XV Congresso Brasileiro de Física Médica – Contribuições e

Transcrição

Editorial
Revista Brasileira de Física Médica.2011;4(3):5-6.
XV Congresso Brasileiro de Física Médica –
Contribuições e agradecimentos
É
com muita satisfação que aceitamos o convite do editor da Revista Brasileira de Física Médica (RBFM) para escrever o
editorial desta edição que publica uma seleção de trabalhos apresentados durante o XV Congresso Brasileiro de Física
Médica (XV CBFM) realizado em Aracaju, no Estado de Sergipe em agosto de 2010, o qual tivemos a honra de presidir.
Durante o CBFM os temas mais recentes, nas diversas áreas da Física Médica, são debatidos e apresentados nas
sessões técnicas (comunicações orais e painéis). Esses fóruns representam importante subsídio para a atualização de
profissionais em avanços científico-tecnológicos e introdução a estudantes de tecnologias e conceitos.
A Física Médica é uma área interdisciplinar que vem se desenvolvendo de forma sólida em todo o mundo como área
de trabalho e pesquisa. No Brasil, desde o pioneirismo na década de 1960, com a atuação dedicada de poucos, até
os dias atuais muito se avançou. Até recentemente os profissionais dessa área atuavam principalmente em serviços de
radioterapia; atualmente, tem se observado uma maior inserção de físicos médicos em serviços de medicina nuclear, radiodiagnóstico, empresas que prestam serviços de assessoria a áreas médicas e em instituições de ensino nacionais.
Como área de pesquisa, a Física Médica também está em franco crescimento no país. Em pouco mais de uma
década vários cursos de graduação com perfil relacionado a esta área foram implantados. Embora não existam programas de pós-graduação específicos, em pelo menos quinze cursos de pós-graduação brasileiros há linhas de pesquisa
relacionadas intrinsecamente com Física Médica. As pesquisas desenvolvidas nesses cursos buscam, principalmente, o
aperfeiçoamento ou desenvolvimento de metodologias e materiais que possibilitem a criação e aprimoramento de tecnologia nacional aplicável às áreas médicas, comerciais e industriais com as quais a Física Médica se relaciona. O mercado
de trabalho para os mestres e doutores formados em Física Médica no país é amplo, desde o ensino ao trabalho técnico
especializado, e vários pós-graduados nessa área têm sido requisitados na América Latina, EUA e Europa.
O CBFM é o evento nacional que representa a maior reunião no Brasil desses profissionais da Física em Saúde (físicos,
médicos, tecnólogos, enfermeiros) e também de pesquisadores e estudantes, membros ou não da Associação Brasileira
de Física Médica (ABFM), para discussões, trocas de experiência, informação e formação A regularidade deste congresso,
que ocorre anualmente há mais de quinze anos, tem sido um grande incentivo para o desenvolvimento e a ampliação,
não apenas da Física Médica, mas de várias áreas correlatas. Assim, o CBFM caracteriza uma oportunidade ímpar para
o encontro de profissionais que são personagens imprescindíveis para o estado da arte e o avanço tecnológico da Física
Médica do século XXI.
O caráter itinerante do CBFM tem contribuído para a disseminação da informação, possibilitando que um número
ainda maior de estudantes de graduação e pós-graduação possa ser beneficiado com a realização do evento. Em 2010,
a 15ª edição do CBFM, em Aracaju, marcou o retorno deste evento para o Nordeste, possibilitando aos profissionais
e estudantes desta região uma oportunidade de atualização e interação com nomes de relevada importância científica
nacional e internacional. O evento ocorrido de 18 a 21 de agosto de 2010 contou com 6 mini-cursos, 20 palestras convidadas, 2 mesas-redondas, e 24 trabalhos apresentados em sessões orais e 131 paíneis, além do lançamento de 2 livros
sobre temas da área.
Do total de 303 inscritos na 15ª edição, 54% eram estudantes de graduação e pós-graduação, com um total de 155
trabalhos aprovados para apresentação (22 em Aplicação de Radiação Não Ionizante em Medicina, 48 em Dosimetria e
Proteção Radiológica, 5 em Ensino, 7 em Medicina Nuclear, 42 em Radiodiagnóstico e 31 em Radioterapia), o que comprova a importância do congresso também como fórum de divulgação de pesquisas acadêmicas sobre temas relacionados à Física Médica. Dos demais participantes, 43% eram profissionais da área e 3% técnicos.
Colaboraram com o XVCBFM vinte e seis empresas, várias delas expondo materiais e serviços. Dentre essas empresas estavam a Varian, a Siemens e a Elekta, que foram também patrocinadoras, assim como a Eletronuclear. O patrocínio
de empresas e o apoio de instituições como a CAPES, o CNPq, a ABFM e as Fundações Estaduais de Pesquisa têm sido
essencial para a realização de importantes palestras e mesas-redondas sobre temas como dosimetria, proteção radiológica, radioterapia, medicina nuclear, aplicação das radiações não ionizantes em medicina, novos materiais e ensino em
Física Médica, além de possibilitar uma infraestrutura de boa qualidade para o congresso.
Gostaríamos de aproveitar a oportunidade para agradecer aos membros da ABFM pela confiança em nós depositada
para a condução dos trabalhos do XV CBFM e também aos diversos Patrocinadores e Colaboradores que auxiliaram
na realização do evento. A participação efetiva de toda a comunidade de Física Médica foi fundamental para o sucesso
alcançado.
Associação Brasileira de Física Médica®
5
Souza DN, Lalic SS, Maia AF
Em 2011, a 18th International Conference on Medical Physics (ICMP2011) será realizada no Brasil, em Porto Alegre
(RS), conjuntamente com o XVI CBFM e o V Simpósio de Instrumentação e Imagens Médicas. O que se espera nestes
eventos é consolidar esforços para que a Física Médica continue auxiliando na solução de problemas e no desenvolvimento de tecnologias para as áreas da saúde, alcançando grande sucesso como o que ocorreu no XV CBFM.
Divanizia do Nascimento Souza
Presidente do XV Congresso Brasileiro de Física Médica – XV CBFM
Susana de Souza Lalic
Presidente do Comitê Científico do XV CBFM
Ana Figueiredo Maia
Membro da Comissão Organizadora e do Comitê Científico do XV CBFM
6
Artigo Original
Análise dosimétrica de perfis de distribuições
radias de doses relativas de um aplicador de
betaterapia de 90Sr+90Y utilizando o código
MCNP-4C e filmes radiocrômicos
Dosimetry Analysis of Distribuitions Radiais Dose Profiles
of 90Sr+90Y Betatherapy Applicators Using the MCNP-4C
Code and Radiochromium Films
Talita S. Coelho1, Marco A. R. Fernandes2, Helio Yoriyaz1, Mario J. Q. Louzada3
Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares, São Paulo (SP), Brasil
Serviço de Radioterapia da Faculdade de Medicina, UNESP, Botucatu (SP), Brasil
3
Curso de Medicina Veterinária – UNESP de Araçatuba, Araçatuba (SP), Brasil
1
2
Resumo
Apesar de não serem mais fabricados, os aplicadores de 90Sr+90Y adquiridos nas décadas de 90 ainda estão em uso, por possuírem uma meia-vida
de 28,5 anos. Estes aplicadores possuem certificado de calibração dado pelos seus fabricantes, onde poucos foram recalibrados. Desta forma se
torna necessário realizar uma meticulosa dosimetria destes aplicadores. Este trabalho aborda uma análise dosimétrica de perfis de distribuições
radiais de doses relativas emitido por um aplicador de betaterapia de 90Sr+90Y, utilizando o código MCNP-4C para simular os perfis de distribuições
radiais de doses relativas e os filmes radiocrômicos para obtê-los experimentalmente. Os resultados com os valores simulados foram comparados
com os resultados das medidas experimentais, onde ambas as curvas apresentaram um comportamento semelhante, podendo validar o uso do
MCNP-4C e dos filmes radiocrômicos para este tipo de dosimetria.
Palavras-chave: aplicador de 90Sr+90Y , betaterapia, dosimetria, código MCNP-4C, filmes radiocrômicos.
Abstract
Although they are no longer manufactured, the applicators of 90Sr +90Y acquired in the decades of 1990 are still in use, by having half-life of 28.5
years. These applicators have calibration certificate given by their manufacturers, where few have been recalibrated. Thus it becomes necessary
to accomplish thorough dosimetry of these applicators. This paper presents a dosimetric analysis distribution radial dose profiles for emitted by
an 90Sr+90Y betatherapy applicator, using the MCNP-4C code to simulate the distribution radial dose profiles and radiochromium films to get them
experimentally . The results with the simulated values were compared with the results of experimental measurements, where both curves show
similar behavior, which may validate the use of MCNP-4C and radiochromium films for this type of dosimetry.
Keywords: 90Sr+90Y applicator, betatherapy, dosimetry, MCNP-4C code, radiochromium films.
Introdução
A betaterapia é uma modalidade de radioterapia que utiliza
fontes emissoras de radiação do tipo beta (β) para prevenção e tratamento de doenças dermatológicas tais como
quelóides e algumas lesões bastante superficiais da pele,
e doenças oftalmológicas como pterígio1.
Os aplicadores de betaterapia mais utilizados no Brasil
possuem como elemento emissor de radiação o 90-estrôncio (90Sr), que possui uma meia-vida de 28,5 anos e
emite partículas β de energia máxima de 0,546 MeV2.
Os aplicadores normalmente são constituídos de
placas metálicas nas quais o 90Sr é depositado em uma
das superfícies. Estas placas podem ser planas (com
dimensões de aproximadamente 10 a 22,57 mm de diâmetro, ou 2 cm x 1 cm ou 2 cm x 2 cm) que são utilizadas em aplicações dermatológicas. Placas côncavas
(com diâmetro de 10 a 15 mm de raio de curvatura) são
utilizadas para aplicações oftalmológicas. A face da placa colocada em contato com a pele ou com a esclera
é coberta por um plástico de polietileno de espessura
de aproximadamente de 1,0 mm, no sentido de barrar
Correspondência: Talita Salles Coelho, IPEN: Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares, Centro de Engenharia Nuclear: CEN, Av. Lineu Prestes, 2242,
Cidade Universitária, CEP 05508-000, São Paulo(SP), Brasil – E-mail: [email protected].
7
Coelho TS, Fernandes MAR, Yoriyaz H, Louzada MJQ
os elétrons de baixa energia que são gerados no decaimento do 90Sr 3.
A utilização e o manuseio destes aplicadores no serviço de radioterapia são limitados pelos dados que são
fornecidos pelos fabricantes internacionais, além disso, a
rotina exaustiva dos físicos nos serviços de radioterapia
não favorece a execução de procedimentos de dosimetria
para confirmação dos parâmetros físicos destas fontes,
o que, de certa forma, pode comprometer a qualidade e
flexibilidade do tratamento.
Não existe concordância internacional sobre os procedimentos de calibração de aplicadores de 90Sr+90Y 4.
A dose de radiação na superfície da placa pode variar
em até 57% entre laboratórios de dosimetria, o que torna
problemática a intercomparação dos resultados5.
O método de Monte Carlo consiste em simular um
problema matemático de forma estocástica. Sua aplicação se estende a qualquer problema descrito em termo
de uma função densidade probabilidade através de um
gerador de números aleatórios usados para amostrar diferentes eventos6.
Como o processo de geração, transporte e interação da radiação na matéria são descritos em termos de
distribuições, muitas derivadas das seções de choque,
tal método pode ser aplicado para qualquer geometria
mesmo onde as condições de contorno são desconhecias. Isso torna o método de Monte Carlo especialmente
útil, embora custoso por ser recursivo, nesta classe de
problemas.
