901 – Belo Horizonte (MG), Brasil – E-mail: [email protected]
87
Lana DAPD, Carvalho LCFMG, Ferraz WB, Santos AMM
Materiais e Métodos
Foram investigados dois tipos de resinas epóxi biocompatíveis com estruturas químicas diferentes e referidas como
EPOX-01 e EPOX-02.
Inicialmente a resina e respectivo endurecedor foram
homogeneizados durante 5 min, a mistura foi colocada
sob vácuo e, em seguida, vertida em moldes de plástico, originando amostras com tamanhos aproximados de
10 mm de diâmetro.
As amostras foram tratadas termicamente na faixa de
temperatura de 40 a 100°C por 10 minutos e analisadas
por FTIR com o acessório ATR (Thermo Scientific, Nicolet
6700), por UV-Vis (Shimadzu, UV-2401PC) e DSC analysis
(TA Instruments, Q20).
Para a investigação in vitro, amostras ficaram em
contato com a solução SBF, simuladora do plasma sanguíneo6, à temperatura de 36,5°C durante 1, 7, 14, 30 e
60 dias. A solução foi preparada com as seguintes concentrações: 59,64 g de KCl/L, 116,88 g de NaCl/L, 45,37
g de NaHCO3/L, 49,30 g de (MgSO4 7H2O)/L, 121,16 g
de tris-hidroximetil-aminometano/L, 100 g de NaN3/L e
27,22 g de KH2PO4/L. Todos os reagentes foram adicionados sequencialmente em água destilada com o pH final da solução ajustado em 7,25.
Após os ensaios na solução SBF, a presença de precipitados foi avaliada por MEV (equipamento JEOL, modelo JSM-5310) e por EDS (equipamento Thermo Electron
Corporation, modelo Noran System Six).
88
A partir dos resultados de caracterização das resinas,
uma delas foi escolhida para os testes de selagem das sementes. Esses testes foram realizados colocando-se a resina
em contato com tubos de titânio com 4 mm de comprimento, contendo em seu interior uma cerâmica em formato cilíndrico impregnada com iodo-125. Foi utilizado um sistema de
vácuo para a entrada da resina nas extremidades dos tubos
de titânio. Optou-se por sementes com baixa atividade de
iodo-125 para facilitar os cuidados de radioproteção.
As sementes seladas foram lixadas com lixas de carbeto de silício e polidas com pastas de diamante para observação de sua estrutura interna.
Algumas sementes foram colocadas em contato com
solução SBF nas mesmas condições das resinas. As estanqueidades das sementes foram avaliadas medindo-se
suas atividades antes e após contato com a solução SBF
durante sete dias com espectrômetro gama (PerkinElmer
Wallac WIZARD 3 Automatic Gamma Counter).
Resultados
A resina EPOX-01 curou na temperatura de 60°C, enquanto a resina EPOX-02 não curou nessa temperatura,
mesmo num tempo maior de permanência.
As Figuras 2 e 3 mostram os resultados de FTIR para
diferentes temperaturas de cura das resinas, e as Figuras 4
e 5 apresentam os espectros obtidos por UV-vis. Os termogramas obtidos por DSC não são mostrados aqui.
Micrografias das superfícies das resinas obtidas no
MEV após contato com solução SBF são mostradas na
Figura 6. Já os resultados de análise química dos precipitados por EDS são apresentados na Figura 7 e na
Tabela 1.
Na Figura 8, são mostradas as estruturas internas das
sementes após o processo de selagem.
A Tabela 2 mostra as atividades das sementes medidas
antes e após o contato com a solução SBF durante 7 dias.
T.A.
40ºC
50ºC
60ºC
100ºC
Absorbância (U.A.)
A diferença entre as sementes está no tipo de selagem do tubo de titânio e na sua estrutura interna, onde
existem vários tipos de materiais responsáveis pela opacidade e carregamento do radionuclídeo, como também
diferentes opções de radionuclídeo4.
Resinas do tipo epóxi podem ter potencial para uso na
selagem de sementes de braquiterapia em substituição ao
processo de selagem a laser. Essa possibilidade permite
que o processo de fabricação da semente tenha menores
custos de produção e uma melhor distribuição de dose5.
Como as sementes ficam em contato direto com os fluidos corporais, essas resinas devem ser biocompatíveis.
Neste trabalho é apresentado um processo de obtenção de sementes de braquiterapia pelo processo de
selagem de tubos de titânio com resina epóxi. São ainda
apresentados resultados de caracterização de dois tipos
de resinas epóxi para uso no processo de selagem pelas
técnicas de espectroscopias na região do infravermelho
por transformada de Fourier (FTIR), na região do ultravioleta-visível (UV-vis) e de calorimetria diferencial de varredura
(DSC). Interações da resina com solução simuladora do
fluido do corpo humano (SBF) foram avaliadas por microscopia eletrônica de varredura (MEV) e por energia dispersiva de raios-X (EDS). Também sementes seladas foram
colocadas em solução SBF para verificação da estanqueidade das sementes com o novo processo de selagem.
700
900
1.100
1.300 1.500
Número de Onda (cm-1)
Figura 2. Espectros FTIR da resina EPOX-01.
1.700
1.900
Obtenção de sementes de braquiterapia pelo processo de selagem com polímero
40ºC
50ºC
60ºC
100ºC
Absorbance (U.A.)
RT
EPO-01-30d
EPO-02-30d
Figura 6. Micrografias obtidas no MEV das resinas após 30 dias
em solução SBF.
20
Resin EPOX-02
900
1.100
1.300
1.500
Número de Onda, cm-1
1.700
Figura 3. Espectros FTIR da resina EPOX-02.
40ºC
50ºC
60ºC
100ºC
15
1.900
Ca (% em peso)
700
Resin EPOX-01
10
T.A.
Intensidade (U.A.)
5
200
0
0
20
40
Tempo (dias)
60
80
Figura 7. Evolução dos teores de cálcio nas resinas após contato com solução SBF.
220
240
260 280 300 320
Comprimento de Onda (cm-1)
340
360
Resina
transparente
Cerâmica
Impregnada
com Iodo
Resina
transparente
Figura 4. Espectros UV-Vis da resina EPOX-01.
40ºC
50ºC
60ºC
100ºC
Tubo de Titânio
T.A.
0,5 mm
Figura 8. Estrutura interna das sementes.
Intensidade (U.A.)
Tabela 1. Teores de cálcio analisados por EDS.
Resina EPOX-01
Tempo
7
14
30
60
Ca (% em peso)
0,05
0,07
2,8
5,0
Resina EPOX-02
200
220
240 260 280 300 320
Comprimento de Onda (cm-1)
Figura 5. Espectros UV-Vis da resina EPOX-02.
340
360
Tempo
7
14
30
60
Ca (% em peso)
1,1
5,2
7,6
16
89
Lana DAPD, Carvalho LCFMG, Ferraz WB, Santos AMM
Tabela 2. Atividades das sementes (nCi).
Início
(0 dias)
Final
(7 dias)
Semente-1
6,4
6,3
Semente-2
11,3
11,1
Semente-3
8,4
8,1
Semente-4
10,5
10,5
Semente-5
8,0
8,0
Semente-6
9,7
9,7
Os resultados apresentados na Tabela 2 demonstram
que as sementes possuem uma excelente estanqueidade
com pequenas variações nos valores observados.
A resina do EPOX-01 apresentou um tempo de cura
com melhor desempenho e uma boa estabilidade térmica.
Os resultados de selagem de sementes com esse tipo de
resina mostram que esse processo de selagem é viável,
podendo futuramente substituir o processo de selagem
com solda a laser.
Agradecimentos
Resultados de FTIR para diferentes temperaturas de cura
das resinas mostram que nenhuma alteração significativa
ocorreu nas bandas de absorbância. Já nas Figuras 4 e 5,
para os espectros UV-vis, observou-se um pequeno deslocamento na direção de menores comprimentos de onda
para ambas as resinas.
Os termogramas de DSC mostraram que as temperaturas de transição vítrea permaneceram constantes em
64 e 60°C, respectivamente, para as resinas EPOX-01 e
EPOX-02.
Precipitados foram observados no MEV nas superfícies das resinas (Figura 6) como regiões brancas que,
quando analisadas por EDS, se revelaram ricas em cálcio
(Figura 7). Os maiores precipitados apareceram na resina
EPOX-02 com teores de cálcio mais elevados.
Através de inspeções visuais com microscopia óptica
observou-se a ausência de bolhas de ar nas extremidades
das sementes após o processo de selagem.
Observa-se na Figura 8 que a cerâmica interna impregnada com iodo-125 deslocou-se do centro do tubo
de titânio para uma das extremidades. Isso indica que
melhorias são necessárias no processo de selagem
para manter uma geometria mais simétrica no interior
das sementes.
90
Os autores agradecem ao Conselho Nacional de
Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq) pelo auxílio financeiro ao projeto.
Referências
1. Godden TJ. Physical aspects of brachytherapy. Bristol: Adam Hilger; 1998.
(Medical Physics Handbooks 19).
2. Suntharalingam N, Podgorsak EB, Tölli H. Brachytherapy: physical and
clinical aspects. In: Podgorsak EB. Radiation Oncology Physics: a handbook
for teachers and students. Vienna: International Atomic Energy Agency;
2005. p. 451-84.
3. Shields CL, Mashayekhi A, Sun H, Uysal Y, Friere J, Komarnicky L, et al.
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recurrence after chemoreduction in 84 tumors. Ophthalmology.
2006;113:2087-92.
4. Rostelato MECM. Estudo e desenvolvimento de uma nova metodologia
para confecção de sementes de iodo-125 para aplicação em braquiterapia.
[Tese de Doutorado]. São Paulo: Instituto de Pesquisas Energéticas e
Nucleares da Universidade de São Paulo; 2005.
5. Paixão L, Facure A, Santos AM, dos Santos AM, Grynberg SE. Monte
Carlo study of a new I-125 brachytherapy prototype seed with a ceramic
radionuclide carrier and radiographic marker. J Appl Clin Med Phys.
2012;13:3741.
6. Kokubo T. Apatite formation on surfaces of ceramics, metals and polymers
in body environment. Acta Materialia. 1998;46(7):2519-27.
Artigo Original
Uso do MCNP para comparação das
respostas de dose depositada nos TLD
100, TLD 600 e TLD 700 em campos de
irradiação devido a fontes de 60Co e 241AmBe
Use of MCNP to compare the response of dose deposited
in the TLD 100, TLD 600 and TLD 700 in radiation fields
due to 60Co and 241AmBe source
Tássio A. Cavalieri, Vinícius A. Castro e Paulo T. D. Siqueira
Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares da Comissão Nacional de Energia Nuclear (IPEN- CNEN) – São Paulo (SP), Brasil.
Resumo
O sucesso da Terapia por Captura de Nêutron por Boro (BNCT - Boron Neutron Capture Therapy) depende da habilidade de entregar
um adequado campo de irradiação nas células alvo. Os feixes de nêutrons utilizados no BNCT são comumente originados de reatores
nucleares e, portanto, não há apenas nêutrons na faixa térmica, há também nêutrons de outras faixas energéticas, e alto componente de
gama. Então a caracterização e a dosimetria dos feixes são, consequentemente, um dos procedimentos essenciais a serem superados
para a aplicação correta desta técnica. Um dos métodos atualmente utilizados na caracterização de campos mistos (campos contendo
nêutron e gama) encontra-se no uso de pares de detectores com respostas distintas para cada componente do campo. Mas esta técnica
precisa de um melhor entendimento de como cada dosímetro termoluminescente (TLD) se comporta em campos mistos ou em campos
puros. Este trabalho apresenta o resultado de um conjunto de simulações realizadas para analisar as respostas de três comuns tipos de
TLDs – TLD 100, TLD 600 e TLD 700 – submetidos a diferentes campos de irradiação provenientes de uma fonte de Cobalto e de uma
fonte de Amerício-Berílio dentro de um cilindro de parafina. É também um possível método para a realização das seleções e calibrações
destes TLDs.