Um novo tipo de filme tem sido utilizado na dosimetria
dos serviços de radioterapia, o filme radiocrômico. Este
filme não necessita de sala escura durante o manuseio, é
auto revelador, ou seja, não requer nenhum tipo de revelador nem fixador7.
Os filmes mais comumente utilizados são da marca GafChromic®, produzidos pela International Specialty
Products (ISP), eles são incolores e quando o componente ativo (corante especial) deles são expostos a radiação
desenvolvem uma coloração azul.
Figura 1. Modelagem da geometria da simulação realizada no
código MCNP-4C.
8
Neste trabalho é apresentado uma análise dosimétrica
de perfis de distribuições radias de doses relativas obtidos
de um aplicador de betaterapia de 90Sr+90Y utilizando o
código MCNP-4C baseado no método de Monte Carlo e
filmes radiocrômicos do tipo GafChromic® EBT QD+.
Material e Métodos
O código MCNP-4C, que é baseado no método de Monte
Carlo foi utilizado para verificar os perfis de distribuições
radiais de doses emitidos por um aplicador de betaterapia
de 90Sr+90Y. Os resultados das simulações foram validados
através de medidas experimentais utilizando filmes radiocrômicos do tipo GafChromic® EBT QD+.
O aplicador de 90Sr+90Y utilizado na simulação e no experimento com o filme radiocrômico, é de aplicação oftalmológica/dermatológica, possui um diâmetro de 9,0 mm,
é plano-circular, com atividade de 40,3 mCi (2009), e taxa
de dose de 0,3288 Gy/s.
Simulação utilizando o código de Monte Carlo
MCNP-4C
Foi modelado um objeto simulador de 28,0 x 28,0 x 0,05
mm composto de água, contendo 4 fatias de 0,6 mm de
espessura, em cada fatia foram modelados 9 cilindros de
água de diâmetro de 1,0 mm, espaçados entre si de 1,1
em 1,1 mm.
A fonte foi modelada como uma superfície plano-circular coberta por um cilindro de 1,0 mm de espessura e 9,0
mm de diâmetro composto de polietileno, representado o
aplicador de betaterapia de 90Sr+90Y. O objeto simulador foi
colocado dentro de um cilindro de ar como mostra a figura 1. O espectro utilizado nas simulações são de 90Sr+90Y.
Para calcular a energia depositada em cada cilindro
por uma fonte de elétrons, foi utilizado o tally *F8, que
fornece a energia depositada por partícula (MeV). A partir
deste resultado pode-se obter os perfis de distribuições
radiais das doses relativas do aplicador.
Medida experimental utilizando filme radiocrômico
Para validar o cálculo, a medida experimental foi realizada
utilizando o mesmo aplicador da simulação. O detector
utilizado foi um filme radiocrômico do tipo GafChromic®
EBT QD+.
Antes de iniciar as medidas, foi realizada a caracterização do filme, onde o aplicador foi colocado em contato direto com o filme e realizadas várias exposições com tempos variando de 1 a 15 s, isto é, diferentes níveis de doses
conhecidas. Após as exposições o filme foi digitalizado em
escalas de cinza em um scaner apropriado, obtendo-se a
imagem digitalizada do filme, esta foi analisada através do
software ImageJ, que tem como função analisar os tons
de cinza da imagem. Com os resultados das leituras do
filme foi possível a caracterização dele pelo levantamento
da relação entre os tons de cinza e a dose, isto é, a curva
característica do filme, como apresentado na figura 2.
Análise dosimétrica de perfis de distribuições radias de doses relativas de um aplicador de betaterapia de 90Sr+90Y utilizando o código MCNP-4C e filmes radiocrômicos
A Figura 2 mostra valores de desvios encontrados entre 0,58 e 8,92% dentro do intervalo de melhor resposta
do software ImageJ, entre valores de 1 a 4,6 Gy. Devido à
alta taxa de dose de radiação beta (32,9 cGy/s) do aplicador, e como a dose média por aplicação prescrita nestes
procedimentos varia entre 1,5 a 2,5 Gy, o tempo de exposição escolhido para o experimento foi de 5 s, equivalente
a 1,6 Gy. Esta dose também está situada na parte linear
(relação dose-resposta do filme) da curva característica
apresentada na Figura 2.
Uma vez caracterizado o filme, foram realizadas exposições para verificação dos perfis de distribuições radiais
de doses do mesmo aplicador. Os perfis foram medidos
nas profundidades de 0,0, 0,6, 1,2 e 1,8 mm, estas foram
determinadas por placas atenuadoras de polietileno de
espessura de 0,6 mm cada. A densidade média das placas de polietileno é de (1,062 +/- 0,014) g/cm3, portanto
próxima da densidade da água utilizada nas simulações
computacionais.
Este material foi utilizado devido a sua facilidade de
aquisição e dimensões apropriadas para as análises com
estes aplicadores de radiação beta8, além de já terem
apresentados resultados satisfatórios em estudos similares com feixes de elétrons de alta energia9.
A primeira exposição foi realizada sem placa, isto é,
o aplicador foi colocado em contato com o filme, já nas
demais profundidades foram sendo intercalas as placas
atenuadoras entre o filme e o aplicador. Em cada profundidade foram realizadas três exposições, por questões de
estatísticas dos resultados.
Após as exposições os filmes foram digitalizados em
escala de cinza, obtendo-se a imagem digitalizada, como
mostra a figura 3.
A leitura foi feita determinando-se o ponto central da
imagem de acordo com o centro do aplicador; após isto
se realizou a varredura da imagem de 1,1 em 1,1 mm a
partir do ponto central, para o lado direito e esquerdo,
tendo-se a leitura radial.
filme, a diferença entre o experimental (filme) e o calculado
(MCNP) foi na ordem de 0 a 10,17% do centro as extremidades do aplicador.
Na distância entre o aplicador e o filme de 1,2 mm,
como mostrado na figura 6, as diferenças entre o experimental (filme) e o calculado (MCNP) foram de 0,0 a 8,85%
do centro as extremidades do aplicador.
As diferenças entre o experimental (filme) e o calculado
(MCNP) na distância de 1,8 mm foi de 0 a 8,39 % do centro as extremidades do aplicador (Figura 7).
Figura 2. Curva característica do filme GafChromic® EBT QD+.
Figura 3. Imagem digitalizada do filme radiocrômico exposto
pelo aplicador de 90Sr+90Y em 4 profundidades.
Resultados
Distribuição radial de dose relativa para 0,0 mm de distância
da fonte
110
100
90
80
Dose relativa (%)
As distribuições radiais das doses relativas do aplicador
n°2 experimentais (filmes) e calculadas (MCNP-4C), são
apresentadas nas figuras 4, 5, 6 e 7, para as distâncias de
0,0, 0,6, 1,2 e 1,8 mm entre o filme e o aplicador.
As incertezas dadas pela simulação utilizando o código MCNP-4C para um número de histórias de 20 milhões,
foram menores do que 0,65 %, enquanto que os desvios
padrões das médias das leituras dos filmes variaram de
0,25 a 17,85 % do centro as extremidades do aplicador.
Os resultados calculados e experimentais na distância
de 0,0 mm entre o aplicador e o filme, apresentaram uma
diferença de 0 a 7,69% do centro as extremidades do aplicador, como mostra a figura 4.
A figura 5 apresenta o perfil de distribuição radial de
dose relativa na distância de 0,6 mm entre o aplicador e o
70
60
50
40
30
MCNP (experimental)
20
Filme (experimental)
10
-4,
-3,3
-2,2
-1,1
0
0
1,1
2,2
3,3
4,4
Distribuição radial (mm)
Figura 4. Planura MCNP-4C versus Filme –distância de 0,0 mm
entre o filme e o aplicador.
9
Coelho TS, Fernandes MAR, Yoriyaz H, Louzada MJQ
As maiores diferenças entre o experimental e o calculado ocorreram na periferia do aplicador, levando em
conta que nas medidas experimentais ocorrem uma série
da fonte
Discussão e Conclusões
110
100
90
Dose relativa(%)
80
70
60
50
40
30
MCNP (experimental)
20
10
0
-4,4
-3,3
-2,2
-1,1
0
1,1
2,2
3,3
de erros que nos cálculos não são considerados, como o
posicionamento e deslocamento do aplicador durante a
exposição.
4,4
da fonte
Os perfis de distribuições radiais das doses obtidos experimentalmente pelos filmes radiocrômicos e calculados obtidos por simulações no código MCNP-4C apresentaram uma
boa concordância, validando os dois métodos para este tipo
de dosimetria de aplicadores de betaterapia de 90Sr+90Y.
Com a melhora no desempenho computacional, o código MCNP-4C baseado no Método de Monte Carlo, tem
sido cada vez mais aplicado em modelamentos de fontes
radioativas, além de se apresentar como uma ferramenta
ágil, simples e poderosa para conferência e confirmação
das características dosimétricas destes aplicadores.
Os filmes radiocrômicos tem se apresentado como
uma ótima opção para cálculos de perfis tendo em vista
que eles podem ser utilizados para dosimetrias em regiões
com alto gradiente de dose desta forma se torna adequado para dosimetria de aplicadores de betaterapia, onde as
partículas beta (β) possuem grande poder de ionização,
depositando grandes doses em pequenas distâncias.
110
100
90
Agradecimentos
Dose relativa(%)
80
70
60
50
40
30
MCNP (experimental)
20
10
0
-4,4
-3,3
-2,2
-1,1
0
1,1
2,2
3,3
4,4
Os autores agradecem a Comissão Nacional de Energia
Nuclear (CNEN) pelo suporte financeiro parcial, a empresa
Tomodent Imagem Odontológica de Araçatuba-SP pela
digitalização dos filmes e a empresa Nucleata Radiometria
de Araçatuba-SP pela disponibilização do aplicador de
betaterapia.
da fonte
110
100
90
Dose relativa(%)
80
70
60
50
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MCNP (experimental)
20
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0
-4,4
-3,3
-2,2
-1,1
0
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3,3
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10
Referências
1. Bentel GC. Radiation Therapy Planning. New York: Mc Graw-Hill; 1996
2. Scaff LA. Física da Radioterapia. São Paulo: Sarvier; 1997.
3. International Atomic Energy Agency, Calibration of photons and beta Ray
sources used in brachytherapy, TECDOC-1274, Vienna; 2001.
4. Antonio PL. Estudo Comparativo entre Métodos de Calibração de
Aplicadores Clínicos de Radiação Beta. 2009. 118f. Dissertação - Instituto
de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN/CNEN), São Paulo; 2009.
5. Salvajoli JC, Souhami L, Faria SL. Radioterapia em Oncologia. São Paulo:
MDSI; 1999.
6. Briesmeister JF, 2000. MCNP: A general Monte Carlo N-particle transport
code, version 4C, LA-13709-M, Los Alamos Scientific Laboratory, Los
Alamos, New Mexico.
7. Podgorsak EB. Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and
Students. Viena: IAEA; 2005.
8. Coelho TS, Tada A, Fernandes MAR, Antonio P, Yoriyaz H. Dosimetric
Comparision of Electron Beam and 90Sr+90Y Applicator for Keloids Treatment.
Anais do Inernation Nuclear Atlantic Confeence (INAC). Rio de Janeiro; 2009.
9. Fernandes MAR, Tada A, Yoriyaz H. Determinação da curva de atenuação
da radiação em feixes de alta energía. Universitas. 2009;1(2):145-59.
ISSN: 1984-7459
Artigo Original
Estudos de otimização de dose e qualidade
de imagem em processos de transição
tecnológica em mamografia
Studies of dose optimization and image quality in
technological transition in mammography
Tânia C. Furquim, Denise Y. Nersissian
Instituto de Eletrotécnica e Energia da Universidade de São Paulo, São Paulo, Brasil
Resumo
A introdução de novas tecnologias em mamografia pode levar a melhorias na qualidade de imagens, porém, pode aumentar desnecessariamente as
doses caso não se estude processos de otimização. Neste trabalho, analisaram-se as doses de radiação em mamografia em momento de transição
de tecnologia convencional para digital. Os dados apresentados foram obtidos no período de 2005-2009, em hospitais e clínicas da cidade de São
Paulo, em 4 equipamentos convencionais e 5 digitais. Os resultados mostram que mesmo após a otimização as novas tecnologias podem fornecer
doses maiores. Desta forma, os estudos individualizados são de extrema necessidade quando da transição tecnológica, no sentido de se manter a
qualidade de imagem sem aumento significativo em doses ao paciente
Palavras-chave: mamografia, otimização de dose, qualidade de imagem.
Abstract
The introduction of new technologies in mammography may improve image quality; however, it may unnecessarily increase doses if optimization
processes are not studied. In this work, radiation doses of the moment of transition of conventional to digital mammography have been analyzed.
The presented data have been acquired from 2005 to 2009, in hospitals and clinics of Sao Paulo city, to 4 conventional and 5 digital equipments.
The results show that even after optimization processes, new technologies still impart higher doses. Thus, individualized studies are needed when
technological transitions occur, in order to maintain image quality without significant dose increase.
Keywords: mammography, optimization of radiation dose, image quality.
Introdução
A radiologia diagnóstica passou por grandes alterações
tecnológicas nos últimos 30 anos, principalmente devido
à introdução de imagens digitais. Muitos departamentos
de diagnóstico já trabalham totalmente sem filmes, porém
essa fase de transição de uma tecnologia analógica para
digital deve ser realizada com cuidados e criteriosamente.
Algumas diferenças podem ser descritas entre os dois
sistemas, como:
• Imagens digitais: apresentam a vantagem da manipulação, visualização, transmissão e armazenamento
da imagem, faixa dinâmica dos detetores utilizados
cerca de 400 vezes maior que de sistemas convencionais1, e a imagem pode não mostrar claramente
doses acima do necessário dadas ao paciente;
• Imagens convencionais: apresentam melhor resolução espacial, um controle indireto para altas doses,
sistema bem estabelecido em relação a normas e
programas de controle de qualidade.
Assim, em radiologia digital (Digital Radiology – DR) e
computadorizada (Computed Radiology – CR) há a possibilidade de se produzir alta qualidade de imagem com menores doses de radiação. Porém, para que isso ocorra são
necessários estudos de otimização nos equipamentos instalados2. Vários estudos têm sido publicados comparando
esses sistemas, principalmente em mamografia, na qual a
resolução espacial tem uma importância fundamental3-5. O
mais importante é pensar que todos devem ser utilizados
com processos de otimização entre dose e qualidade de
imagem; caso contrário, nada se pode afirmar acerca do
melhor desempenho.
No Brasil, em 1998 foi publicada uma regulamentação federal, Portaria MS 453/986, cujo principal objetivo
foi “estabelecer parâmetros e regulamentar ações para o
Correspondência: Tânia Aparecida Correia Furquim – Av. Prof. Luciano Gualberto, 1289 – São Paulo - CEP 05508-010 – São Paulo – Brasil –
E-mail: [email protected]
11
Furquim TAC, Nersissian DY
controle das exposições médicas, das exposições ocupacionais e das exposições do público, decorrentes das
práticas com raios X diagnósticos”. Desta forma, surgiu
a obrigatoriedade de implementação de Programas de
Garantia de Qualidade (PGQ) em todos os estabelecimentos de saúde com equipamentos emissores de radiação X.
O Instituto de Eletrotécnica e Energia da Universidade
de São Paulo (IEE/USP), mesmo antes da regulamentação federal, desenvolveu um Programa de Garantia de
Qualidade (PGQ) em Radiologia Diagnóstica próprio, e
mais tarde adequou-o tanto à Portaria MS 453/98 quanto às diversas normas internacionais7-9 da área. Passou a
implementar tal PGQ em alguns hospitais da cidade de
São Paulo.
Porém, com a transição para as novas tecnologias digitais muitos estudos têm sido acompanhados no sentido
de se controlar a dose dada aos pacientes, principalmente
em mamografia, garantindo a qualidade de imagem necessária ao exame solicitado.
Desta forma, o objetivo deste trabalho é mostrar resultados destes PGQs desenvolvidos no IEE/USP em mamografia em duas maneiras de se obter imagem médica, com
ênfase principal às diferenças identificadas nos processos
de transição de tecnologias que empregam filmes para
imagens digitais.
Para obtenção de dose glandular média (DGM), considera-se a metodologia do American College of Radiology
(ACR), apresentada no Guia para controle de qualidade
em mamografia7 (equação 1), com a medição realizada
com o objeto simulador ao lado da câmara de ionização,
como mostra a Figura 1B.
Dg= DgN · Xese
(1)
Onde: Dg - dose glandular média;
DgN - dose glandular média normalizada;
Xese- exposição de entrada na pele.
O Guia apresenta uma tabela onde constam valores
de DgN em função da CSR, tensão (kVp), espessura e
composição da mama para a combinação anodo-filtro
Mo/Mo. Esta publicação apresenta um nível de referência para DGM de 3 mGy para uma mama comprimida de
4,5 cm, em combinação Mo/Mo.
Tanto os valores de DEP quanto de DGM foram obtidos para 4 mamógrafos convencionais e em 5 digitais.
Material e Métodos
Os valores de dose considerados neste trabalho foram
obtidas no PGQ implementado para hospitais atendidos
pelo IEE/USP, no período de 2005 a 2009.
Em mamografia, tanto convencional quanto digital, os
valores de kerma no ar na entrada da pele da paciente são
obtidos para uma mama de 4,5 cm, em técnica clínica
(tensão, produto corrente-tempo) e combinação alvo-filtro
de molibdênio-molibdênio. Na medição é utilizada câmara de ionização (6M e monitor 9010, Radcal Corporation)
dedicada à energia do feixe de raios X utilizado em mamografia. A Figura 1A mostra o arranjo experimental para
obtenção de dose na entrada da pele da mama, conforme
a Portaria MS 453/986. Nesta publicação, considera-se a
medição realizada sem retro-espalhamento e aplica-se a
equação 1, porém os fatores de retro-espalhamento são
considerados de acordo com os valores apresentados
pelo equipamento de camada semi-redutora (CSR), como
mostra a Tabela 1.
A
B
Tabela 1. Fatores de retro-espalhamento para diferentes valores de camada semi-redutora10.
CSR
0,25 0,30 0,35 0,40 0,45 0,50 0,55 0,60 0,65
(mmAl)
B
12
1,07 1,07 1,08 1,09 1,10 1,11 1,12 1,12 1,13
Figura 1. Arranjos experimentais para obtenção dos valores de
kerma no ar que fornecerão: A. DEPs em mamografia crânio
caudal e B. Dose Glandular Média. As fotos mostram o posicionamento da câmara de ionização (posicionada na entrada
da pele da paciente) considerando-se uma mama comprimida
de 4,5 cm.
Estudos de otimização de dose e qualidade de imagem em processos de transição tecnológica em mamografia
A troca de tecnologias é uma ação constante em radiologia diagnóstica. Porém, estes estudos mostram que
muitos cuidados devem ser tomados ao se optar por
qualquer troca, uma vez que pode acarretar em doses
elevadas aos pacientes. Os resultados mostram que o
fato de os sistemas que fornecem imagens digitais em
mamografia e possuírem faixa dinâmica mais ampla que
os convencionais, causam aumento de dose no momento da instalação destes equipamentos. Os físicos devem
considerar sempre a necessidade de estudos de otimização, pois existem várias metodologias facilmente aplicáveis para se reduzir as doses aos pacientes. Algumas
vezes um parâmetro de imagem, como razão sinal-ruído
ou razão contraste-ruído, deve ser acompanhado e aprovado para cada tipo de exame pelo radiologista que irá
analisar as imagens. No entanto, as facilidades trazidas
pelos sistemas DR não apontam as doses elevadas que
muitas vezes acompanham as imagens que atingem qualidades desnecessárias a muitos exames. E, em grande
parte das situações a maior qualidade de imagem emprega doses altas.
14
12
10
8
6
4
2
0
0
1
2
GE-DS
4
5
Medições
3
GE 600T
6
GE 700T
7
8
9
Siemens Mammomat
Figura 2. Acompanhamento do estudo de otimização de dose
na entrada da pele da mama em equipamento digital. As duas
linhas retas mais altas mostram as doses médias dos equipamentos convencionais ainda instalados e a mais baixa, do equipamento que foi substituído pelo digital.
6
5
DGM (mGy)
Ao se trocar equipamentos com imagens convencionais
por digitais, as doses estavam mais altas que os antigos
equipamentos que foram substituídos. Em particular, em
uma das instituições que possui três mamógrafos, sendo dois convencionais e um digital, os testes mostraram
que a transição de imagem convencional para digital (GE
Senographe DS) iniciou com dose maior (10,8 mGy) do
que a aplicada pelo equipamento que foi desativado (8,13
mGy), GE Senographe 600T. Assim, após estudo de otimização de dose e manutenção da qualidade de imagem,
conseguiu-se alcançar valores baixos como 3,8 mGy, porém, sem qualidade de imagem adequada. Continuou-se
o processo de avaliação e calibração do equipamento a
partir dos valores de dose, tanto DEP quanto DGM. Em
medições posteriores alcançou-se valores otimizados de
DEP em torno de 5 mGy. A evolução dos valores de dose,
comparando-se os três equipamentos instalados atualmente, encontra-se na Figura 2. Percebe-se que após
este estudo pode-se afirmar que o equipamento digital
apresenta os menores valores de dose e as melhores qualidades de imagem11.
As comparações das médias dos valores de DGM
nos mamógrafos convencionais digitais estudados estão
apresentadas na Figura 3. Percebe-se que alguns equipamentos conseguem a melhor imagem apenas com doses mais altas. A grande evidência é que os mamógrafos
digitais apresentaram valores bem inferiores para mamas
grandes, com exceção de um que está em processo de
otimização.
DEP (mGy)
Resultados
4
3
2
1
0
pequena
médias
grandes
tamanho de mamas
GE 600T
Siemens Mammomat-B
GE 2000D-B
Siemens Mammomat- A
GE DS
Selenia A
GE 700 T
GE 2000D-A
Selenia B
Figura 3. Média dos valores de dose glandular média (DGM)
obtidas no período de 2005 a 2009 para os mamógrafos instalados cinco equipamentos digitais estudados. A linha tracejada
indica o nível de referência ACR7 para esta medição. Os cilindros
em tons de azul representam dados de mamógrafos convencionais e os demais para sistemas digitais.