Palavras-chave: método Monte Carlo, nêutrons, dosimetria termoluminescente, fótons, terapia por captura de nêutron por Boro.
Abstract
The successes of Boron Neutron Capture Therapy (BNCT) depend on the ability to deliver an adequate irradiation field to the target cells. Neutron
beams used in BNCT are mostly driven from reactors and therefore, not only have a neutron energy range which far exceeds the thermal
region but also do have a great gamma component. Beam characterization and dosimetry are consequently one of the essential procedures
to be overcome to properly apply this technique. One of the methods currently used in mixed field (field containing both neutron and gamma)
characterization, lies on the use of a pair of detectors with distinct responses to each beam component. But this technique needs to be better
understood of how each thermoluminescent dosimeter (TLD) behaves in a mixed field or in a pure field. This work presents the results of a set of
simulations performed in order to analyze the response of three ordinary types of TLDs - TLD 100, TLD 600 and TLD 700 – submitted to different
irradiation fields from a Cobalt source and an Americium-Beryllium source inside a paraffin disk. And is also a possible method for performing
the selection and calibration of theses TLDs
Keywords: Monte Carlo method, neutrons, thermoluminescent dosimetry, photons, boron neutron capture therapy.
Autor correspondente: Tássio Antonio Cavalieri – Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares – Avenida Lineu Prestes, 2242 – Cidade Universitária –
CEP: 05508-000 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
91
Cavalieri TA, Castro VA, Siqueira PTD
Introdução
A Terapia por Captura de Nêutron por Boro (BNCT - Boron
Neutron Capture Therapy) é uma técnica de micro-radioterapia bimodal, que consiste em entregar certa quantidade de átomos de Boro nas células cancerígenas, e então
expor a região a uma irradiação com campo de nêutrons
térmicos. Assim, a energia proveniente da reação B(n,α)Li
é depositada nas células ao redor do átomo de Boro, fazendo com que estas sejam destruídas ou enfraquecidas1.
Para o correto funcionamento da técnica de BNCT, um
fluxo suficiente de nêutrons térmicos deve ser entregue
na região do tumor, sem haver altos fluxos de outras faixas energéticas de nêutrons e de radiação gama. Então
se faz necessário a correta caracterização do campo
de irradiação.
Uma instalação de BNCT foi construída no reator
IEA-R1 no IPEN/CNEN em São Paulo2. Como em qualquer instalação de BNCT, seu campo de irradiação tem
que ser caracterizado, e para isso se faz o uso dos dosímetros termoluminescentes (TLD).
Porém, antes de utilizar este dosímentro para a realização da caracterização do campo de irradiação, é
necessário entender como o TLD responde a diferentes
campos de irradiação, além de realizar a sua seleção e a
calibração.
Portanto o objetivo deste trabalho é analisar como a
dose é depositada no TLD 100, TLD 600 e TLD 700 devido a duas fontes distintas (60Co e 241AmBe), e propor então
um método para a realização da seleção e calibração destes TLDs utilizando estas fontes.
Simulação com fonte de 60Co
Nesta simulação, os TLDs estavam colocados dentro de
um suporte de acrílico que continha 9 TLDs em uma matriz
3x3 cm, com dimensões de 11x3,4x1 cm, onde os TLDs da
linha central se encontravam exatamente na altura média
da fonte (Figura 1). A distância entre cada TLD era de 0,8 cm,
e a distância entre o suporte e a fonte era de 11 cm.
A fonte foi simulada como sendo cilíndrica e com emissão isotrópica, conforme espectro mostrado na Tabela1.
Simulação com fonte de 241AmBe
A fonte de AmBe é uma fonte de campo misto (nêutrons
e gama) com predominância de emissão de nêutrons rápidos. E como a sensibilidade a nêutrons dos TLDs vem
da presença do isótopo 6Li, e este tem uma alta seção
de choque para nêutrons térmicos, tanto a fonte como os
TLDs foram simulados no interior de um cilindro de parafina com 9 cm de raio e 10 cm de altura, que serviria para
diminuir a energia dos nêutrons (Figura 2).
AA)
Suporte
BB)
Fonte
Ar
+
Suporte
Ar
Fonte
Figura 1. Geometria da simulação com fonte de 60Co.
Material e Métodos
Este trabalho é todo baseado em simulações realizadas
pelo código de Monte Carlo MCNP53. As simulações representam os TLDs imersos em campos de irradiação de
duas fontes diferentes: 60Co e 241AmBe. Estes casos foram
estudados na tentativa de criar um método para analisar
as respostas dos TLDs, a reprodutibilidade das respostas
de cada TLD e criar uma metodologia para a calibração
destes TLDs. Para a realização deste trabalho as bibliotecas utilizadas pelo MCNP5 foram: ENDF-VI.0, ENDF-VI.1,
ENDF-VI.6 e ENDF/B-VI.
Os três diferentes tipos de TLD (TLD 100, TLD 600
e TLD 700) foram simulados como sendo cristais de
0,32x0,32x0,089 cm, conforme os vendidos pela Harshaw
Chemical Co. Este tipo de TLD é do tipo LiF:Mg,Ti, e a diferença entre cada um dos tipos está nas diferentes concentrações dos isótopos de Lítio (6Li e 7Li) presente em cada
um, sendo que o TLD 100 tem a abundância natural dos
isótopos de Li (7,5% de Li6), o TLD 600 é enriquecido com
6
Li (95,6%), e o TLD 700 é enriquecido com 7Li (99,93%)4.
Os TLDs foram simulados como sendo formados por
Flúor e Lítio, nas devidas proporções de cada isótopo de
Lítio em cada tipo de TLD.
92
A)
A
Parafina
B)
B
TLDs
Fonte
+
TLDs
Parafina
Fonte
Figura 2. Geometria da simulação com fonte de 241AmBe.
Tabela 1. Espectro de emissão de raios gama da fonte de 60Co 5.
Energy (keV)
346.93
826.28
1173.237
1332.501
2158.77
2505
Intensity (Yield %)
0.0076
0.0076
99.9736
99.9856
0.00111
2.0E-06
Uso do MCNP para comparação das respostas de dose depositada nos TLD 100, TLD 600 e TLD 700 em campos de irradiação devido a fontes de 60Co e 241AmBe
Tallies das simulações
O interesse das simulações era identificar a dose depositada em cada TLD devido aos nêutrons e aos fótons.
Para o caso da dose depositada devido aos fótons foi
utilizado a o tally *F83, que fornece a energia depositada
(MeV) por fóton simulado.
Já para o caso da dose devido aos nêutrons, foi utilizado o tally F4 com o cartão FM para a reação (n,3H)
no átomo de Lítio3, o que fornecia a dose (MeV) por
nêutrons gerados.
Resultados
Simulação com fonte de 60Co
A deposição de dose devido aos fótons se mostrou semelhante nos três tipos de TLD, não havendo discrepâncias entre eles. E a dose depositada devido à posição
ocupada pelo TLD no suporte está representada na
Tabela 2, com a intensidade de dose depositada relativa
à posição central.
Simulação com fonte de 241AmBe
A dose depositada nos TLDs devido aos fótons é proveniente tanto da própria emissão de fótons gerados pela
fonte, como pela geração de fótons devido à interação
dos nêutrons com a parafina. Porém, a maior parte da
dose de fótons depositada vem da própria produção
da fonte, sendo que os fótons da interação dos nêutrons
são desprezíveis.
Como no caso da fonte de Cobalto, a dose depositada nos TLDs pelos fótons é semelhante para os três
tipos de TLD, e a dose em cada um dos nove TLDs
simulados relativo ao TLD central está representado
na Tabela 3.
Como era esperada, a dose depositada pelos nêutrons foi diferente em cada tipo de TLD. A Tabela 4 mostra a dose depositada em cada tipo de TLD em relação à
dose depositada pelos nêutrons no TLD 100.
A dose em cada TLD da matriz 3x3 cm é diferente.
Porém quanto menor a resposta de certo tipo de TLD para
nêutrons, maior é a diferença de dose depositada nos diferentes TLD da matriz: no caso dos TLDs 700 a diferença
de dose entre diferente TLDs com o TLD central chega a
4,5%; para os TLDs 100 a diferença chega a 2,8%; e nos
TLDs 600, 2,5%.
0,40
0,35
0,30
Intensidade
Os TLDs foram simulados estando em uma matriz 3x3
há 6 cm da fonte, com a linha central exatamente na altura
média da fonte.
Esta fonte emite fótons com energia de 4,4 MeV6,
e seu espectro de emissão de nêutrons está representado na Figura 37. Porém as interações dos nêutrons
com a parafina geram fótons, que também foram considerados para o cálculo de dose depositada por fótons
no TLD.
0,25
0,20
0,15
0,10
0,05
0,00
0
5
10
15
Energia (MeV)
20
25
30
Figura 3. Espectro energético dos nêutrons da fonte de AmBe.7
Tabela 2. Energia depositada pelos fótons, da fonte de 60Co,
relativa à energia depositada no TLD central.
Energia depositada pelos fótons do Co
0,95±0,02
0,96±0,02
0,97±0,02
0,95±0,02
1,00±0,02
0,97±0,02
1,01±0,02
0,96±0,02
0,97±0,03
Tabela 3. Energia depositada pelos fótons, devido a fonte de
241
AmBe, relativa à energia depositada no TLD central.
Energia depositada pelos fótons do AmBe
0,98±0,01
0,97±0,01
0,98±0,01
1,00±0,01
1,00±0,01
1,00±0,01
0,97±0,01
0,99±0,01
0,99±0,01
Tabela 4. Dose depositada pelos nêutrons da fonte de 241AmBe
em cada tipo de TLD, relativa a dose depositada no TLD 100.
TLD 100
1,00±0,01
TLD 600
3,50±0,03
TLD 700
(3,00±0,05)E-04
Nas simulações para a fonte de 60Co, a diferença entre as
doses devido a fótons nos TLDs podem ser consideradas
praticamente as mesmas, não importando o tipo de TLD e
sua posição no suporte (Tabela 2).
Sendo assim, um sistema contendo uma fonte de 60Co
no centro de um anel, e os suportes de TLDs colocados ao
redor deste anel, serviria para a realização da seleção para
fótons destes TLDs. A calibração também poderia ser feita
deixando os TLDs expostos por diferentes tempos.
Para o caso do sistema criado para a fonte de AmBe,
a dose devido aos fótons foram muito semelhantes entre
os TLDs de tipos diferentes. E a dose depositada devido
93
Cavalieri TA, Castro VA, Siqueira PTD
a posição dos TLDs na matriz 3x3 cm dentro do cilindro
de parafina pode também ser considerada a mesma para
todas as posições do suporte, segundo a simulação.
Considerando a dose devido aos nêutrons na simulação com a fonte de AmBe, foi possível analisar que
grande parte da dose depositada, 90%, era devido aos
nêutrons térmicos, o que já era o esperado, uma vez que
a sensibilidade a nêutrons dos TLDs vem da presença
do isótopo 6Li que tem alta seção de choque para nêutrons térmicos.
E a dose em cada diferente tipo de TLD foi diferente,
uma vez que cada tipo de TLD tinha uma concentração
diferente do isótopo 6Li (Tabela 3).
Em comparação ao TLD 100 e TLD 600, a resposta do
TLD 700 a nêutrons é desprezível. Porém se o TLD 700 for
utilizado como sendo um dos pares de detectores para a
dosimetria de campos mistos, e estes campos conterem
uma alta componente de nêutrons em relação aos fótons,
esta técnica pode superestimar a dose gama e subestimar
a dose de nêutrons, uma vez que o TLD 700 não é totalmente invisível aos nêutrons.