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Artigo Original
Pontos quânticos magneto ativos: uma
nova fronteira para a medicina terapêutica e
diagnóstica
Magnetoactive quantum dots: a new frontier for
diagnostic and therapeutic medicine
Vinícius F. Castro1, Alvaro A. Queiroz2
Universidade Federal de Itajubá/Laboratório de Biomateriais, Itajubá (MG), Brasil
Laboratório de Biomateriais,Instituto de Ciências Exatas/Universidade Federal de Itajubá, Itajubá (MG), Brasil
1
2
Resumo
Este trabalho descreve a obtenção e caracterização de nanoesferas orgânicas biocompatíveis baseadas em polímero epoxídico como transportadoras
de cerâmicas magnetoativas de Y3Fe5-xAlxO12 (YFeAl) revestidas por pontos quânticos de ZnS. As nanopartículas de YFeAl/ZnS foram obtidas e
purificadas utilizando dendrímeros de poliglicerol como microestrutura digitalizadora in-situ, uma técnica adaptada do método de obtenção de
ZnS pela técnica do poliol. Após purificação por ultrassom, o nanocompósito YFeAl/ZnS foi revestido com o polímero epoxídico biocompatível
diglicidil éter do bisfenol-A (DGEBA) utilizando técnica de polimerização interfacial para formação de nanoesferas. A microestrutura e o tamanho
das nanoesferas transportadoras de YFeAl/ZnS foram determinados através da microscopia eletrônica de varredura (MEV) utilizando-se software de
análise de imagens. A fluorescência das nanoesferas transportadoras de YFeAl/ZnS foi observada utilizando-se a microscopia de epifluorescência
e sua intensidade foi analisada através da espectroscopia de fluorescência. Esse trabalho é uma etapa precedente que envolve o preparo e a
caracterização de nanoesferas multifuncionais para a caracterização e a terapia de tecido neoplásico.
Palavras-chave: magneto-hipertermia, pontos quânticos, ZnS, cerâmicas ferromagnéticas.
Abstract
This work describes the preparation and characterization of magnetoactive and fluorescent polymeric nanospheres for therapeutic and diagnostic
medicine. Magnetic and fluorescent nanospheres containing magnetoactive and fluorescent ceramics (YFeAl/ZnS) were prepared by inter-facial
polymerization of epoxidic polymer based on the ether diglycidic of bisphenol A (DGEBA). The microstructure and size distribution of the nanospheres
were determined by scanning electron microscopy (SEM) using image analysis software. The spherical nanoparticles with smooth surfaces and
moderately uniform size distributions were obtained. The fluorescence of the nanospheres was observed using the epifluorescence microscopy and
its intensity was analyzed by fluorescence spectroscopy. In-vitro experiments of magnetic mobility under external magnetic field and fluorescence
spectroscopy results indicated that the magnetic and fluorescent nanospheres obtained in this work can be a highly versatile nanosystem for the
therapeutic and cancer diagnosis.
Keywords: magnetic-hyperthermy, quantum dots, ZnS, ferromagnetic ceramics.
Introdução
A nanotecnologia e a nanociência (N&N) representam
um novo patamar de conhecimento, proporcionando
significativos impactos científicos e tecnológicos em diversas áreas da atividade humana a exemplo da agricultura, energia, preservação ambiental e saúde pública. A
nanotecnologia pode ser entendida como o estudo, a
manipulação, a construção e os impactos de materiais
ou estruturas que estão normalmente na escala abaixo
de cem nanômetros e que têm propriedades que são
dependentes única e exclusivamente desta escala de
tamanho.
As aplicações da nanotecnologia na área da saúde
proporcionaram o surgimento de uma nova área na medicina denominada nanomedicina. A nanomedicina é um
dos ramos mais promissores da medicina contemporânea
e tem proporcionado uma série de desenvolvimentos para
o diagnóstico e terapias para prevenir e tratar doenças hereditárias entre outras, terapia celular e fármacos inteligentes que se reverte em significativas melhorias da qualidade
de vida da população.
Correspondência: Vinícius Fortes de Castro, Rua Guilhermina Rennó da Silva, 51, Itajubá (MG) ,CEP 37502024, Brasil – E-mail: [email protected]
15
Castro VF, Queiroz AAA
Anunciada como uma nova revolução tecnológica na
medicina, nanomateriais denominados de pontos quânticos estão sendo utilizados como marcadores biológicos
fluorescentes para o diagnóstico por imagem de células
cancerígenas1. Uma grande variedade de pontos quânticos
baseados no CdS e ZnS tem sido testados como marcadores fluorescentes para o mapeamento de neoplasias.
Atualmente nosso grupo tem se dedicado ao desenvolvimento de processos de obtenção de pontos quânticos de ZnS utilizando polímeros de microestrutura digitalizada e moléculas altamente ramificadas denominadas
dendrímeros2.
Embora a aplicação de pontos quânticos para a área
de imagem médica seja promissora, a biocompatibilidade destes materiais tem despertado a preocupação não
somente dos cientistas de biomateriais, mas também da
própria comunidade médica.
Recentemente, nosso grupo de pesquisa tem desenvolvido técnicas de encapsulamento de nanopartículas
magnéticas com polímeros orgânicos hemocompatíveis
para utilização em magneto-hipertermia3.
O revestimento de partículas magnéticas de YFeAl
com pontos quânticos do tipo ZnS surgem como uma
ferramenta com elevado potencial para o tratamento do
câncer com características duais ao nível terapêutico e de
diagnóstico. Neste contexto, o presente trabalho descreve
a obtenção e caracterização de nanoesferas orgânicas
biocompatíveis como transportadoras de cerâmicas magnetoativas de YFeAl revestidas por pontos quânticos de
ZnS encapsulados em polímero epoxídico. O sistema obtido representa um passo importante no desenvolvimento
de sistemas de nano-entrega direta ao tumor expandindo
significativamente o potencial da medicina terapêutica e
diagnóstica no tratamento do câncer.
Material e Métodos
Partículas magneto-ativas de Y3Fe5-xAlxO12 (YFeAl) foram
obtidas utilizando a técnica da decomposição térmica de
complexos de Fe(II)3. As nanopartículas de YFeAl obtidas e
purificadas foram revestidas por pontos quânticos de ZnS
utilizando dendrímeros de poliglicerol como microestrutura
digitalizadora in-situ, uma técnica adaptada do método de
obtenção de ZnS pela técnica do poliol publicada recentemente por nosso grupo de pesquisa2. Após purificação
por ultrassom, o nanocompósito YFeAl/ZnS foi revestido
com o polímero epoxídico DGEBA, biocompatível, utilizando técnica de processos de polimerização em suspensão4. A Figura 1 ilustra o princípio da técnica.
A forma e o tamanho das partículas de YFeAl/ZnS
foram determinados pela microscopia eletrônica de varredura (MEV, Philips XL 30), sendo o tamanho e o desvio padrão estimados a partir da análise de imagens 200
partículas.
Para a aquisição de imagens, foi utilizado o sistema
computacional Hlimage + + (Western Vision Software Salt
Lake City, UT, EUA, 1997).
As nanoesferas transportadoras de YFeAl/ZnS foram
visualizadas em microscópio de epifluorescência Zeiss
Axioplan com lâmpada Osran HPG 50W equipado com
conjunto de filtros ópticos UV (BP 365/11 FT 395 LP 397 487901) e filtro HQ:CY3 (HQ 545/30, 610/75, Q570/p). As
imagens foram capturadas das lâminas utilizando câmera
de vídeo CCD Watec, com sensibilidade luminosa de 3,0.
10-4 lux.
Os espectros de fluorescência das nanoesferas transportadoras do nanocompósito YFeAl/ZnS foram obtidos
em um espectrofluorímetro da marca Perkin Elmer modelo
204 A. A largura da fenda foi mantida em 10 nm tanto
para a obtenção dos espectros de excitação como para a
obtenção dos espectros de emissão. Todas as medições
foram realizadas a temperatura ambiente (27oC) sob atmosfera normal (105 kPa).
Resultados
Figura 1. Ilustração do processo de obtenção do nanocompósito
YFeAl/ZnS encapsulado com o polímero epoxídico DGEBA [3].
16
A morfologia das nanoesferas de polímeros epoxídico
transportadoras do nanocompósito de YFeAl/ZnS foi
analisada através da microscopia MEV. A Figura 2 mostra micrografias MEV das nanoesferas do polímero epoxídico puro e nanoesferas contendo o nanocompósito
Pontos quânticos magneto ativos: uma nova fronteira para a medicina terapêutica e diagnóstica
fluorescente YFeAl/ZnS. Através das análises MEV observam-se superfícies lisas e aparentemente sem a presença
de poros indicando que o nanocompósito YFeAl/ZnS preenche o volume livre entre as cadeias do polímero epoxídico sem causar a deformação das nanoesferas.
Um dos fatores mais importantes para o tratamento
de neoplasias através da hipertermia magnética é a distribuição dos tamanhos das partículas. Uma distribuição de
tamanhos homogênea favorece a terapia por hipertermia
uma vez que proporciona uma distribuição homogênea da
temperatura dentro do tecido tumoral.
A Figura 3 mostra a distribuição do tamanho das nanoesferas de YFeAl/ZnS encapsuladas com o polímero epoxídico biocompatível. Observa-se uma distribuição média
de tamanho de partículas no intervalo entre 50-60 nm para
as nanoesferas do polímero epoxídico puro e 25-50 nm
para as nanoesferas carregadas com as nanopartículas
ativas magnetooticamente. Uma vez que o diâmetro médio dos capilares sanguíneos situa-se entre 4 a 16 μm o
diâmetro das nanoesferas de polímero epoxídico transportadoras de YFeAl/ZnS obtidas neste trabalho parece ser
conveniente para o diagnóstico e tratamento de processos que envolvam a angiogênese tumoral.
A Figura 4 mostra a micrografia de epifluorescência
de nanoesferas do polímero epoxídico contendo YFeAl/
ZnS. As micrografias foram obtidas no estado sólido e,
em solução tampão fosfato-salina (PBS) pH 7.0 simulando o fluido fisiológico humano. As amostras foram excitadas a 350 nm. Observa-se que as nanoesferas do
polímero epoxídico contendo YFeAl/ZnS exibem uma intensa fluorescência (Figura 5). Uma vez que as nanoesferas do polímero epoxídico puro não são fluorescentes, as
propriedades fluorescentes observadas correspondem
aos pontos quânticos ZnS sobre a superfície da cerâmica
ferromagnética YFeAl.
Observa-se ainda nas imagens de epifluorescência
que não existe extinção significativa na luminescência das
nanoesferas carregadas com a cerâmica magneto-oticamente ativa em função da constante dielétrica do meio
indicando que as nanoesferas carregadas com YFeAl/ZnS
podem ser utilizadas como um biomarcador efetivo para
aplicações na medicina diagnóstica.
A Figura 5 apresenta a intensidade de luminescência
observado à temperatura ambiente (27ºC) das nanoesferas do polímero epoxídico carregadas com YFeAl/ZnS (A) e
de nanoesferas do polímero epoxídico puro (B). Observase uma larga banda de emissão a aproximadamente 580
nm (λmax). O pico de emissão observado deve-se a vacâncias de Zn+2 presentes nos pontos quânticos de ZnS
que revestem a superfície da cerâmica ferromagnética de
YFeAl. Por sua vez, a largura do pico de emissão deve-se
A
Figura 2. Micrografias MEV dos sistemas: DGEBA/YFeAl (A),
DGEBA/ZnS (C), DGEBA (E, F).
B
Figura 3. Distribuição de tamanhos de partículas (%) das nanoesferas do polímero epoxídico (DGEBA) carregadas com YFeAl/ZnS.
Figura 4. Micrografia de epifluorescência de nanoesferas de
DGEBA-YFeAl/ZnS no estado sólido (A) e em solução fisiológica
PBS (B). As micrografias de epifluorescência foram obtidas com
objetivas com aumento de 1000x. As amostras foram excitadas
com luz de comprimento de onda de 350 nm.
17
Castro VF, Queiroz AAA
provavelmente à distribuição de tamanho de partículas de
YFeAl/ZnS não monomodal.
A Figura 6 ilustra o espectro de luminescência das
nanoesferas do polímero epoxídico carregado com o
nanocompósito YFeAl/ZnS no estado sólido (Fig. 6-A) e
em solução fisiológica pH 7.0 (Fig. 6-B). Observa-se um
pequeno deslocamento para o vermelho devido possivelmente ao processo de transferência de energia entre os
pontos quânticos ZnS na superfície da cerâmica YFeAl associado possivelmente à variação da constante dielétrica
do meio.
Figura 5. Espectro de fluorescência de nanoesferas transportadoras de nanopartículas YFeAl/ZnS (A) e nanoesferas do polímero epoxídico puro (B).
As nanopartículas magneto-ativas de YFeAl/ZnS podem
ser utilizadas como um biomarcador efetivo para aplicações na medicina diagnóstica, sendo que suas propriedades óticas são elementos diferenciáveis na visualização do
tecido neoplásico. Através das análises MEV observou-se
uma distribuição de tamanhos numa faixa de 25-50 nm,
com superfícies lisas e aparentemente sem a presença de
poros indicando que o nanocompósito YFeAl/ZnS preenche o volume livre entre as cadeias do polímero epoxídico
sem causar a deformação das nanoesferas. As nanoesferas magneto-oticamente ativas 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, relacionando sensoriamento de espécies bioquímicas, transporte de fármacos e localização
das neoplasias através das características óticas do ponto
quântico ZnS.
Agradecimentos
Os autores agradecem à Fapemig pelo apoio financeiro
concedido a este trabalho (APQ 01164-08).
Referências
Figura 6. Espectro de fluorescência de nanoesferas transportadoras de nanopartículas YFeAl/ZnS no estado sólido (A) e em
solução fisiologia PBS pH 7.0 (B). As medidas foram efetuadas
à temperatura ambiente (25ºC).
18
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para Utilização em Hipertermia. [dissertacão];2006.
Artigo Original
Identificação de patologias mamárias
através do espalhamento elástico de raios X
Identification of human breast pathologies by x-ray elastic
scattering
André L. C. Conceição, Marcelo Antoniassi, Martin E. Poletti
Departamento de Física e Matemática da Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto –
Universidade de São Paulo (FFCLRP-USP), Ribeirão Preto (SP), Brasil.
Resumo
Neste trabalho foram determinados os perfis de espalhamento de amostras normais, benignas e malignas de tecido mamário no intervalo de
momento transferido 0,07nm-1≤q≤70,55nm-1, resultante da combinação dos dados de WAXS (wide angle x-ray scattering) e SAXS (small angle
x-ray scattering). Os resultados obtidos mostram que cada tipo de tecido mamário estudado apresenta seu próprio perfil de espalhamento. Baseado
neste fato, alguns parâmetros, que representam características estruturais, foram extraídos dos perfis de espalhamento e submetidos à análise
de discriminante. A partir da análise estatística, a razão entre as intensidades dos picos em q=19,8nm-1 e q=13,9nm-1 e a intensidade do pico de
espalhamento de 3ª ordem das fibras de colágeno surgiram como dois potenciais classificadores de tecidos mamários e, combinando-os foi possível
diferenciar entre normal, benigno e maligno.
Palavras-chave: câncer de mama, espalhamento de raios X, WAXS, SAXS, radiologia.
Abstract
In this paper we determine the scattering profiles of normal, benign and malignant human breast samples in a momentum transfer range of
0.07nm-1≤q≤70.55nm-1, resulted from combining WAXS (wide angle x-ray scattering) and SAXS (small angle x-ray scattering) data. The results
showed considerable differences between the scattering profiles of each tissue type. Based on this fact, some parameters, representing structural
features, were extracted from these scattering profiles and submitted to a discriminant analysis. From statistical analysis, the ratio between the
peak intensities at q=19.8nm-1 and q=13.9nm-1 and the intensity of 3rd order axial collagen peak arose as two potentials breast tissue classifiers
and, from combining them it was possible differentiate among normal, benign and malignant lesions.
Keywords: breast cancer, x-ray scattering, WAXS, SAXS, radiology.
Introduction
Breast cancer is the second most frequently incident type
of cancer and the most common in women. According to
projections of breast cancer incidence in Brazil in 2010
will must arise about 49,240 new cases of this disease1.
Nowadays, mammography is the principal technique
for early detection of breast cancer, however, due to its
inherent limitation, some cases of false diagnoses and
inappropriate biopsies have occurred. Then, new spectroscopic2-3 and imaging4,5 techniques have been studied
in order to complement the information provided by the
mammography. Recent researches have demonstrated
that the x-ray coherent scattering techniques appear as
a potential alternative to enhance the mammography,
since that the coherent scattering distribution (scattering
profile) carries information about the tissue structures
providing details about possible structural changes due
to cancer progression. Usually two techniques are used
to measure scattering profiles from human breast tissues:
WAXS (wide angle x-ray scattering) and SAXS (small angle x-ray scattering). WAXS technique allows obtaining a
spatial distribution of smallest cell structures that compose the tissues, as for example water and fatty acid6, while
the SAXS technique allows determining supramolecular
system features, for example the collagen fibrils7. In this
sense, combining the scattering profiles at WAXS and
SAXS regions allows correlate changes at molecular level
with those occurred at supramolecular scale and then,
could provide a mean of differentiate the human breast
tissues8,9.
Therefore, in this study, both techniques were applied
on each sample (normal and neoplastic breast tissues) in
order to determine their total scattering profiles; and to
Correspondência: André L. C. Conceição, Departamento de Física / Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto – Universidade de São Paulo,
Av. Bandeirante, 3900 - Monte Alegre, 14040-901, Ribeirão Preto (SP) – Brasil – E-mail: [email protected]
19
Conceição ALC, Antoniassi M, Poletti ME
study which parameters can be used to classify the human breast tissues.
Material and Methods
The breast tissue samples analyzed in this work were
obtained from mastectomy and reduction mammoplasty procedures. The samples were histopathologically
classified as: normal tissue, benign lesion and malignant
lesion. However, due to heterogeneity of the normal tissue, it was subdivided into: adipose and fibroglandular.
Subsequently to collection and classification, the samples were stored within suitable cases and fixed in formalin (4% formaldehyde in water). At the moment of the
measurements, the samples were cut to 1mm thick to fit
into the circular sample holder with 10 mm of diameter
and sandwiched between thin mica foils and positioned
to carry out the measurements.
WAXS and SAXS experiments were carried out at the
D12A-XRD1 and D02-SAXS2 beam lines in the National
Synchrotron Light Laboratory (LNLS) in Campinas, Brazil.
For WAXS experiment the x-ray beam energy was fixed at
11 keV and the irradiation area on the sample was 3.0 mm
x 1.0 mm. The sample was assembled on a rotative table
inside of the Huber three-circle diffractometer operating
in transmission mode. The detector system consists of a
graphite monochromator, which was positioned in order
to select only photons scattered with 11 keV and exclude other energies, and a fast scintillation detector NaI(Tl).
Coherent scattered intensities were scanned covering
a momentum transfer range of 0.7 nm-1≤q=4πsen(θ/2)/
λ≤70.5 nm-1 where θ is the scattering angle and λ the
wavelength. While for SAXS experiment was used an xray beam of energy of 7.7keV, whose size on the sample
was 1.0 x 0.5 mm, and a two-dimensional MarCCD 165
camera detector of 2048 x 2048 pixels, with resolution
of 79 μm per pixel. Two sample-detector distances were
used (641 mm and 2043 mm), allowing to record the momentum transfer interval of 0.07 nm-1≤q≤4.20 nm-1.Three
SAXS images were acquired on different places of the
same sample and were summed in order to obtain an
average scattering profile for the whole sample. Standard
sample of Silver Behenate was used as a calibrant, in
order to establish the correct reciprocal space scale of
each scattering profile.
The differential linear coherent scattering coefficient, µCS,
was obtained from WAXS measured intensity, IM(q), by2:
 CS = [ IM ( q ) − B ( q )T ] A ( q ) − 1P ( q ) − 1 K (1)
where B(q) represents the background signal, which correspond to photons originated from every other spurious
scattering sources, in this case were from three sources:
the layer of air between sample and detector, the mica foils
and the bulk sample holder; T is the transmission factor;
A(q) is the sample self-attenuation and geometric factor;
20
P(q) is the polarization factor and K is a normalization
constant. A(q) and P(q) both were calculated using standard analytical functions10.
The software FIT2D11 was used to process all SAXS
images in order to extract the one-dimensional scattering
coherent intensity distribution from 2D images by radial
averaging. The relative intensity scattered from the sample
(IS) is obtained after applying some corrections on the coherent scattered intensity measured (IM). This procedure is
summarized in equation 2 5:
I S (q) = I M* (q) AM (q) − B* (q)  AB (q)
(2)
where IM*(q) and B*(q) are the total scattering intensity measured (sample+background) and background signal, respectively, normalized by incident intensity; A(q) represent the
same factors shown in WAXS experiment, however for SAXS
experiment were considered constant for all q range (since
cos(θ)≈1). These correction factors were experimental measured during the SAXS experiment. The indexes M and B
corresponding to measured and background respectively.
Additionally, in order to obtain the total scattering profile, the µcs(q) from each sample at WAXS region was used
to normalize the Is(q) from the correspondent sample at
SAXS region, in a common interval ranging from 0.7 to
4.20 nm-1 7. Finally, from the total scattering profiles were
extracted some parameters that representing structural information and submitted to discriminant analysis in order
to verify what these parameters could be statistically significant to differentiate between the groups of breast tissues
based on their structural features.
Results and Discussion
Figure 1 shows the experimental differential linear coherent
scattering coefficient (scattering profile), resulting from fusion of the SAXS and WAXS spectra of each breast tissue
type analyzed in this work.
From figure 1 it is easily seen that the scattering profiles are a typical signature of each breast tissue type, and
their behavior show several features strongly dependent
on the momentum transfer values. At low region, it is possible observe the influence of the large-scale arrangement,
mainly due to collagen fibrils (peaks from 0.25 to 1.20 nm-1)
for fibroglandular and pathological samples, as well as
triacylglycerides (q=1.38 nm-1) for adipose tissues7. At high
region, the scattering profiles reflect effects of molecular
interference related to fatty acids (q=13.9 nm-1) for adipose samples and water (q=19.8 nm-1) for fibroglandular and
pathological tissues6,9.
From the discriminant analysis of the parameters extracted from the scattering profiles only the ratio between
the peak intensities at q=19.8 nm-1 and q=13.9 nm-1 and
the intensity of 3rd order axial collagen peak were statistically significant (p<0.001) and allows classifying the breast
tissues as shown in figure 2.
Identificação de patologias mamárias através do espalhamento elástico de raios X
Conclusion
This work shown that x ray elastic scattering experiments applied in human breast tissues provide a unique
signature of each tissues type. Using WAXS technique it
is possible to find features at molecular level, fatty acid
and water, for example, while changes in a supramolecular level, as collagen fibrils, can be observed employing SAXS technique. Combining both techniques
allows correlate changes at molecular and supramolecular levels.
Moreover, statistical analysis of the scattering profiles
has shown that two parameters, the ratio between the
peak intensities at q=19.8 nm-1 and q=13.9 nm-1 and the
intensity of the third-order axial collagen peak, can be considered valuable histological classifiers of the human breast tissues. Therefore, combining these two parameters is
possible the differentiating among normal adipose, benign
and malignant tissues.