Já ambos os TLDs, TLD 100 e TLD 600, mostraram uma alta dependência com os nêutrons, porém se
for analisado a relação da deposição de dose destes
TLDs com a concentração do isótopo 6Li, é possível
verificar que a deposição de dose no TLD 600 não é
tão mais alta quanto maior é sua concentração de 6Li
em relação ao TLD 100. O TLD 600 apresenta uma
deposição de dose 3,5 vezes maior que a do TLD 100,
enquanto a sua concentração de 6Li é 12,75 maior que
no TLD 100.
Esta diferença entre concentração e reposta entre o
TLD 100 e TLD 600, vem da autoblindagem do TLD devido a presença do 6Li. O TLD 600 sofre uma maior a autoblindagem pois há nele mais átomos de 6Li, o que está
de acordo com o observado no trabalho realizado por
Méndez et al8.
Então, como o TLD 100 apresenta também uma boa
resposta a nêutrons térmicos, o método de utilização de
pares de detectores para dosimetria de campos mistos
poderia ser realizado com o par TLD 100 – TLD 700, no lugar do par TLD 600 – TLD 700 mais comumente utilizados.
Quando comparadas as respostas dos TLDs da matriz
devido aos nêutrons, o TLD 700 é o que apresenta a maior
discrepância, porém como sua sensibilidade a nêutrons é
94
muito baixa em relação aos fótons, esta discrepância não
será importante na resposta final deste TLD.
Já para o TLD 100 e TLD 600 a discrepância é menor,
mas é possível ver que dependendo da posição do TLD
na matriz ele pode receber mais ou menos dose, chegado a diferenças de quase 3%. Esta diferença não é muito
significativa quando forem levadas em conta todas as incertezas a que o TLD estará exposto em todo seu ciclo de
tratamento – leitura – irradiação.
Portantoo sistema para irradiação com o AmBe proposto por este trabalho pode ser utilizado para a realização dos selecionamentos e calibrações dos TLDs para
nêutrons e fótons.
Agradecimentos
Os autores agradecem o apoio financeiro da Conselho
Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico
(CNPq) e da Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN).
Referências
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of tumors. J Neurooncol. 1997;33:19-26.
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IEA-R1 do IPEN-CNEN/SP.6ª CGEN, 1996; Rio de Janeiro; Brasil.
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Code, Version 5, User’s Guide; 2003.
4. McKeever SWS, Moscovitch M, Townsend PD. Thermoluminescence
Dosimetry Materials: Properties and Uses. Ashford: Nuclear Technology
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5. Nuclear Data Evaluation Lab [homepage on the Internet]. Korea: Korea
Atomic Energy Research Institute. c 2000. [cited 2011 Jul 22]. Available
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6. Vega-Carrilo HR, Manzanares-Acuña E, Becerra-Ferreiro AM, CarrilloNuñez A. Neutron and gamma-ray spectra of 239PuBe and 241AmBe. Appl
Radiat Isot. 2002;57:167-70.
7. International Atomic Energy Agency. Compendium of Neutron Spectra and
Detector Responses for Radiation Protection Purpose Vienna; 2001.
8. Méndez R, Iñiguez MP, Barquero R, Mañanes A, Gallego E, Lorente A, et al.
Response components of LiF:MG,Ti around a moderated AM-Be neutron
Source. Radiat Prot Dosimetry. 2002;98(2):173-78.
Artigo Original
Avaliação de Amostras Termoluminescentes
de BeO em Feixes Padrões de Radioterapia
Evaluation of Thermoluminescent BeO
Samples in Standard Radiotherapy Beams
Daniela P. Groppo, Jonas O. Silva e Linda V. E. Caldas
Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares, Comissão Nacional de Energia Nuclear (IPEN-CNEN/SP) – São Paulo (SP), Brasil.
Resumo
Amostras termoluminescentes de BeO foram avaliadas em feixes padrões de radiação X aplicados em radioterapia de energias baixas. Foram
realizados os testes de reprodutibilidade, curva dose-resposta e dependência energética, além de ser determinado o limite inferior de detecção.
As pastilhas de BeO apresentaram boa resposta para utilização em dosimetria de feixe.
Palavras-chave: dosimetria, raios X, dosímetro termoluminescente, berílio.
Abstract
Beryllium oxide thermoluminescent samples were evaluated in standard radiotherapy beams of low energy. Results for response reproducibility,
dose-response curve and energy dependence were obtained. The lower detection limit was determined. The pellets of BeO showed their usefulness
for beam dosimetry.
Keywords: dosimetry, X-rays, thermoluminescent dosimeter, beryllium.
Introdução
Certos cristais retêm parte da energia absorvida durante
a irradiação em estados metaestáveis de energia; quando
essa energia é perdida posteriormente na forma de luz ultravioleta (UV), infravermelha ou visível, ocorre o fenômeno
da luminescência1. A luminescência se divide em fluorescência, se a emissão de luz se dá entre 10-10 e 10-8 s após
a irradiação, e fosforescência, que pode ser estimulada
pelo calor ou pela luz, quando recebe o nome de termoluminescência (TL) e luminescência opticamente estimulada
(OSL), respectivamente.
A partir de 1960, o uso da dosimetria TL aumentou
rapidamente devido às inúmeras vantagens da técnica e
da disponibilidade de fósforos comerciais e a facilidade da
instrumentação2.
O óxido de berílio (BeO) tem sido extensivamente estudado usando a técnica da TL, tendo em vista a aplicação do
material para dosimetria das radiações ionizantes. Em particular, o BeO é um grande atrativo para dosimetria pessoal
por apresentar número atômico efetivo baixo (Zefetivo=7,13),
que é muito próximo ao do tecido biológico (Zefetivo=7,42).
As amostras de BeO apresentam três picos TL de 75,
220 e 340ºC para curvas de emissão até 400ºC de aquecimento; o pico de 220ºC é considerado como o principal
pico dosimétrico3.
A radioterapia é uma das modalidades de tratamento mais empregadas para doenças malignas como o
câncer. A garantia de que o paciente esteja recebendo
a dose real prescrita e de que os indivíduos ocupacionalmente expostos durante o tratamento não estejam
recebendo doses efetivas superiores aos limites de dose
anuais, requer o emprego de uma técnica dosimétrica eficiente. Neste contexto, o objetivo deste estudo foi avaliar
o desempenho de amostras TL de BeO para dosimetria
de feixes de radiação X (energias baixas) aplicados à
radioterapia4.
Materiais e Métodos
Neste trabalho foram selecionadas 20 pastilhas de óxido
de berílio, com dimensões de 0,8 mm de espessura e
4,0 mm de diâmetro.
Autor correspondente: Daniela Piai Groppo – Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN/CNEN-SP) – Gerência de Metrologia das Radiações –
Avenida Prof. Lineu Prestes, 2242 – Cidade Universitária – CEP: 05508-000 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
95
Groppo DP, Silva JO, Caldas LVE
Tabela 1. Características dos feixes padronizados de radiação X para radioterapia implantados no equipamento Pantak/Seifert, de
acordo com o BIPM4.
Tensão do Tubo (kV)
T-10
T-25
T-30
T-50(a)
T-50(b)
10
25
30
50
50
Camada Semirredutora
(mmAl)
0,043
0,279
0,185
2,411
1,079
As pastilhas foram irradiadas nos feixes de radiação X no equipamento de marca Pantak/Seifert, modelo
ISOVOLT 160HS, que opera até 160 kV, do Laboratório
de Calibração de Instrumentos do IPEN (LCI). Nesse
equipamento estão implantadas as qualidades de feixes
de radiação específica para radiologia convencional, radioterapia, mamografia e radioproteção, de acordo com
as recomendações internacionais. Para este estudo foram utilizadas as qualidades de radioterapia recomendadas pelo Bureau International des Poids et Mesures
(BIPM)5. Cinco qualidades de feixe de radiação X de
energias baixas, radioterapia, estão implantadas no LCI,
suas principais características encontram-se na Tabela 1.
As medições foram realizadas na leitora RISØ TL/OSL,
modelo TL/OSL-DA-20 (Figura 1) com a técnica TL, imediatamente após as irradiações. Os parâmetros utilizados
para obtenção da curva TL foram: taxa de aquecimento
linear de 10ºC/s, temperatura final de 450ºC e fluxo constante de nitrogênio de 1 l/min. A curva de emissão foi integrada no intervalo de temperatura entre 100 e 300°C, em
que o pico dosimétrico se fez presente.
Após as avaliações TL, as pastilhas foram tratadas termicamente a 750ºC durante 15 minutos, para reutilização.
Os testes de caracterização realizados consistem
em: curva de emissão TL, limite inferior de detecção
(LID), reprodutibilidade da resposta TL, curva dose-resposta e dependência energética. Esses testes são determinantes para utilização do material como dosímetro.
Resultados
Neste trabalho, as amostras de BeO foram testadas usando feixes de radiação X de qualidades de radioterapia.
Para todos os testes, as pastilhas foram posicionadas
a uma distância de 50 cm, como para a padronização no
feixe de radioterapia. As condições foram mantidas ao
longo de todo o arranjo experimental. Convém ressaltar
que foi descontada a leitura de amostras não irradiadas
para os valores médios das respostas TL.
Curva de Emissão termoluminescência
A curva de emissão TL representa a variação da resposta
TL em função da temperatura de aquecimento. Uma curva
de emissão obtida para as amostras de óxido de berílio
está representada na Figura 2.
96
Filtração Adicional
(mmAl)
–
0,372
0,208
3,989
1,008
Taxa de Kerma no Ar
(mGy.min-1)
3,229±0,003
2,753±0,002
9,492±0,005
0,834±0,002
3,878±0,002
Figura 1. Leitora RISØ TL/OSL, modelo TL/OSL-DA-20.
60000
Resposta TL (cps)
Qualidade da Radiação
40000
20000
0
0
100
200
300
Temperatura (ºC)
400
Figura 2. Curva de emissão TL de uma pastilha de BeO exposta
à qualidade de radiação X (T-30), radioterapia, para uma dose
absorvida de 1 Gy.
Limite Inferior de Detecção
Por meio da medição da resposta TL de dosímetros não
irradiados foi possível determinar o valor do limite inferior
de detecção. O valor obtido foi de 2,2 mGy.
Reprodutibilidade
Para o teste de reprodutibilidade, as 20 amostras foram submetidas 10 vezes ao mesmo procedimento de
Avaliação de Amostras Termoluminescentes de BeO em Feixes Padrões de Radioterapia
irradiação para qualidade padrão T-30, com dose de 1 Gy,
medição da resposta TL e tratamento térmico. O desvio
padrão relativo máximo foi de 4,9%.
Curva dose-resposta
A curva dose-resposta do detector de radiação é representada pela resposta TL em função da dose absorvida
(Figura 3).
As amostras foram irradiadas com várias doses no
intervalo de 10 mGy a 10 Gy, no feixe de qualidade de
radiação T-30.
No intervalo de 0,1 a 5 Gy a curva apresenta linearidade. Esses dados foram plotados em escala linear e
realizou-se uma regressão linear; os parâmetros obtidos
foram: coeficiente linear de -0,080±0,053 e coeficiente angular de 1,131±0,018. O coeficiente de correlação linear
R2 é de 0,99974.
Dependência Energética
A fim de se determinar a dependência energética de
resposta dos dosímetros de BeO, as pastilhas foram posicionadas à distância de 50 cm do tubo e
irradiadas nos feixes das qualidades de radioterapia
implantadas no LCI. Esse procedimento foi utilizado
para determinar o coeficiente de calibração para cada
energia, sendo normalizado para o feixe de qualidade T-30, determinando-se então o fator de correção.