Figure 1. Scattering profile of each breast tissue group analyzed
in this work
Acknowledgments
The authors would like to acknowledge the support by the Brazilian agencies Fundação de Amparo
à Pesquisa do Estado de São Paulo (FAPESP) and
Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e
Tecnológico (CNPq), as well as the D02A-SAXS2 and the
D12A-XRD1 beam lines staffs for the help during the experiments in the National Synchrotron Light Laboratory
(LNLS). In addition, we also would like to thank the
Department of Pathology of the Clinics Hospital, Faculty
of Medicine of Ribeirão Preto, Brazil, for allow to collect
the human breast samples.
References
1. Instituto Nacional de Câncer (INCA). Estimativa 2010 – Incidência de
Câncer no Brasil. Rio de Janeiro: Ministério da Saúde; 2009.
2. Poletti ME, Gonçalves OD, Mazzaro I. X-ray scattering from human
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3. Ooi GJ, Fox J, Siu K, Lewis R, Bambery KR, McNaughton D, et al.
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combined biomolecular approach to diagnosis of breast cancer. Med Phys.
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4. Lewis RA. Medical phase contrast x-ray imaging: current status and future
prospects. Phys Med Biol. 2004;49: 3573-63.
5. Warner E, Plewes DB, Shumak RS, Catzavelos GC, Di Prospero LS, Yaffe MJ,
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and Ultrasound for Surveillance of Women at High Risk for Hereditary
Breast Cancer. J Clin Oncol. 2001;19: 3524-31.
6. Oliveira OR, Conceição ALC, Cunha DM, Poletti ME, Pelá CA. Identification
of neoplasias of breast tissue using a commercial powder diffractometer. J
Radiat Res. 2008;49:527-32.
Figure 2. Scatter plot of the ratio of water-like and fatty acid
peak intensities versus the third-axial order peak intensity. Ellipses are shown to illustrate the clustering.
7. Conceição ALC, Antoniassi M, Poletti ME. Analysis of breast cancer by small
angle x-ray scattering (SAXS). Analyst. 2009;134: 1077-82.
8. Conceição ALC, Antoniassi M, Poletti ME. Preliminary study of human breast
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9. Conceição ALC, Antoniassi M, Poletti ME. Assessment of the differential
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10. Poletti ME, Gonçalves OD, Schechter H, Mazzaro I. Precise evaluation of
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11. http://www.esrf.eu/computing/scientific/FIT2D/. European Synchrotron
Radiation Facility. Acess in 10 sept. 2009.
21
Artigo Original
Análise do comportamento de um medidor
de tensão não invasivo no intervalo de
mamografia
Behaviour analysis of a non-invasive voltage meter in
mammography
Eduardo de L. Corrêa, Rodrigo F. de Lucena, Vitor Vivolo, Maria da Penha A. Potiens
Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares – IPEN/CNEN - São Paulo (SP), Brasil
Resumo
Um dos passos apresentados pelo TRS-457, da Agência Internacional de Energia Atômica (AIEA), para a implantação de qualidades em um sistema
de referência de radiação X é a medição da Tensão de Pico Prático (PPV). A norma IEC 61267 coloca que essa grandeza deve ser medida utilizando
um medidor invasivo. Porém, o TRS-457 apresenta a possibilidade de utilizar um medidor não-invasivo para realizar essas medições. Um dos
aparelhos mais usados para esse fim é o medidor não-invasivo da PTW, modelo DIAVOLT UNIVERSAL All-in-one QC Meter T43014, que pode ser
utilizado para medir qualidades de radiação em radiografia convencional, tomografia computadorizada, fluoroscopia, raios X dental, raios X dental
panorâmico e mamografia. No caso de mamografia esse aparelho acaba, dependendo do modelo, comprometendo um pouco a exatidão das
medições, uma vez que, em seu menu existem apenas as configurações próprias para aqueles que irão utilizar esse equipamento em sistemas de
radiação X cujo anodo (também chamado de “alvo”) do tubo seja de molibdênio. Nesse trabalho será apresentada uma análise da variação entre os
valores obtidos de acordo com a opção selecionada no equipamento, para mamografia. A referência usada para se saber qual seria a opção mais
adequada foi o valor de kVp máximo obtido, para esse mesmo sistema, por meio da espectrometria, que é considerada um método primário para a
obtenção dessa grandeza.
Palavras-chave: medidores não-invasivos, tensão de pico, kVp, PPV, mamografia.
Abstract
One of the steps required by the TRS-457, from the International Atomic Energy Agency (IAEA), for the implementation of qualities in an X-ray
reference system is the measurement of the Practical Peak Voltage (PPV). The standard IEC 61267 suggests that this quantity must be measured
using an invasive device. However, the TRS-457 presents the possibility of using a non-invasive device to make these measurements. One of the
most used apparatus, in this situation, is the PTW non-invasive device, DIAVOLT UNIVERSAL All-in-one QC Meter T43014 model, which can be used
to measure radiation qualities in conventional radiology, computed tomography, fluoroscopy, dental X-ray, dental X-ray panoramic and mammography.
In the case of mammography this device can, depending on the model, compromise the measurement veracity, since in its menu there are only the
specifics configurations for those who will use this device for an X-ray system which the tube anode (target) is of molybdenum. In this study will be
presented the analysis of the results obtained for the selected option in this device, for mammography. The reference used to know which option
would be better was the value of the kVp maximum obtained, for this same system, by spectrometry, which is considered a primary method to obtain
this quantity.
Keywords: non-invasive devices, peak voltage, kVp, PPV, mammography.
Introdução
A grandeza física PPV (do inglês Practical Peak Voltage,
ou Tensão de Pico Prático) é relativamente nova, e está
mais relacionada com a imagem obtida em exames radiológicos. A sua recomendação surgiu pela primeira vez
na norma internacional IEC 612671, em 2005. A partir
daí tornou-se necessária sua medição sempre que se for
implantar qualidades de radiação X em um sistema usado
na calibração de instrumentos dosimétricos. A norma sugere que seja utilizado um equipamento invasivo para se
medir o PPV. Porém, o código de prática da AIEA, o TRS4572, apresenta a possibilidade de se utilizar um medidor
não-invasivo para realizar essas medições. Nesse caso,
um dos aparelhos mais utilizados é o medidor não-invasivo
da PTW, modelo Diavolt, pois é pequeno e relativamente
Correspondência: Eduardo de Lima Corrêa – Universidade de São Paulo, Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares, Centro de Metrologia das
Radiações – Avenida Lineu Prestes, 2.242 – Cidade Universitária – CEP 05508-000 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
23
Corrêa EL, Lucena RF, Vivolo V, Potiens MPA
fácil de usar. O Laboratório de Calibração de Instrumentos
(LCI), do IPEN, possui o modelo DIAVOLT UNIVERSAL Allin-one QC Meter T43014, que apresenta, no menu presente em seu sistema, diferentes opções para se trabalhar em
diferentes qualidades (tomografia, mamografia, radiografia
convencional etc), com diferentes opções de configuração
alvo-filtro do sistema, específicas para cada um dos exames citados. Porém, no caso de mamografia, as únicas
opções que esse aparelho oferece, nesse caso, são para
sistemas com anodo de molibdênio (Mo/1,5Al, Mo/0,5Al e
Mo/30Mo, sendo que o material antes da barra é o material do alvo, e aquele depois da barra, o da filtração), o que
não condiz com o sistema presente no LCI, que possui um
tubo de raios X com alvo de tungstênio. Pensando nisso é
que foi realizado o teste aqui apresentado. As opções de
combinação alvo-filtro presentes no equipamento foram
variadas, e então analisado qual delas apresenta o valor
mais adequado de PPV para o sistema utilizado.
Material e Métodos
Os testes foram realizados no sistema de radiação X presente no LCI, Pantak/Seifert, mostrado na Figura 1, trabalhando na faixa de tensão de 25 kV a 35 kV, com uma
filtração inerente de 0,138 mm de alumínio3 e janela de
0,8 mm de berílio4. O medidor não-invasivo utilizado foi
um PTW, modelo Diavolt Universal All-in-one QC Meter
T43014, mostrado na Figura 2, que pode ser utilizado em
radiologia convencional, tomografia computadorizada,
fluoroscopia, raios X dental, raios X dental panorâmico e
mamografia. Nesse caso, o foco do estudo foram as qualidades de mamografia. Este instrumento possui rastreabilidade ao laboratório primário alemão PTB (PhysikalischTechnische Bundesanstalt), com uma incerteza de ± 2 %
na sua calibração.
Na Figura 3 é mostrado o menu do Diavolt onde é feita
a seleção da qualidade e da combinação alvo-filtro.
O medidor Diavolt foi posicionado a 1 (um) metro do
anodo do tubo, pois esta é a distância de calibração em
mamografia (Figura 4).
Figura 1. Sistema de radiação X Pantak/Seifert, com o tubo ao
fundo e o gerador mais à frente.
1
2
Figura 3. Display do Diavolt, mostrando a qualidade (1) e a
combinação alvo-filtro (2) selecionada.
Figura 2. Medidor não-invasivo PTW, modelo Diavolt Universal
All-in-one QC Meter.
24
Figura 4. Posição do Diavolt onde as medições foram realizadas.
Análise do comportamento de um medidor de tensão não invasivo no intervalo de mamografia
Primeiramente foi utilizada a configuração Mo/0,5Al, que
significa anodo de molibdênio e filtração total de 0,5 mm
de alumínio (Figura 5). Foram realizadas cinco medições de
kVp máximo, kVp médio e PPV, para cada uma das tensões
usadas em mamografia (25 kV, 28 kV, 30 kV e 35 kV).
No display do Diavolt, mostrado na figura 5, pode-se
ver a qualidade na qual ele está trabalhando (3), a combinação alvo-filtro selecionada (4), o valor de kerma no ar (5),
o tempo de exposição (6) e a grandeza elétrica medida (7),
que pode ser o kVp médio, o kVp máximo ou o PPV.
Esse procedimento foi utilizado também para as outras opções de filtração, Mo/1,5Al (alvo de molibdênio e
filtração total de 1,5 mm de alumínio) e Mo/30Mo (alvo de
molibdênio e filtração total de 30 µm de molibdênio). As
Figuras 6 e 7 mostram o display do Diavolt quando essas
seleções são feitas.
Foram calculados a média e o desvio padrão das medições realizadas.
Após isso foi necessário identificar qual seria o valor
correto para esses valores, e assim poder realizar o procedimento de implantação das qualidades de mamografia
nesse sistema de radiação X.
Para isso foram utilizados como referência os valores
de kVp máximo obtidos através da espectrometria do
3
7
4
5
6
Figura 5. Display do Diavolt, mostrando os valores medidos
pelo mesmo.
feixe, procedimento considerando primário na obtenção
dessa grandeza.
Como o manual do Diavolt não é muito claro quanto ao
método utilizado por ele para obter esses valores, achou-se
melhor utilizar na comparação o valor de kVp médio, ao
invés de utilizar o kVp máximo. Isso porque, conforme observado nas várias medições realizadas, no caso do kVp
médio, o resultado apresentado pelo Diavolt é uma média
de todas as tensões medidas por ele. Dessa forma, utilizando essa grandeza, sabe-se que não se está desprezando
nenhuma leitura feita por ele, pois se está trabalhando com
uma média. Da mesma maneira tem-se, a partir daí, um
valor que pode ser mais próximo do valor correto.
Resultados
Os resultados mostraram que existe uma diferença significativa entre as diferentes configurações do aparelho. As
Tabelas 1, 2 e 3 mostram os valores obtidos de acordo com
as diferentes opções de filtração inseridas no Diavolt, e a
variação observada quando se compara esses valores com
os resultados encontrados a partir da espectrometria.