O coeficiente de calibração e o fator de correção para
cada qualidade de radiação estão representados na
Tabela 2.
A dependência energética das pastilhas está ilustrada
na Figura 4.
Os primeiros resultados apresentados são referentes
à curva de emissão das amostras de BeO. Pode-se
notar que o pico dosimétrico está na região de 150 a
300ºC. Foi possível observar também que o terceiro
pico desse material está localizado em cerca de 375ºC.
O primeiro pico característico para o BeO, aproximadamente a 75ºC, não pôde ser observado, pois sua
intensidade pode ser considerada desprezível em relação às outras. Não foi constatada variação significativa
na curva de emissão das 20 amostras TL estudadas, o
desvio padrão máximo obtido de 4,9, portanto dentro
do recomendado pela TRS 3986.
2,0
1000
Fator de correção
Resposta TL relativa (u.a.)
10000
1,5
100
10
1,0
0,5
0,0
10
100
1000
10000
0,5
1,0
1,5
2,0
Camada semirredutora (mmAl)
2,5
Dose absorvida (mGy)
Figura 3. Curva dose-resposta das pastilhas de BeO para qualidade de radiação X (T-30), radioterapia, para doses de 0,01;
0,1; 1; 5 e 10 Gy.
Figura 4. Dependência energética da resposta dos detectores
de BeO, em feixes de qualidade de radioterapia.
Tabela 2. Coeficientes de calibração e fatores de correção das pastilhas de BeO utilizando feixes padrões de qualidade radioterápica.
Qualidade da Radiação
T-10
T-25
T-30
T-50(a)
T-50(b)
Camada Semirredutora
(mmAl)
0,043
0,279
0,185
2,411
1,079
Coeficiente de Calibração
(mGy/cps)
4,817
2,424
2,590
1,902
2,089
Fator de Correção
Desvio Padrão Relativo (%)
1,860
0,936
1,000
0,734
0,806
9,8
8,4
8,9
7,7
8,2
97
Groppo DP, Silva JO, Caldas LVE
Foi determinado também o limite inferior da curva de
detecção para as amostras de BeO, aproximadamente
2,2 mGy.
A curva de dose-resposta do BeO à radiação X de
energias baixas (Figura 3) apresentou linearidade entre as
doses de 100 mGy e 5 Gy, sendo a linearidade comprovada pelo valor de R2 obtido na regressão linear.
Ao analisar a Figura 4, os dosímetros apresentaram
alta dependência energética considerando a qualidade de
radioterapia T-10. Entretanto, ao se desconsiderar a qualidade cuja camada semirredutora é 0,043 mmAl, a dependência energética obtida para as demais qualidades de radioterapia, T-25, T-30, T-50(a) e T-50(b), é de apenas 13,9%.
Este fato é pouco importante para dosimetria de feixe, uma
vez que o conhecimento da sua dependência permite o uso
de fatores de correção para adequação da dosimetria termoluminescente para as diferentes qualidades.
As amostras TL de BeO para dosimetria de radiação
X de radioterapia de energias baixas apresentaram respostas satisfatórias para o emprego da técnica em dosimetria de feixe.
98
Agradecimentos
Os autores são gratos pelo apoio financeiro parcial
da CAPES, FAPESP, CNPq e MCT (Projeto INCT de
Metrologia das Radiações na Medicina), Brasil.
Referências
1. International Atomic Energy Agency. Radiation oncology physics: A
handbook for teachers and students. Vienna; 2005.
2. McKeever SWS, Moscovitch M, Townsend PD. Thermoluminescence
dosimetry materials: Properties and uses. Ashford: Nuclear Technology
Publishing; 1995.
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material. Radiat Meas 1998; 29(6):639-50.
4. Metcalfe P, Kron T, Hoban P. Physics of radiotherapy X-rays from linear
accelerators. Madinson: Medical Physics Publishing; 2007.
5. Bureau International des Poids et Mesures. Measuring condition used for
the calibration of ionization chambers at the BIPM. Sèvres; 2004.
6. International Atomic Energy Agency. Absorbed dose determination in
external beam radiotherapy TRS 398. Vienna; 2000.
Artigo Original
Uso do método fuzzy c-means
para segmentação de imagens
dermatoscópicas de lesões de pele
Use of the c-means fuzzy method to
skin lesion dermatoscopic image segmentation
Talita S. Coelho1, Marco A. R. Fernandes 2, Hélio A. Miot 2 e Hélio Yoriyaz1
Centro de Engenharia Nuclear do Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN) – São Paulo (SP), Brasil.
2
Departamento de Dermatologia e Radioterapia da Faculdade de Medicina de Botucatu (FMB-UNESP) –
Botucatu (SP), Brasil.
1
Resumo
Este trabalho consiste em apresentar um método de clusterização chamado fuzzy c-means, utilizado na segmentação de imagens dermatoscópicas
de lesões de pele. Este tipo de segmentação é baseada no método de crescimento de região que o difere dos métodos convencionais de clusterização
por utilizar o conceito de números fuzzy, uma vez que são apropriados para lidar com incertezas referentes as regiões (clusters) de uma dada
imagem. O método consiste em calcular o grau de pertinencia de um dado pixel em relação as regiões que ele pode pertencer, definida por uma
determinada vizinhança. Neste trabalho este método foi aplicado em três imagens de lesão de pele sendo, dois melanomas e um nevo, obtendose três classes de clusters para cada imagem. Estes clusters foram utilizados para calcular dois valores de limiar. Estes limiares foram aplicados
no algoritmo de binarização, para a segmentação da imagem. Com o intuito de se verificar a eficiência deste método nestes tipos de imagem,
as imagens segmentadas por meio do método fuzzy c-means foram comparadas com as mesmas imagens segmentadas por meio do algoritmo
de Otsu, obtendo-se assim uma segmentação visivelmente melhor do algoritmo FCM em relação ao de Otsu, isto ocorre devido à influência dos
números fuzzy, onde um pixel pode pertencer a mais de uma região, porém com diferentes graus de pertinência.
Palavras-chave: imagens dermatoscópicas, segmentação, fuzzy c-means.
Abstract
This work describes a clustering method called c-means fuzzy, utilized for skin lesion dermatoscopic image segmentation. This type of segmentation is based
on the method of region grow that differs from conventional clusterization methods by the use of the concept of fuzzy numbers, once that it is appropriate
to deal with uncertainties referent to image regions (clusters). The method consists in calculating the pixel pertinence degree in relation to the regions that
it can pertain, defined by a given neighborhood. In this work this method was applied in three images of skin lesion that are: two melanomas and one nevu;
obtaining three clusters class to each image. These clusters were used to calculate two threshold values. These thresholds were applied in the binarization
algorithm to image segmentation. With aim of verify the efficiency of the method, the segmented images through c-means fuzzy method was compared with
same images segmented by Otsu algorithm. The segmentation obtained by the FCM algorithm was visibly better than that obtained by Otsu algorithm, this
occurs due to the fuzzy numbers influence, where a pixel can pertain to more than one region, but with different pertinence degree.
Keywords: dermoscopic images, segmentation, c-means fuzzy.
Introdução
O câncer de pele é a neoplasia maligna mais incidente no
Brasil, correspondendo aproximadamente a 25% de todos os
tumores diagnosticados1. O melanoma maligno (MM) é sua
apresentação menos frequente, sendo responsável por cerca
de 4% de todos os diagnósticos. Um melhor prognóstico da
doença está associado ao seu diagnóstico precoce, ou seja,
detecção no seu estágio inicial (melanoma in situ). A lesão em
fase mais avançada, isto é, após sua infiltração nas camadas inferiores da pele, acarreta numa grande possibilidade de
metástase com cura praticamente nula. Isto faz com que o
câncer de pele tenha o maior índice de mortalidade em comparação com os outros tumores não melanomas.
A grande maioria dos métodos de diagnóstico do melanoma baseia-se na chamada regra do ABCD, em que são
Autor correspondente: Talita Salles Coelho – Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN/USP) – Avenida Prof. Lineu Prestes, 2242 – Cidade
Universitária – CEP: 05508-000 – São Paulo (SP), Brasil – [email protected]
99
Coelho TS, Fernandes MAR, Miot HA, Yoriyaz H
analisados fatores físicos observados nas lesões, tais como:
assimetria, borda, coloração e diâmetro. Esta metodologia
foi proposta inicialmente por Wilhelm Stolz em 19942, devido à dificuldade do diagnóstico precoce do melanoma e
sua comum confusão com nevos e pintas benignas (nos
estágios iniciais).
A dermatoscopia é uma técnica não invasiva de reconhecimento das estruturas superficiais da pele, servindo então
para a magnificação (em até 400x) e avaliação de imagens do
tecido cutâneo. Os parâmetros da regra do ABCD podem ser
observados através do dermatoscópio, exigindo certo grau
de experiência e conhecimento de seu operador, que é um
fator diferencial, mas subjetivo na tarefa de classificação dos
tumores de pele com base em sinais visuais (imagens). Visto
que cada apresentação de câncer de pele possui características próprias quanto à forma e coloração, cada exame tem
como primeiro passo diferenciar lesões melanócitas de não
melanócitas, e posteriormente, classificá-las em benignas,
malignas ou suspeitas.
A proposta do emprego de métodos de processamento
digital de imagens (PDI), aliado a dermatoscopia digital pode
auxiliar no saneamento do possível problema inerente na dermatoscopia, ou seja, o nível de subjetividade imposto pelo
dermatologista e clínico avaliador. Neste sentido, o sistema de
PDI pode ser usado para análise computacional das imagens
de lesão de pele adquiridas, classificando-as e produzindo
resultados baseados em suas informações de cor, forma e
aspectos geométrico-morfológicos associados3.
Um sistema de PDI é constituído de várias etapas e
possui a capacidade de produzir uma resposta com base
em um domínio do problema, no qual cada etapa é executada por uma série de algoritmos computacionais a fim
de se obter um resultado ideal a partir da imagem digital.
As etapas básicas de um sistema de PDI são: aquisição da
imagem, pré-processamento, segmentação, extração de características e reconhecimento/interpretação.
A segmentação é uma das etapas mais importantes, uma
vez que segmentada uma imagem erroneamente, a extração
das características não será feita de maneira correta, principalmente quando se extrai fatores associados a regiões de borda.
Segmentar uma imagem consiste no processo de subdividir seus elementos (pixels) em múltiplas regiões, mediante a análise de suas características comuns, ou seja, extrai-se os objetos ou áreas de interesse presente na imagem.
Normalmente as técnicas de segmentação estão associadas
ao conceito de região. Esta caracterização pode, muitas
vezes, estar completamente relacionada com a aplicação.
Assim a região pode ser vista como um conjunto de pixels
conectados e envolvidos por uma borda também de pixels
criando um contorno.
Técnicas recentes têm caracterizado a detecção de borda como um problema de raciocínio fuzzy. A ideia de utilizar
números fuzzy para detecção de bordas foi inspirada nos trabalhos de Jawahar e Ray4,5, os quais aplicam estes números
para definir histogramas e matrizes de coocorrência fuzzy.
Estas técnicas têm mostrado bons resultados na área de processamento de imagens e visão computacional.
100
As técnicas fuzzy permitem uma maneira diferente de
lidar com as incertezas devido à imprecisão dos valores
de tons de cinza presentes na imagem, sendo possível utilizar
a pertinência fuzzy para estes valores. Várias abordagens fuzzy para a segmentação de imagens têm surgido, tais como
algoritmos de classificação fuzzy, medidas de fuzzificidade e
informação da imagem e geometria fuzzy.
A classificação fuzzy é lida essencialmente como particionar um conjunto de dados em um determinado número de
clusters homogêneo, com relação a uma medida de similaridade adequada. A diferença deste em relação ao algoritmo
K-means está na forma com que se trabalha com as incertezas, isto é, um dado pixel pode pertencer a mais de um
cluster com graus de pertinências diferentes, enquanto que
no convencional ele pertence somente a um cluster.
O método mais conhecido de clusterização fuzzy, é o algoritmo fuzzy c-means (FCM), que foi proposto por Dunn e
generalizado por Bezdez6,7.
Neste trabalho foi proposta a utilização do algoritmo FCM,
implementado no toolbox de sistemas fuzzy presente no software Matlab versão 7.98, no qual se aplica este algoritmo em
imagens de lesões de pele, e calcula-se um limiar (threshold),
com base nos resultados da clusterização, e então se obtém
a imagem binarizada (segmentada). Este método é comparado com o algoritmo de Otsu, a fim de se averiguar qual é
o método mais adequado à segmentação destas imagens.
Material e Métodos
As imagens utilizadas neste trabalho foram cedidas pelo departamento de dermatologia da faculdade de Medicina de
Botucatu. Estas imagens dermatoscópicas foram obtidas por
meio de uma câmera digital na qual possui um dermatoscópio acoplado, com capacidade de ampliação de até 100x do
tamanho da lesão.
O algorítmo FCM foi aplicado à imagem com o objetivo de
segmentá-la, ou seja, detectar a borda da lesão. Este processo consiste em dividi-la em classes de clusters, onde estes
são calculados determinando-se os agrupamentos e seus
centros segundo a norma euclidiana existente entre um dado
e os centros dos agrupamentos. Desta forma, quanto mais
próxima do centro de um agrupamento o dado estiver, maior
será seu grau de pertinência a esse agrupamento.
Dado um conjunto de entradas xmn= {x11,x12,...,xmn}. Um
grupo de matrizes reais kxn é representado por Ukn, onde c
é um inteiro obedecendo à relação 2≤k≤n, a partição fuzzy
definida para x é:
k
n
Mƒcn = {U ∈ Ukn:uci ∈ [0,1], ∑ uci = 1< ∑ uci < n} (1)
c=1
i=1
na qual uci é o grau de pertinência para xmn em um agrupamento c = (1,...,k).
A forma de determinar se o algorítmo FCM encontra uma
partição fuzzy ótima é definida pela função objetivo:
n
k
M
Jm= ∑ ∑ uci χmn − νmc
i=1 c=1
2
(2)
Uso do método fuzzy c-means para segmentação de imagens dermatoscópicas de lesões de pele
na qual vmc = (v11,...,vmc) é a matriz que contém os centros
dos agrupamentos, M é o coeficiente fuzzy responsável pelo
grau de fuzzificação dos elementos xmn e vmc, e o centroide do
c-ésimo cluster.
Esta função objetivo é utilizada para obtenção dos clusters, calcula a distância euclidiana, entre os dados da imagem
e os centros dos clusters.
O centro vmc(t) de cada agrupamento c (c=1,..., k) para
uma iteração t, pode ser calculado pela equação:
n
(t)
νmc=
∑
i=1
n
∑
i=1
(t) M
uci
χmn
(3)
(t) M
uci
Os novos centros vmc(t) e os valores de pertinência podem
ser obtidos pela Equação 4.
O critério de parada do algoritmo deve estar relacionado
ao momento quando se chega num estado em que as posições dos centros dos clusters calculadas num dado instante
não diferem das posições num instante anterior.
(t+1)
1
uci =
2
•
•
2
(t)
2
χmn − νc
c=1
1.
•
(t)
χmn − νmc
k
M-1
2. Gera-se aleatoriamente a partição fuzzy u0, obedecendo
as restrições impostas pela Equação 1.
3. Atribui-se ao contador de iterações (t) o valor 0.
4. Atribui-se Jm(t)=0.
5. Calcula-se os centroides dos clusters (vmc(t)), segundo a
Equação 3.
6. Calcula-se a função objetivo Jm(t+1) por meio da Equação 2.
7. Atualiza-se a matriz de pertinência uci(t+1) para os novos
centros dos clusters, onde:
2
se χmn − νmc >0 , calcula-se o grau de pertinência uci, pela
Equação 4,
senão se
(t)
O algoritmo FCM foi aplicado neste trabalho, tendo como
parâmetros: a imagem de uma lesão e a quantidade de classes de clusters desejados. No presente caso foram definidas
três classes, sendo que na classe 1, foram obtidos valores
de tonalidades baixos; na classe 2, valores de tonalidades
médios e na classe 3, valores de tonalidades altos. Para os
demais parâmetros, foram utilizados os valores de default,
fornecidos pelo Matlab, que são: ε= 1 e -5, M=2 e tmáx.=100.
Uma vez executado o algoritmo, foram obtidas as três
classes de clusters. Para a segmentação da imagem, foi aplicada a binarização e para isto foi calculado o limiar por meio
dos 3 clusters obtidos do algoritmo anterior.
Foram calculados dois limiares: level0 e level1. Um dos
limiares foi obtido utilizando-se os clusters 1 e 2 que contêm
os valores de intensidades baixas e médias. O outro limiar foi
obtido utilizando-se os clusters 2 e 3, com valores de intensidades médias e altas.
Uma vez obtido o valor de limiar, a imagem foi binarizada,
obtendo-se assim duas imagens binarizadas, cada uma com
um valor de limiar, level0 e level1.
(4)
O algorítmo fuzzy apresenta-se da seguinte maneira9:
Inicializa-se os seguintes parâmetros:
número de clusters c, que é a quantidade de grupos a
serem formados.
número máximo de iterações e taxa de erro mínimo (ε)
que são os critérios de parada.
coeficiente fuzzy M, responsável pelo grau de fuzzificação,
sendo M ∈ (1,¥).
(t)
9. Se a condição de parada é falsa (δ< ε) finaliza-se o algoritmo, senão t = t + 1 e volta-se ao passo 5.
2
χmn − νmc =0 então u = 1
ci
senão uci = 0.
8. A cada execução do algoritmo, é verificado se os critérios
de parada são atendidos (iteração e taxa de erro).
-Calcula-se δ = Jm(t+1) - Jm(t) (cálculo da função erro).
Resultados
Para avaliação de desempenho, a técnica de FCM foi testada em três imagens diferentes, dois melanomas e um nevo
e, comparada com os resultados obtidos pelo algoritmo de
Otsu, que consiste em encontrar um limiar global automático
e a partir deste binarizar a imagem.
As Figuras 1 a 3 apresentadas abaixo, correspondem às
três imagens analisadas: melanoma1, melanoma2 e nevo.
Cada uma destas figuras é composta por quatro imagens:
a primeira é a imagem dermatoscópica da lesão de pele original, a segunda é a imagem segmentada pelo algoritmo de
Otsu, a terceira é a imagem segmentada, utilizando um limiar
calculado por meio do algoritmo FCM0 e a quarta é a imagem segmentada, utilizando um limiar calculado por meio do
algoritmo FCM1.
Observa-se nas Figuras 1 e 2 que a imagem melhor segmentada foi a de FCM0, por delinear melhor a região de borda
da lesão. Isto ocorre pelo fato das imagens originais possuírem uma grande diferença de tonalidade entre as regiões
de lesão (baixa intensidade) e a de fundo (alta intensidade),
assim, o FCM0, utiliza os clusters 1 (com valores de baixas
intensidades) e 2 (com valores de intensidades médias) para
calcular o valor do limiar. Nestes casos, quanto mais baixos
forem os valores de limiar melhor é o resultado.
O algoritmo de Otsu também apresenta uma imagem
segmentada, porém com uma borda menos refinada do que
com o FCM0, este fato é devido ao valor do limiar calculado,
pelo algoritmo FCM0 ser menor do que o de Otsu. Provando
desta forma que este algoritmo apresenta melhor resultado
em relação ao de Otsu.
101
Coelho TS, Fernandes MAR, Miot HA, Yoriyaz H
No caso do algoritmo FCM1 o valor do limiar encontrado
foi muito alto, devido a utilização dos clusters 2 (com valores
de intensidades médios) e 3 (com valores de intensidades altos) e, com isso, a segmentação torna-se ruim para este tipo
de imagem, não sendo possível separar a borda da lesão.
A Figura 3 difere das Figuras 1 e 2 pela proximidade nas
intensidades dos pixels, isto é, a lesão em relação ao fundo
não apresenta uma alta variação nas intensidades dos pixels,
ambos possuem altos valores de intensidades, desta forma o
algoritmo que apresenta um melhor resultado é o FCM1, pois
o seu cálculo é realizado por meio dos clusters de médias e
altas intensidades, o que gera um valor de limiar alto.
Neste caso, o algoritmo de Otsu é melhor do que o do
FCM0, devido ao seu valor de limiar ser maior.
Figura 1. Segmentação de imagem do melanoma 1.
Este trabalho apresenta uma abordagem para detecção de
bordas em imagens dermatoscópicas de lesões de pele, por
meio do algoritmo FCM, que utiliza a teoria dos números fuzzy
para extrair borda.
Nestes tipos de imagens, pode ou não haver uma grande
diferença de contraste entre a região da pele e a região da
lesão, sendo assim, a ideia de se trabalhar com três classes
de clusters se torna plausível, uma vez que, se a imagem analisada possuir grande diferença de contraste entre a região da
lesão e da pele, o algoritmo FCM0 vai apresentar um melhor
resultado de segmentação, devido ao seu valor de limiar ser
baixo. Porém, se a imagem possuir uma pequena diferença
de contraste o algoritmo FCM1 será mais adequado, pois trabalha com um valor de limiar alto.
Observa-se bons resultados deste método em relação ao
método de Otsu. Isto ocorre devido à influência dos números
fuzzy, onde um pixel pode pertencer a mais de uma região,
porém com diferentes graus de pertinência.
Agradecimentos
Os autores agradecem o apoio financeiro da CAPES.
Referências
Figura 2. Segmentação de imagem do melanoma 2.
Figura 3. Segmentação de imagem de um nevo.
102
1. Faria SL, Salvajoli JV, Souhami L. Radioterapia em Oncologia. Rio de Janeiro:
Medsi; 1999.
2. Stolz W, Riemann A, Cognetta AB, Pillet l, Abmayr W, Holzel D. ABCD rule of
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1973;3(3):32-57.
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clustering algorithms. J Classif. 1988;5(2):237-47.
8. Matsumoto EY. Matlab 7: fundamentos. São Paulo: Érica; 2004.
9. Santos MO. Armazenamento e recuperação de documentos XML heterogêneos:
aplicando técnicas de KDD para apoiar o projeto físico em SGBD’s XML Nativos.
[Dissertação de Mestrado]. Rio de Janeiro: Instituto Militar de Engenharia; 2007.
Artigo Original
Aplicação de contornos ativos
para a segmentação de nódulos em
imagens de ultrassonografia da mama
Application of active contours for nodules
segmentation in breast ultrasound images
Karem D. Marcomini1, Homero Schiabel1 e Luciana B. Verçosa1
Departamento de Engenharia Elétrica da Escola de Engenharia de São Carlos da Universidade de São Paulo (USP) – São Carlos (SP), Brasil.
1
Resumo
Ultrassom é uma ferramenta de diagnóstico muito útil na distinção de massas benignas e malignas da mama, além de proporcionar avaliação mais
detalhada em mamas densas. Diante da subjetividade na interpretação das imagens, os esquemas de diagnóstico auxiliado por computador têm
oferecido alto desempenho, fornecendo ao médico uma segunda opinião de forma mais precisa e confiável. Com esse intuito, propomos a aplicação
de um método de segmentação dado de forma automática, por meio da técnica de contorno ativo, para fornecer precisamente informações relativas
à localização e determinação dos limites de possíveis achados suspeitos em exames de ultrassonografia da mama. Os testes de segmentação foram
aplicados num total de 50 imagens clínicas, contendo algum tipo de lesão evidenciada em exames de rotina. A partir do contorno, o radiologista
poderia ter maior compreensão dos aspectos morfológicos, possibilitando, portanto, um diagnóstico mais conciso. Com a finalidade de verificar a
exatidão dos limites demarcados pela segmentação automática, as segmentações foram comparadas por meio de métricas de avaliação quantitativa
com a área delineada manualmente por uma radiologista. Os resultados obtidos com os valores médios revelaram taxas de aproximadamente 92%
na acurácia, 73% em sensibilidade e 94% referente ao valor preditivo positivo.