Tabela 1. Valores de tensão obtidos para a filtração de Mo/0,5Al.
Tensão
Nominal
(kV)
25
28
30
35
Medidor Diavolt
kVp
kVp
PPV
max
med
(kV)
(kV)
(kV)
28,45 27,87 27,30
31,71 31,20 30,70
34,01 33,50 33,00
39,62 39,06 38,52
Espectrômetro
Tensão
Máxima
(kV)
26,2 ± 1,4
29,21 ± 0,97
31,20 ± 0,49
36,23 ± 0,72
Variação
(%)
5,88
6,37
6,86
7,24
Tabela 2. Valores de tensão obtidos para a filtração de Mo/1,5Al.
Figura 6. Display do Diavolt quando é selecionada a opção
Mo/1,5Al.
Tensão
Nominal
(kV)
25
28
30
35
Medidor Diavolt
kVp
kVp
PPV
max
med
(kV)
(kV)
(kV)
26,38 26,10 25,70
29,22 28,90 28,50
31,04 30,80 30,40
35,60 35,20 35,00
Espectrômetro
Tensão
Máxima
(kV)
26,2 ± 1,4
29,21 ± 0,97
31,20 ± 0,49
36,23 ± 0,72
Variação
(%)
4,96
1,06
1,28
2,84
Tabela 3. Valores de tensão obtidos para a filtração de Mo/30Mo.
Figura 7. Display do Diavolt quando é selecionada a opção
Mo/30Mo.
Tensão
Nominal
(kV)
25
28
30
35
Medidor Diavolt
kVp
kVp
PPV
max
med
(kV)
(kV)
(kV)
31,50 31,00 30,40
34,52 34,10 33,60
36,46 36,10 35,60
xxx
xxx
xxx
Espectrômetro
Tensão
Máxima
(kV)
26,2 ± 1,4
29,21 ± 0,97
31,20 ± 0,49
36,23 ± 0,72
Variação
(%)
15,39
14,34
13,57
xxx
25
Corrêa EL, Lucena RF, Vivolo V, Potiens MPA
Pode-se observar que, na tensão de 35 kV, para
a opção Mo/30Mo, não são apresentados os valores
encontrados. Isso porque, quando utilizamos a opção
mamografia no Dialvolt, este passa a operar na faixa
de tensão de 22 kV a 40 kV. Qualquer medição realizada fora desse intervalo é dada como “valor fora de
escala”. Nessa tensão, e utilizando essa configuração, o
Diavolt mediu tensões acima de 40 kV, por isso ele não
forneceu os valores medidos. Isso mostra que as medições estariam bem acima do esperado para esta tensão
(em torno de 35 kV). Como o Diavolt é um aparelho
que possui uma precisão muito alta, os desvios padrão
calculados ou deram zero ou muito próximo de zero.
Sendo assim, foi estimado que a incerteza expandida
das medições é de 4%. Essa incerteza leva em conta os
2% de incerteza na calibração do Diavolt, fornecido pela
própria PTW, e também possíveis erros na montagem
do sistema.
Os resultados mostram que existe uma variação de aproximadamente 15,4%, na tensão de 25 kV, entre os valores
fornecidos pelo Diavolt e aqueles obtidos pela espectrometria, quando é utilizada a opção Mo/30Mo. Quando
comparamos as leituras de kVp médio fornecidas nas opções Mo/30Mo e Mo/1,5Al, temos uma variação de até
15,81%.
Isso mostra uma dependência muito grande do Diavolt
em relação a essa opção. Porém, como o manual fornecido pelo fabricante é insuficiente em relação às informações sobre o princípio de funcionamento do Diavolt, fica
difícil entender a razão dessa grande dependência.
O importante nesse caso é verificar essa diferença nos
valores e procurar qual a melhor opção para se usar. Como
foi dito no início, nenhuma das opções de configuração do
Diavolt condiz com o sistema presente no LCI. Mas, com
esses testes, foi possível identificar qual a melhor opção a
ser utilizada nesse caso.
26
Na configuração Mo/1,5Al os valores de kVp médio
medidos pelo Diavolt são próximos dos obtidos por meio
da espectrometria (variação máxima de 4,9%). Assim,
pode-se dizer que essa configuração é a mais adequada
para ser utilizada nesse sistema, pois o valor apresentado
pelo aparelho é o mais próximo do valor de referência.
Portanto, concluiu-se que os valores de PPV obtidos
nessa configuração são os mais próximos daquilo que seria o valor real. De agora em diante, sempre que for necessário realizar a medição de PPV nesse sistema de radiação
X, com o Diavolt, a opção alvo-filtração mais adequada é
a Mo/1,5Al.
Agradecimentos
Os autores agradecem ao Conselho Nacional de
Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq), à
Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de São
Paulo (FAPESP), à Coordenação de Aperfeiçoamento
de Pessoal de Nível Superior (CAPES) e ao Ministério de
Ciência e Tecnologia (MCT, Projeto: Instituto Nacional de
Ciência e Tecnologia (INCT) em Metrologia das Radiações
na Medicina), pelo apoio financeiro parcial.
Referências
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X-ray equipment. Radiation conditions for use in the determination of
characteristics. IEC 61267. Geneva; 2005.
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[dissertação]. São Paulo: Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares;
2009.
4. Maia AF. Padronização de feixes e metodologia dosimétrica em tomografia
computadorizada. [tese]. São Paulo: Instituto de Pesquisas Energéticas e
Nucleares; 2005.
Artigo Original
Desempenho de um sistema tandem para
controle de qualidade em radiodiagnóstico
A tandem system performance for quality control in
radiodiagnostic range
Jonas O. Silva, Linda V. E. Caldas
Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN-CNEN/SP) - São Paulo (SP), Brasil
Resumo
Um sistema tandem com câmaras de ionização foi desenvolvido para ser aplicado no intervalo de energia de radiodiagnóstico convencional. Este
sistema é formado por duas câmaras de ionização com eletrodos coletores de materiais diferentes: alumínio e grafite. Ambas as câmaras possuem
um volume sensível de 6 cm3. Características como saturação, eficiência de coleta de íons, linearidade da resposta da câmara com a taxa de kerma
no ar e dependência energética foram determinados. Com os resultados obtidos com a dependência energética foram determinadas as curvas
tandem. Os resultados mostram que este sistema pode ser usado em programas de controle de qualidade em radiodiagnóstico. Todas as medidas
foram realizadas no Laboratório de Calibração de Instrumentos no IPEN/CNEN.
Palavras-chave: câmara de ionização, radiodiagnóstico, sistema tandem, instrumentação.
Abstract
A tandem ionization chamber system has been developed to be applied for conventional diagnostic radiology energy range dosimetry. This system
consists of two ionization chambers with different collecting electrode materials: aluminum and graphite. Both chambers have a sensitive volume
of 6 cm3. Characteristics as saturation, ion collection efficiency, linearity of chamber response versus air kerma rate and energy dependence were
determined. The results of energy dependence allowed the determination of the tandem curve. It can be used in quality control programs of diagnostic
radiology area. All measurements were carried out at the Calibration Laboratory of IPEN.
Keywords: ionization chamber, radiodiagnostic, tandem system, instrumentation.
Introdução
O programa de controle de qualidade de equipamentos de
radiodiagnóstico é essencial para aliar o compromisso da
qualidade da imagem com a mínima dose necessária ao
paciente1. Para isto, alguns testes são realizados nos equipamentos e, entre eles, está o da verificação da camada
semi-redutora. Uma medida correta da qualidade do feixe
irá assegurar tanto a otimização da imagem quanto a proteção radiológica do paciente2.
Geralmente a obtenção dos valores das camadas semi-redutoras pelo método convencional demanda muito
tempo e, por isso, não é realizado nas clínicas com a frequência necessária. Um método simples e auxiliar na determinação das camadas semi-redutoras é o sistema tandem que consiste na razão das respostas de detectores
com dependências energéticas diferentes3. A partir dos
fatores obtidos pode-se confirmar a energia do feixe4.
Assim, o propósito deste trabalho foi apresentar o desempenho um sistema dosimétrico constituído por duas
câmaras de ionização construídas com material de baixo
custo nas qualidades de radiodiagnóstico convencional.
A caracterização das câmaras para esta finalidade seguiu
recomendações internacionais5,6. Por fim, os fatores tandem foram determinados.
Materiais e Métodos
Foram utilizadas duas câmaras de ionização de placasparalelas desenvolvidas no IPEN. Elas possuem volume
sensível de 6,0 cm3 e eletrodos coletores de materiais
diferentes (alumínio e grafite). As leituras das câmaras
foram obtidas com o eletrômetro PTW-Freiburg UNIDOS
E. Os sistemas de irradiação usados foram: uma fonte
de controle de 90Sr+90Y (33 MBq, 1994) da PTW tipo
Correspondência: Jonas O. Silva – Universidade de São Paulo, Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares, Centro de Metrologia das Radiações –
Avenida Lineu Prestes, 2.242 – Cidade Universitária – CEP 05508-000 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
27
Silva JO, Caldas LVE
8921 e um equipamento de raios-X Pantak Seifert
Isovolt 160HS com alvo de tungstênio, que opera de 5
a 160 kV (a corrente pode variar de 0,1 a 45 mA). Este
equipamento tem uma filtração inerente de 0,8 mmBe.
Na Tabela 1 estão apresentadas as qualidades dos feixes de radiodiagnóstico. Como essas câmaras não são
seladas, foi necessário fazer as correções nas leituras
para as condições normais de temperatura e pressão
(20ºC e 101,3 kPa).
Resultados
As câmaras foram estudadas em relação às suas características operacionais de: saturação da corrente de ionização, eficiência de coleção de íons, efeito de polaridade,
tempo de estabilização e estabilidade a curto prazo (repetibilidade). A linearidade e a dependência energética foram
testadas calibrando-se as câmaras no intervalo de energias do radiodiagnóstico convencional. As curvas tandem
também foram obtidas.
Tabela 1. Características das qualidades de radiação usadas
segundo a norma IEC 61267 de 20057.
a
Qualidade
da
Radiação
Tensão
no Tubo
(kV)
RQR 3
RQR 5
RQR 8
RQR 10
RQA 3
RQA 5
RQA 8
RQA 10
50
70
100
150
50
70
100
150
Camada
SemiRedutora
(mmAl)
1,78
2,58
3,97
6,57
3,8
6,8
10,1
13,3
Filtração
Adicionala
(mmAl)
2,4
2,8
3,2
4,2
12,4
23,8
37,2
49,2
Taxa de
Kerma
no Ar
(mGy/min)
22,20
38,76
68,47
119,46
3,01
2,88
4,89
11,05
Filtração necessária para obter as mesmas camadas semi-redutoras da norma IEC 61267.
Saturação, eficiência de coleção de íons e efeito da
polaridade
As câmaras de ionização foram irradiadas sequencialmente na qualidade RQR 5 (Tabela 1), tomando-se a
janela de entrada como referência à distância de 100
cm. A tensão aplicada às câmaras foram de ±50 V a
±300 V em passos de ±50 V. As curvas de saturação
estão apresentadas na Figura 1. As correntes de ionização foram determinadas como os valores médios de
cinco medidas para cada valor de tensão. As incertezas nas correntes de ionização foram sempre menores que 0,05% para ambas as câmaras. A diferença
entre os comportamentos das câmaras, observada na
Figura 1, é devido à mudança do material do eletrodo
coletor.