Palavras-chave: câncer de mama, ultrassom, segmentação, contorno ativo, avaliação.
Abstract
Ultrasound is a useful diagnostic tool to distinguish benign from malignant masses of the breast, providing more detailed evaluation in dense breasts.
Due to the subjectivity in the images interpretation, computer-aid diagnosis schemes have offered high performance, providing a second opinion
more accurately and reliably to the physician. Thus, we propose to apply an automatic segmentation method by using the technique of active contour,
which could provide precise information on localization and determination of the limits of possible suspicious findings in breast ultrasound exams.
The segmentation was applied to 50 clinical images containing some type of lesions evidenced in routine exams. From the contour, the radiologist
could have a greater knowledge of the morphological features, which allows a more accurate diagnosis. In order to verify the accuracy of the edges
obtained by segmentation technique, the results were compared with the area manually delineated by a radiologist by using quantitative evaluation
metrics. The results showed average rates of approximately 92% in accuracy, 73% in sensitivity and 94% relative to the positive predictive value.
Keywords: breast cancer, ultrasound, segmentation, active contour, evaluation.
Introdução
O câncer de mama é um dos maiores problemas de saúde pública, por ser uma das doenças de maior impacto devido à elevada e preocupante incidência, enormes
custos sociais, elevadas consequências físicas e psicológicas, altas taxas de mortalidade. Este tipo de neoplasia
ocupa o primeiro lugar entre os cânceres mais incidentes
em mulheres. Conforme a previsão do Instituto Nacional
do Câncer (INCA)1 para 2012, estima-se a ocorrência de
52.680 novos casos no Brasil. Com isso, uma das maiores preocupações concentra-se na detecção precoce de
lesões na mama, fator esse de extrema importância, pois
permite o aumento das chances de sobrevida das pacientes e possibilita a realização de tratamentos menos agressivos (redução da mastectomia)2.
Atualmente, o instrumento mais efetivo para o diagnóstico precoce é a mamografia, principal modalidade por
imagem para avaliação de alterações clínicas na mama3,4.
No entanto, mesmo apresentando alta sensibilidade na
Autor correspondente: Karem Daiane Marcomini – Departamento de Engenharia Elétrica da Escola de Engenharia de São Carlos (EESC) da Universidade
de São Paulo (USP) – Avenida Trabalhador São-carlense, 400 – CEP: 13566-590 – São Carlos (SP), Brasil – Email: [email protected]
103
Marcomini KD, Schiabel H, Verçosa, LB
detecção, sua especificidade é baixa em se tratando de
casos de mamas densas. Dessa forma, são altas as chances de um falso-positivo levar a biópsias desnecessárias
e, por conseguinte, é necessário investigar modalidades
alternativas que aumentem a precisão diagnóstica e auxiliem a detecção precoce no exame mamário.
Com os avanços tecnológicos, a ultrassonografia vem
despontando como valioso complemento diagnóstico
para a mamografia. Atualmente, é a principal técnica de
triagem adjunta à mamografia4, com eficácia de 95–100%
na diferenciação de nódulos sólidos e císticos e proporcionando a redução de 25–35% no número de biópsias desnecessárias5, além de permitir a avaliação em pacientes
jovens e em mamas densas. No entanto, não deve substituir a mamografia, devido a suas limitações na detecção e
caracterização de calcificações, distorções arquiteturais
e nódulos localizados em áreas nas quais predominem
tecido adiposo3.
Com a finalidade de combater o agravo clínico da
doença, têm surgido sistemas computacionais úteis
no auxilio ao diagnóstico, os quais permitem identificar
e caracterizar anormalidades encontradas em um exame de imagem médica, do qual advém o termo CAD
(Computer-Aided Diagnosis). Contudo, um dos maiores
problemas desse tipo de sistema, quando consideradas
imagens de ultrassom, advém da baixa qualidade da
imagem, influenciada pelo speckle, e o baixo contraste
entre as áreas de interesse, que dificulta a segmentação
(etapa essencial do processamento). A elevada taxa de
insucesso na determinação dos limites e na caracterização do tecido se deve, frequentemente, a falha na
segmentação6. Em virtude disso, este trabalho investiga
um algoritmo que permite a detecção e delimitação, de
maneira automática, de possíveis achados ultrassonográficos, bem como a eficiência do método apresentado,
comparando-o com o delineamento manual realizado
por um radiologista.
Material e Métodos
Para a realização dos presentes testes, houve necessidade da formação de um banco de imagens ultrassonográficas de mama, que acabou consistindo em 83 imagens
clínicas adquiridas durante procedimentos de rotina para
o diagnóstico da mama, procedentes do Centro Integrado
de Diagnóstico por Imagem, na Irmandade Santa Casa da
Misericórdia de São Carlos – São Paulo.
A aquisição foi realizada pelo aparelho Siemens G50,
com transdutor de matriz linear de 7.5 MHz modo-B.
A imagem foi capturada com sinal de vídeo de 8 bits de
resolução (256 níveis de cinza).
Com o auxílio do software ImageJ 1.45, uma radiologista determinou a localização de uma ou mais massas
suspeitas, presentes em cada imagem, e realizou os recortes que julgou necessários. Esses recortes, ou regiões de interesse (ROIs – Regions of Interest), possuem
104
formato retangular e incluem a lesão e os tecidos adjacentes. No total, foram determinadas 50 ROIs.
Depois de obtidas as ROIs, foram aplicadas técnicas de
processamento digital, utilizando o ambiente de desenvolvimento MATLAB 7.11.0 (2010b), com a finalidade de identificar a região que possui algum tipo de achado suspeito e
delimitar, de forma mais precisa possível, seus limites.
Dessa forma, efetuou-se então a segmentação, utilizando a técnica de contorno ativo, também chamada de
snakes, cujo objetivo é minimizar a energia através da deformação de um contorno inicial em um conjunto de forças internas e externas7,8. A energia interna depende da
forma do contorno e sua localização; já a energia externa
depende do gradiente da imagem9,10.
A energia funcional é a adição de uma função de
energia interna do contorno (Eint) e a energia externa
da imagem (Eext) no conjunto de pontos (v(s)) que compõem o contorno ativo nas coordenadas x e y desses
pontos11. A energia funcional (Esnake) é mais bem exemplificada na Equação 1.
Esnake (v(s)) =
∫
1
S=0
{Eint (v(s)) + Eext(v(s))}ds (1)
Ao substituir a função da energia interna da imagem,
temos a soma de diferenciais de primeira e segunda ordem para cada ponto procurado na vizinhança local do
ponto de contorno selecionado. Já a energia externa remete a características de borda11. Portanto, a Equação 1
pode ser reescrita na Equação 2.
∫
Esnake=

dv(s) +
α(s)
ds
S=0 

1
2
β(s) d v(s)
ds2
2

+ −


(
)

∇Gσ(x,y)*I(x,y)2  ds (2)

O contorno é definido parametricamente como
v(s)=[x(s),y(s)] onde s � [0,1] é o comprimento do arco
normalizado ao longo do contorno. A energia elástica de
alongamento é controlada pelo espaçamento de ponto
α(s), que rege a continuidade do contorno (espaçamento dos pontos representados — quanto mais alto for seu
valor, mais espaçados serão os pontos representados).
Já a energia de curvatura é controlada por β(s), o qual,
se representado por alto valor, implica formas com cantos
mais agudos, enquanto baixo valor remete a contornos
mais suaves9-11.
A energia externa atrai o snake para característica de
baixo nível, como brilho ou informações referentes à borda11. Isso é dado pelo nível de cinza da imagem (I(x,y)) e
pela função de borramento (Gσ(x,y)) perpendicular à orientação do contorno nas coordenadas (x,y)10.
O fluxo do vetor gradiente, obtido por meio do cálculo de um campo de forças, conduz o contorno ativo ao
alongamento e flexão, mediante a aplicação das equações
apresentadas, criando um mapa de borda da imagem.
A Figura 1 representa o exemplo dado12,, da evolução do
contorno ativo após algumas interações, quando aplicado
a um objeto ruidoso.
Aplicação de contornos ativos para a segmentação de nódulos em imagens de ultrassonografia da mama
O contorno ativo foi desenvolvido com base no algoritmo apresentado13, em que o contorno inicial é dado por
meio de um retângulo localizado no centro da imagem,
cuja dimensão varia de acordo com o tamanho da imagem, pois significa que, quanto maior for a ROI, maior
deverá ser o nódulo presente. O tamanho do retângulo
utilizado aqui foi de 60% da quantidade de pixels correspondentes à altura e largura, ou seja, para uma imagem de
160x200 pixels, o retângulo apresenta-se disposto em seu
centro e deverá corresponder a 96x120 pixels.
Após definido o tamanho, o contorno tende a ser
alongado ou flexionado, de acordo com a similaridade encontrada na região. Para que fosse possível obter maior
adequação do contorno ao objeto, o processo se constituiu de mil interações, com energia de curvatura equivalente a 0,005.
Após a definição dos limites do objeto, foi aplicado um
pós-processamento, buscando eliminar os pixels indesejados. Para isso, levou-se em consideração que cada
ROI deveria possuir apenas uma lesão, e que esta seria
a região com maior área (região em branco). A partir daí,
seriam analisados todos os componentes conectados.
Caso o pixel vizinho ao pixel sob análise possuísse conectividade com a região de maior área, ele seria mantido
na imagem resultante; caso contrário, seria considerado
como ruído e removido. Também foi verificada a presença
de vales internos na região assinalada: em os havendo,
esses pixels seriam adicionados à área segmentada, formando, dessa forma, uma única região.
Buscando medir quantitativamente a precisão do método de segmentação proposto, além de reduzir a subjetividade visual da análise, foram utilizadas algumas métricas. Uma radiologista traçou manualmente o contorno
sobre a massa suspeita. Essa área é denominada ground
truth (GT), e foi comparada com a obtida automaticamente
pelo segmentador proposto. Caso a região segmentada
coincidisse com o GT, era denominada como verdadeiro-positivo (VP); se o classificador, porém, a considerasse
como região negativa, contava-se como falso-positivo
(FP). Por outro lado, se os pixels não pertenciam ao GT e
assim foram classificados, contavam como verdadeiros-negativos (VN); por fim, estando presentes na segmentação (incorreta, portanto), foram definidos como resultados
falsos-negativos (FN). A partir disso, derivaram-se três métricas de avaliação: acurácia, sensibilidade e valor preditivo
positivo (VPP)14.
A acurácia mede a proporção de classificações corretas em relação ao total de elementos classificados, conforme Equação 3.
Acurácia = (VP+VN)|(VP+VN+FP+FN)(3)
A sensibilidade representa a proporção de elementos
apresentados no GT que foram identificados corretamente, conforme Equação 4.
Sensibilidade = VP|(VP+FN)(4)
Por fim, foi calculado o VPP, o qual mede a proporção
de pixels da região segmentada que foi classificada corretamente, exibida na Equação 5.
VPP = VP|(VP+FP)(5)
Resultados
As ROIs foram submetidas à técnica de segmentação por
contorno ativo, objetivando a localização automática e delimitação precisa dos limites das massas suspeitas apresentadas. A Figura 2 destaca uma lesão suspeita em uma
ROI clínica de ultrassonografia da mama, seguida pela
segmentação, aplicação do pós-processamento e, por
fim, sobreposição do contorno sobre a imagem original.
Buscando minimizar a subjetividade dada pela inspeção
visual promovida por especialistas, foram utilizadas métricas
para avaliar o resultado de forma quantitativa. Este processo
verificou a exatidão da segmentação nas 50 imagens selecionadas, nas quais a radiologista traçou manualmente o contorno de cada massa suspeita. A partir do contorno, pôde ser
demarcada sua área (a Figura 3 apresenta o traço da especialista e a determinação da área), a qual posteriormente foi
comparada com a adquirida pelo segmentador proposto.
O resultado obtido com a aplicação das métricas comparativas é exposto na Tabela 1, que exibe os valores médios percentuais obtidos por cada método de avaliação.
Tabela 1. Métricas de avaliação da segmentação.
Contorno Ativo
Acurácia
91,76%
Sensibilidade
72,59%
VPP
93,93%
Figura 1. Curso evolutivo do contorno ativo.
105
Marcomini KD, Schiabel H, Verçosa, LB
A segmentação é uma difícil tarefa em imagens de ultrassom devido à presença do ruído speckle, que degrada
significativamente a sua qualidade e dificulta a discriminação de alguns detalhes. Por isso, a grande maioria dos
métodos de segmentação apresentados para realizar
tal atividade é aplicada após o emprego de técnicas de
pré-processamento, com a finalidade de tentar minimizar
o ruído. O uso desse procedimento torna a imagem de
saída mais uniforme para que possa, então, ser submetida
à segmentação.
Alguns testes de pré-processamento foram aplicados.
Contudo, ao utilizar o contorno ativo para segmentar essas imagens, a borda da lesão deixava de ser reconhecida, na maioria dos casos. Isso se deve ao fato de que
a imagem passava a apresentar fronteiras mais suaves e
níveis de cinza mais uniformes entre o objeto e o fundo,
tornando o método não tão eficiente quanto o desejado.
Diante disso, a técnica passou a ser aplicada diretamente
sobre a ROI de entrada, ou seja, com ausência de qualquer tipo de processamento inicial. Isso fez com que não
ocorressem distorções quanto aos limites da massa suspeita, bem como em seu aspecto morfológico. Contudo,
A
B
C
D
Figura 2. Imagem de entrada (A), aplicação da segmentação (B) e remoção das regiões adjacentes (C); em seguida, o contorno é
sobreposto à imagem original (D).
A
B
Figura 3. Delimitação do contorno pela especialista (A) e extração da área da lesão demarcada (B).
106
Aplicação de contornos ativos para a segmentação de nódulos em imagens de ultrassonografia da mama
a imagem ficou mais suscetível ao ruído, o que permitiu a
representação de bordas mais irregulares e espiculadas.
A grande dificuldade encontrada no método apresentado dá-se na escolha do tamanho do retângulo, o qual
dará início ao snake. Todavia, considera-se que a dimensão escolhida foi adequada para o processo retratado,
além de permitir que ele ocorra automaticamente. Outro
problema apresentado se deve à complexidade algorítmica, na qual o processo decorre do uso de muitas operações numéricas, e requer uma grande quantidade de interações, até atingir a convergência dos dados. Com isso,
é uma técnica que exige um alto custo computacional e
torna o processo relativamente lento, levando em torno de
30 segundos para processar cada ROI.
O resultado apresentado pela comparação da imagem
delineada pela radiologista com a obtida pelo segmentador
apresentou-se satisfatório e, com isso, verifica-se que a segmentação por contorno ativo desponta como uma interessante ferramenta no processo de segmentação de massas
mamárias em imagens clínicas ultrassonográficas digitais.
Agradecimentos
Os autores agradecem à Fundação de Amparo à Pesquisa
do Estado de São Paulo (FAPESP), pelo apoio financeiro; e
ao Hospital Irmandade Santa Casa da Misericórdia de São
Carlos, pelo fornecimento das imagens.
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digitais e suas aplicações na detecção de borda. [Tese de Doutorado].
São Carlos: Escola de Engenharia de São Carlos da Universidade de
São Paulo; 2010.
107
Artigo Original
Síntese e caracterização bioinspirada
de partículas superparamagnéticas
Bioinspired synthesis and
characterization of superparamagnetic particles
Vinícius F. Castro1 e Alvaro A. A. Queiroz2
1
Universidade Federal de Itajubá (UNIFEI) – Itajubá (MG), Brasil.
Centro de Estudos e Inovação em Materiais Biofuncionais Avançados/UNIFEI – Itajubá (MG), Brasil.
2
Resumo
Esse trabalho aborda a síntese bioinspirada de ferritas do tipo YFeAl encapsuladas em dendrímeros de poliglicerol (PGLD) de geração 3. A estrutura
e as propriedades morfológicas do sistema YFeAl/PGLD foi caracterizado por difração de raios-X (DRX) e microscopia eletrônica de transmissão
(MET). As propriedades magnéticas foram estudadas através das técnicas de magnetização e espectroscopia Mössbauer. A citotoxicidade das
nanopartículas encapsuladas nos dendrímeros PGLD G3 no nível de membrana celular foi estudada contra células de mamíferos da linhagem
CHO.K1, medindo-se quantidade de lactato desidrogenase (LDH) liberado pelo dano celular. A microscopia MET e a análise DRX indicam que
foram obtidas nanopartículas esféricas altamente cristalinas e monodispersas com tamanho 20 nm<d<100 nm. A espectroscopia Mössbauer e o
estudo da magnetização das nanopartículas frente a um campo magnético indicaram comportamento superparamagnético do sistema YFeAl/PGLD.
Os resultados de citotoxicidade indicaram que o nanossistema YFeAl/PGLD é adequado para utilização em nanomedicina.
Palavras-chave: neoplasias, dendrímeros, nanopartículas.
Abstract
This paper discusses the bioinspired synthesis of type YFeAl ferrites encapsulated into polyglycerol dendrimers (PGLD) generation 3. The structure
and morphological properties of the system YFeAl/PGLD was characterized by X-ray diffraction (XRD) and transmission electron microscopy (TEM).
The magnetic properties were studied through the techniques of Mössbauer spectroscopy and magnetization. The cytotoxicity of the nanoparticles
encapsulated in dendrimers PGLD G3 at the cell membrane was studied against mammalian cell line CHO.K1 measuring the amount of lactate
dehydrogenase (LDH) released by the cell damage. Microscopy TEM and XRD analysis indicate that spherical nanoparticles were obtained highly
crystalline and monodisperse with size 20 nm<d<100 nm. Mössbauer spectroscopy analysis and study of magnetization of the nanoparticles
compared to a magnetic field indicated superparamagnetic behavior of the system YFeAl/PGLD. The cytotoxicity results indicated that YFeAl / PGLD
nanosystem is suitable for use in nanomedicine
Keywords: neoplasms, dendrimers, nanoparticles.
Introdução
A aplicação da nanotecnologia na área da saúde proporcionou o surgimento nesse século da nanomedicina, as ciências médicas que utilizam materiais na escala de dimensão inferior a 100 nm e que atuam em nível subcelular e
elevada especificidade no nível da biologia molecular. Uma
especial atenção tem sido dada a nanopartículas magnéticas de tamanho inferior a 35 nm que exibem propriedades
superparamagnéticas ou àquelas que possuem tamanho
entre 100 nm que exibem um momento magnético estável na presença de um campo magnético externo.
Recentemente nossos estudos demonstraram as
propriedades superparamagnéticas de nanopartículas
(20 nm<d<100 nm) de óxidos mistos de ferro (Fe), ítria (Y)
e alumínio (Al) de estequiometria controlada e encapsulada
em matriz polimérica biocompatível [1-2]. As nanoesferas
transportadoras do óxido de ferro superparamagnético
(YFeAl) encontram múltiplas aplicações na nanomedicina, que se estendem desde o diagnóstico de diversas
Autor correspondente: Vinícius Fortes de Castro – Universidade Federal de Itajubá (UNIFEI) – Avenida Benedito Pereira dos Santos, 1303 – CEP: 37500-903 –
Itajubá (MG), Brasil – E-mail: [email protected]
109
Castro VF, Queiroz AAA
enfermidades que afligem a espécie humana nesse século
a exemplo das neoplasias malignas (Figura 1).
Diversas técnicas têm sido utilizadas para a obtenção
de nanopartículas magnéticas, sendo as metodologias
que envolvem a utilização dos sistemas micelares as mais
promissoras uma vez que tais sistemas permitem a obtenção de nanopartículas com baixo índice de polidispersão
[1-2]. Nesse contexto, o objetivo do presente trabalho foi a
obtenção de nanopartículas magnéticas através da utilização de dendrímeros de poliglicerol (PGLD) como sistema
mimetizante dos sistemas micelares biológicos. O PGLD
é uma macromolécula orgânica, sintética, cuja estrutura
3D mimetizante das proteínas globulares possui cavidades
internas que permitem a obtenção de nanopartículas monodispersas (Figura 2).
Nossos estudos, empregando métodos de primeiros
princípios, indicam que o PGLD possui cavidades dentro
do intervalo 0,5 nm<d<10 nm e orbitais de fronteira que
podem propiciar a obtenção de nanopartículas superparamagnéticas de YFeAl. Nesse sentido, o objetivo do presente trabalho foi a obtenção de partículas superparamagnéticas de YFeAl bioinspirados nas proteínas globulares.
Nanoesferas de
YFeAl
Sensor
IM
Tumor
Hipertermia
Sistemas de
Liberação Controlada
de Fármacos
Terapia
RMI
Diagnóstico
IM: sensor de impedância magnética, RMI: ressonância magnética de imagem.
Figura 1. Ilustração das principais aplicações das nanoesferas
transportadoras de YFeAl [2].
A
O
O
O
O
HO
HO
O
HO
O
O
O
O
O
O
O
HO
O
O dendrímero de PGLD foi sintetizado em nosso laboratório, utilizando a reação de Williamson modificada e caracterizado por ressonância magnética nuclear de prótons e
carbono de acordo com nossas publicações anteriores1.
O encapsulamento de nanopartículas de YFeAl nas cavidade do PGLD foi promovida após mistura dos íons Y+3,
Fe+3 e Al+3 com o dendrímero em solvente orgânico. Após
a reação de coordenação os íons metálicos sofreram redução, formando nanopartículas metálicas de YFeAl nas
cavidades dendríticas (Figura 3).
A fim de se caracterizar as fases cristalinas, as nanopartículas de YFeAl foram caracterizadas por difratometria
de RX (difratômetro Bruker AXS D8 ADVANCE, operando a
40 kV e 20 mA, com radiação Kα de cobre de l=0,154 nm
e com uma matriz de detectores SOLX funcionando em
modo contínuo). O tamanho do cristal a partir do difratograma foi calculado através da equação de Scherrer2.
O tamanho e a forma das nanopartículas foram determinados através da microscopia eletrônica de transmissão
(MET). As imagens MET foram obtidas com um microscópio JEOL 200O FX, operando a 200 KV.
Os espectros de transmissão Mössbauer do isótopo
de 57Fe foram obtidos em um espectrômetro convencional
de aceleração constante com uma fonte do isótopo 57Co
imerso em una matriz de Rh.
As medidas magnéticas foram feitas em um magnetômetro de amostra vibrante MLVSM9, MagLab 9T, Oxford
Instruments. Os valores da magnetização de saturação
(Ms) e campos coercitivos (HC), foram obtidos a partir das
curvas de magnetização saturadas a 5 Teslas. As medidas
de susceptibilidade com campo alternado foram feitas em
um magnetômetro comercial Lake Shore 7020, com um
campo aplicado de 2 Oe a frequências de 10 Hz, 100 Hz,
500 Hz, 1000 Hz em um intervalo de temperaturas desde
5 K a temperatura ambiente.
A citotoxicidade das nanopartículas encapsuladas nos
dendrímeros PGLD no nível de membrana celular foi estudada contra células de mamíferos da linhagem CHOK1
B
HO
HO
Material e Métodos
O
O
O
O
O
O
O
HO
O
OH
OH
OH
Figura 2. Ilustrações da estrutura química do PGLD G3 (A) e de sua superfície equipotencial (B) demonstrando sua estrutura globular.
110
Síntese e caracterização bioinspirada de partículas superparamagnéticas
medindo-se espectrofotometricamente a quantidade de
lactato desidrogenase (LDH) liberado pelo dano celular a
340 nm. O consumo de NADH, medido cineticamente no
sobrenadante da suspensão celular após incubação com
o sistema YFeAl/PGLD foi correlacionado com a quantidade de LDH liberada. A viabilidade celular é inversamente
proporcional à quantidade de LDH liberada.
Resultados
A Figura 4A mostra o DRX das nanopartículas obtidas.
O difratograma evidencia a obtenção de nanopartículas de
YFeAl de elevadas cristalinidade e pureza.
As micrografias MET indicaram a formação de nanopartículas de YFeAl no intervalo de 15 a 30 nm (Figura 4B).
As nanopartículas obtidas são bem dispersas e com formato esférico.
O espectro Mössbauer de 57Fe à temperatura ambiente (25ºC) das nanopartículas de YFeAl é mostrado
na Figura 5A. Os espectros exibem linhas muito largas e
assimétricas que indicam a presença de fenômenos de
relaxação magnética. O espectro Mössbauer obtido se
ajusta a um dubleto quadrupolar que se associa a uma
fração de partículas de espinélio com tamanho de partículas suficientemente pequeno para exibir comportamento
superparamagnético à temperatura ambiente.
Na Figura 5B são mostradas as curvas de magnetização frente ao campo magnético. É observada relaxação
superparamagnética (remanência nula), não sendo observada histerese. Ao mesmo tempo, nota-se claramente na Figura 5B que à temperatura ambiente (temperatura
na qual se utilizam os agentes de contraste) e a campos
baixos o comportamento magnético é dominado pela
nanoferrita.
A atividade da enzima intracelular lactato desidrogenase (LDH) foi medida em sobrenadante isento de células.
A Figura 6 mostra a viabilidade celular das nanopartículas
de YFeAl encapsuladas no dendrímero PGLD contra células CHO. A citotoxicidade das nanopartículas de YFeAl
encapsuladas no PGLD pode ser avaliada através da
quantificação da enzima intracelular lactato desidrogenase
(LHD) que é rapidamente liberada das células danificadas
para o sobrenadante da cultura de células. Como pode
Y+3
•=
Fe+3
BH
Al+3
4
Figura 3. Ilustração do processo de formação de nanopartículas de YFeAl nas cavidades do dendrímero de dendrímeros de poliglicerol.
20
30
40
50
116
122
024
202
012
104
113
B
110
A
60
20
100 nm
Figura 4. Difração de raios-X (A) e micrografia TEM (B) das nanopartículas de YFeAl com 28.200 X de aumento.
111
Castro VF, Queiroz AAA
A
B
30
20
M (emu g-1)
10
0
-10
-20
-30
-10
-5
0
5
10
-50000
-25000
0
25000
H (Oe)
Velocidade (mm/s)
Figura 5. Espectro Mössbauer (A) e curva de magnetização em função do campo (B) obtidos à temperatura ambiente para as amostras de YFeAl obtidas por síntese bioinspirada.
1,4
As nanopartículas superparamagnéticas de YFeAl/PGLD podem ser utilizadas para aplicações na medicina diagnóstica,
sendo que suas propriedades magnéticas e morfológicas
são elementos diferenciáveis na caracterização do tecido neoplásico. Através das análises MEV observou-se uma distribuição de tamanhos numa faixa de 20 nm <d<100 nm, com
superfícies lisas e aparentemente sem a presença de poros,
indicando que o nanocompósito YFeAl/PGLD preenche o
volume livre entre as cadeias do polímero epoxídico sem
causar a deformação das nanoesferas. As nanoesferas superparamagnéticas preparadas demonstraram, através dos
ensaios in-vitro realizados, que a introdução de receptores
tumorais em sua superfície possibilitará uma variedade de
aplicações na medicina terapêutica e diagnóstica do câncer.
1,2
Abs340
1,0
0,8
0,6
0,4
0,2
Agradecimentos
0,0
PBS
PGLD
YFeAI
PGLD*
Azida
Figura 6. Avaliação da citotoxicidade do nanossistema YFeAl/
PGLD (PGLD*) através do ensaio LDH. O ensaio foi realizado em
triplicata. O controle positivo é o próprio meio de cultura (PBS).
ser observado, após 48 h de incubação no meio celular,
não foram observadas diferenças na quantidade de LDH
produzida comparativamente ao controle negativo (meio
de cultura puro), indicando que as nanopartículas produzidas são adequadas para utilização em medicina.
112
Os autores agradecem ao CNPq pelo fomento.
Referências
1. Castro VF, de Queiroz, Alvaro AA. Pontos quânticos magneto ativos: uma
nova fronteira para a medicina terapêutica e diagnóstica. Rev Bras Fís
Méd. 2011;4(3):15-8.
2. Castro VF. Nanocompósitos para utilização em magneto-hipertermia.
[Dissertação de Mestrado em Materiais para Engenharia]. Itajubá:
Universidade Federal de Itajubá, Coordenação de Aperfeiçoamento de
Pessoal de Nível Superior; 2012.
Instruções aos autores
Informações gerais
A Revista Brasileira de Física Médica (Rev Bras Fis Med. ISSN
1984 9001 - versão eletrônica; ISSN 2176-8978 - versão impressa) é uma publicação da Associação Brasileira de Física
Médica (ABFM). 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.
O Conselho Editorial da RBFM é composto por especialistas reconhecidos de origem nacional e internacional, atuantes em instituições de ensino e pesquisa, bem como em
estabelecimentos de saúde. A revisão e aprovação das contribuições são realizadas por membros do conselho editorial,
com procedimentos e prazos estabelecidos formalmente.
Todo trabalho enviado para publicação será avaliado
por pelo menos dois membros do Conselho Editorial que
opinarão sobre o trabalho, reservando-se o direito de sugerir modificações aos autores, de modo que adéquem
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para publicação. Um Editor Associado auxiliará no processo de revisão, verificando a adequação do trabalho submetido aos critérios estabelecidos pela Revista e o cumprimento dos prazos estabelecidos. Os conceitos e opiniões
expressos no trabalho são de total responsabilidade dos
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Quando um artigo é submetido à RBFM, os autores
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Atualmente, os fascículos da RBFM apresentam uma
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técnicos e científicos.
Artigos de Revisão e Tutoriais
São artigos das áreas ou tópicos relacionados à especialidade da revista que se encaixem em uma perspectiva didática ou de atualização profissional. Sempre que possível,
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tema abordado dentro do país. A submissão deste tipo de
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Arial 12, espaçamento duplo), incluindo figuras e tabelas.
Artigos Originais
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São limitadas a quatro páginas de texto (papel A4, fonte
Arial 12, espaçamento duplo), incluindo figuras e tabelas.
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ano da defesa, resumo completo, palavras-chave, abstract e keywords. Como não passarão pelo processo de
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Forma e preparação dos manuscritos
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em papel A4 com margens de 2 cm e as páginas devem
I
ser numeradas. As sessões devem abranger os seguintes
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Resumo (200 a 300 palavras) e até 6 palavras-chave
para indexação, a fim de possibilitar a busca de trabalhos
no banco de dados da revista. Recomendam-se os descritores presentes em Physics and Astronomy Classification
Scheme (PACS, disponível em http://www.aip.org/pacs/
index.html), Descritores em Ciências da Saúde (DeCS,
http://decs.bvs.br/) ou, ainda, Medical Subject Headings
(MeSH) da National Library of Medicine (http://www.nlm.
nih.gov); Abstract e keywords correspondentes ao Resumo
e às palavras-chave; Introdução (justificativa do trabalho
e objetivo); Material e Métodos; Resultados; Discussão;
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Cada original deve ser precedido de uma folha de
rosto, apresentar o título do trabalho em português e em
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Indicar o nome, endereço, telefone, fax e e-mail do autor
responsável pela correspondência. Título resumido para
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título do artigo deve reaparecer na página seguinte, juntamente com o resumo. O artigo deve ser estruturado em
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Figuras e Tabelas
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de cada variável envolvida e a respectiva unidade. Tabelas e
figuras devem ser citadas no corpo do texto e enviadas ao
final do artigo. As legendas das figuras devem ser inseridas
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Equações
Deverão ser numeradas sequencialmente, com os números entre parênteses e justificados à direita:
A(t) = A0e-lt(1)
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nas figuras e nas tabelas.
Referências
As referências devem ser formatadas no estilo
Vancouver, numeradas no texto em ordem de citação,
usando algarismos arábicos sobrescritos1. Devem ser
II
listadas nesta mesma ordem na última seção do artigo.
As abreviaturas utilizadas para os periódicos citados nas
referências devem seguir o padrão da base de dados
PubMed. Para referências com dois ou mais autores, citar
até seis nomes (seguidos da expressão et al. se o trabalho
possuir mais de 6 autores)2. Para citar artigos de periódicos1,2, livros3, eventos4, relatórios técnicos5, dissertações e
teses6, página na internet7, consulte o artigo8.
1. Heshmati HM, Hofbauer LC. Multiple endocrine neoplasia type 2. Eur J Endocrinol. 1997;137(6):572-8.
2. Krummer SC, Giulkiani ER, Susin LO, Folleto JL, Lermen
NR, Wu VY, et al. Evolução do padrão de aleitamento
materno. Rev Saúde Pública. 2000;34(2):143-8.
3. Naisman HA, Kerr GR. Fetal growth and development.
New York: Mc Graw-Hill; 1970.
4.Kimura J, Shibasaki H, editors. Recent advances in clinical neurophysiology. Proceedings of the
10th International Congress of EMG and Clinical
Neurophysiology; 1995; Kyoto; Japan. Amsterdam:
Elsevier; 1996.
5. Instituto da Criança. Hospital das Clínicas. Faculdade
de Medicina da Universidade de São Paulo. Relatório
Anual de atividades, 1993. São Paulo; 1994.
6. Carneiro MS. A imunidade mediada pelo linfócito T
na asma brônquica. [Tese de Doutorado]. São Paulo:
Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo;
1978.
7.Cancer-Pain.org [homepage on the Internet]. New
York: Association of Cancer Online Resources, Inc.;
c2000-01 [cited 2002 Jul 9]. Available from: http://
www.cancer-pain.org/
8. International Committee of Medical Journal Editors.
Uniform requirements for manuscripts submitted to
biomedical journals. N Engl J Med. 1997;336:309-16.
Envio dos manuscritos
Os manuscritos devem ser submetidos eletronicamente pelo site da revista (www.abfm.org.br/rbfm). Para tanto,
o autor principal deve se cadastrar e fornecer números
de telefone, fax e endereço eletrônico para contato. Os
autores devem indicar a seção que julgarem mais apropriada ao seu artigo, de acordo com a classificação dada
a seguir:
• Artigos de Revisão e Tutoriais;
• Artigos Originais;
• Comunicações Técnicas;
• Cartas ao Editor;
• Resenhas de Teses;
• Resenhas de livros técnicos e científicos.
O recebimento do trabalho será prontamente confirmado por comunicação eletrônica. A partir daí, todas as
informações serão transmitidas desta forma. Os manuscritos que não estiverem de acordo com as normas serão
devolvidos aos autores.

Expediente

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