A eficiência de coleção de íons, Ks, foi determinada pelo método de duas tensões, utilizando a fonte de
90
Sr+90Y8:
Ks=
(V1/V2)2 - 1
(V1/V2)2 - (M1/M2)
(1)
onde M1 e M2 são as medições do eletrômetro corrigidas
para a influência da temperatura e pressão, nas tensões
V1 e V2 e V1 = 2V27. A tensão V1 é o valor normalmente
utilizado para essas câmaras.
A eficiência de coleção de íons foi maior que 99,0%
para V1 = +300 V, tanto para a câmara com eletrodo coletor de grafite quanto para a câmara com eletrodo coletor
de alumínio. Isto quer dizer que as perdas por recombinação foram menores que 1,0%, como recomendado
pela IEC7.
Na região de saturação, o efeito da polaridade foi menor que 1,0% para ambas as câmaras.
Tempo de Estabilização
Para avaliar o tempo de estabilização das câmaras,
as correntes de ionização foram medidas para a tensão de ±300 V após 15, 60 e 120 min de aplicação
da tensão. As câmaras foram irradiadas com a fonte
de 90Sr+90Y posicionada a 1,0 mm da janela de entrada das câmaras. Os resultados normalizados para as
medições a 60 min 6 estão apresentados nas Tabelas
2a e 2b. As correntes de ionização medidas 15 e 120
min depois da aplicação da tensão diferem menos que
0,5% do valor medido a 60 min, como recomendado
pela IEC6.
Tabela 2a. Teste de tempo de estabilização para a câmara com
eletrodo coletor de Alumínio.
Figura 1. Curvas de saturação para as câmaras com eletrodos
coletores de Alumínio e Grafite (RQR 5).
28
Tempo após a aplicação
da tensão (min)
15
60
120
Polaridade
Positiva
Negativa
0,995 ± 0,012
1,002 ± 0,012
1
1
1,000 ± 0,012
0,998 ± 0,012
Desempenho de um sistema tandem para controle de qualidade em radiodiagnóstico
Tabela 2b. Teste de tempo de estabilização para a câmara com
eletrodo coletor de Grafite.
Polaridade
Estabilidade da resposta a curto prazo
No teste de estabilidade da resposta a curto prazo, as
câmaras de ionização foram irradiadas com a fonte de
controle de 90Sr+ 90Y. Para garantir a reprodutibilidade
da geometria, um suporte de acrílico foi desenvolvido
para posicionar a fonte numa distância de 1,0 mm da
janela de entrada. Dez medições foram realizadas e,
para ambas as câmaras, a variação da resposta foi
menor que 0,20%. De acordo com a IEC 61674 6, a
variação da resposta para este teste não pode exceder 3,0%.
Linearidade da resposta
A relação linear entre a corrente de ionização e a taxa de
kerma no ar foi determinada pela irradiação das câmaras
com a qualidade RQR 5 (Tabela 1). As câmaras foram posicionadas à distância de 100 cm com relação ao ponto
focal do equipamento de raios-X.
As câmaras foram polarizadas com a tensão de +300
V e a corrente no tubo variou de 1,0 mA a 40,0 mA, para
obtenção de diferentes taxas de kerma no ar. Para cada
ponto foram feitas cinco medições e os valores apresentados na Figura 2 são os valores médios com as respectivas
incertezas. Tanto para a câmara com eletrodo coletor de
alumínio quanto para a câmara com eletrodo coletor de
grafite as incertezas foram menores que 1,0%. A Figura
2 apresenta o resultado da verificação da linearidade da
resposta das câmaras. Ambas as câmaras apresentaram
respostas lineares e os coeficientes de correlação foram
maiores que 0,99999.
Dependência Energética
A variação da resposta das câmaras com a mudança
da energia efetiva do feixe ao qual são submetidas foi
estudada usando as qualidades de radiação X listadas
na Tabela 1. Nas Figuras 3 e 4 estão apresentadas as
respostas das duas câmaras, em termos dos fatores
de correção, normalizados para as qualidades RQR 5
e RQA 5, respectivamente, segundo recomendações
internacionais6.
Observa-se que a máxima variação na resposta para
as qualidades RQR foi de 8,2% para a câmara com eletrodo coletor de grafite e de 4,0% para a câmara com
eletrodo coletor de alumínio. Assim, esta última pode ser
utilizada para a determinação/confirmação das camadas
semi-redutoras para as qualidades de diagnóstico RQR,
Corrente de Ionização (pA)
Negativa
1,003 ± 0,012
1
1,005 ± 0,012
600
400
200
0
Alumínio
Grafite
0
20
40
60
80
100
120
140
160
Taxa de kerma no ar (mGy/min)
Figura 2. Linearidade da resposta das câmaras de ionização
com eletrodos coletores de Alumínio e Grafite.
1.08
1.06
1.04
Fator de Correção
Positiva
1,003 ± 0,012
1
1,000 ± 0,012
800
1.02
1.00
0.98
0.96
0.94
Alumínio
Grafite
0.92
2
3
4
5
6
7
Camada Semi-Redutora (mmAl)
Figura 3. Dependência energética das câmaras de ionização
para as qualidades de radiação RQR. Os fatores de correção
foram normalizados para a qualidade RQR5.
1.5
1.4
Fator de Correção
Tempo após a aplicação
da tensão (min)
15
60
120
1.3
1.2
1.1
1.0
0.9
Alumínio
Grafite
4
6
8
10
12
14
Figura 4. Dependência energética das câmaras de ionização
para as qualidades de radiação RQA. Os fatores de correção
foram normalizados para a qualidade RQA5.
29
Silva JO, Caldas LVE
com uma incerteza de aproximadamente ±3,5% para os
feixes das qualidades RQR e de ±4,5% para os feixes
das qualidades RQA.
2.45
2.40
Fator Tandem
2.35
Conclusões
2.30
2.25
2.20
2.15
2.10
2.05
2
3
4
5
6
7
Figura 5. Curva Tandem das câmaras de ionização para as qualidades de radiação RQR.
2.40
Fator Tandem
2.25
Agradecimentos
2.10
Os autores agradecem aos órgãos: FAPESP, CNPq,
CAPES e MCT (INCT para Metrologia das Radiações em
Medicina), pelo suporte financeiro parcial.
1.95
1.80
1.65
Referências
4
6
8
10
12
14
Figura 6. Curva Tandem das câmaras de ionização para as qualidades de radiação RQA.
já que sua variação nesta faixa de energia foi menor que
5,0%, valor recomendado internacionalmente5. Costa e
Caldas já verificaram este comportamento anteriormente
para uma câmara de ionização tandem de dupla face2.
Para as qualidades de radiação RQA ocorre o oposto.
A variação máxima da resposta foi de 1,4% para a câmara
com eletrodo coletor de grafite e de 30,5% para a câmara
com eletrodo coletor de alumínio. Para as determinações/
confirmações das camadas semi-redutoras nas qualidades RQA, a câmara de grafite pode ser usada.
As curvas tandem foram obtidas a partir da razão
entre as respostas das câmaras em função da camada semi-redutora. Estas curvas estão apresentadas
na Figura 5 para as qualidades de radiação RQR e na
Figura 6 para as qualidades de radiação RQA. As camadas semi-redutoras podem ser determinadas/confirmadas com seus valores medidos com filtros atenuadores
30
Duas câmaras de ionização de mesmas características
geométricas, mas com materiais diferentes do eletrodo
coletor (alumínio e grafite) desenvolvidas no IPEN, foram
testadas em feixes padronizados de radiodiagnóstico.
Elas mostraram um nível satisfatório de desempenho em
relação às características operacionais que foram estudadas neste trabalho.
Foi verificada a viabilidade da utilização destas câmaras de ionização como um sistema Tandem para confirmação periódica das qualidades de radiação RQR e RQA dos
feixes de raios-X, nível diagnóstico, dentro de um sistema
de controle de qualidade.
1. Ministério da Saúde. Secretaria de Vigilância Sanitária. Portaria 453.
Diretrizes de Proteção Radiológica em Radiodiagnóstico Médico e
Odontológico. Ministério da Saúde;1998.
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terapêuticos de raios X com sistema tandem. Radiol Bras. 2001;34(6):
337-342.
5. International Electrotechnical Commission. Medical Electrical Equipment.
Dosimeters with ionization chambers and/or semi-conductor detectors
as used in X-ray diagnostic imaging. IEC 61674. 1997.
6. International Electrotechnical Commission. Medical Electrical Equipment Dosimeters with ionization chambers as used in radiotherapy. IEC 60731.
1997.
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equipment. Radiation conditions for use in the determination of
characteristics. IEC 61267. 2005.
8. International Atomic Energy Agency. Absorbed dose determination in
external beam radiotherapy: an international code of practice for dosimetry
based on standards of absorbed dose to water. IAEA TRS-398. 2000.
Artigo Original
Análise da radiação espalhada do perfil
de dose em tomografia computadorizada
utilizando detector semicondutor
Analysis of scattered radiation of the dose profile in
computed tomography using semiconductor detector
Cinthia M. S. Magalhães1,2, Marília C. Sobrinho1, Divanízia N. Souza1, Luiz A. P. Santos2
Departamento de Física, Universidade Federal de Sergipe - Aracaju (SE), Brasil
Laboratório de Instrumentação Nuclear, Centro Regional de Ciências Nucleares (CRCN/CNEN) - Recife (PE), Brasil
1
2
Resumo
A dosimetria em tomografia computadorizada é feita, principalmente, utilizando uma câmara de ionização tipo lápis de 100 mm de extensão.
No entanto, tem-se questionado bastante a eficácia desse método na coleta de toda radiação espalhada do perfil de dose e uma nova forma de
avaliação dosimétrica tem sido sugerida. Ela envolve a utilização de detectores menores efetuando múltiplas varreduras do feixe de raios X. Neste
trabalho, o perfil de dose foi avaliado em um simulador dosimétrico de cabeça utilizando um dispositivo semicondutor, o fototransistor OP520. Os
dispositivos foram dispostos em dois arranjos de detectores diferentes -com 2 e 4 fototransistores- e foram submetidos a uma varredura de 170 mm
de extensão. Uma câmara lápis submetida às mesmas condições de irradiação foi utilizada para efetuar uma comparação dos dados. Os resultados
confirmaram que os 100 mm não são suficientes para coletar toda radiação espalhada do perfil de dose e mostraram que os fototransistores podem
ser úteis para dosimetria em tomografia computadorizada.
Palavras-chave: tomografia computadorizada, dosimetria, dispositivo semicondutor.
Abstract
The dosimetry in computed tomography is performed mainly using a 100 mm long ionization chamber. However, it has been questioned the efficacy
of this method in collecting all scattered radiation of the dose profile and a new form of dosimetry have been suggested. It involves the use of smaller
detectors performing multiple scans of X ray beam. In this study, the dose profile was evaluated in a dosimetric head phantom using a semiconductor
device, the OP520 phototransistor. The devices were placed in two different arrangements of detectors -with 2 and 4 phototransistors- and
undergoing a 170 mm scan length. A pencil chamber submitted to the same conditions of irradiation was used to make a comparison of data. The
results confirmed that the 100 mm is not enough to collect all scattered radiation of the dose profile and they showed that the phototransistors can
be useful for dosimetry in tomography.
Keywords: computed tomography, dosimetry, semiconductor device.
Introdução
A tomografia computadorizada (CT) é reconhecida como
uma técnica que possui alta capacidade de diagnóstico
e que proporciona doses altas em relação a outros exames de radiodiagnóstico. No Reino Unido, os exames de
CT representam 7% dos procedimentos radiológicos, no
entanto, são responsáveis por 47% da dose coletiva total
da prática médica1. Isso reforça a grande importância da
avaliação da dose em tomografia.
A dosimetria em CT é feita, principalmente, utilizando-se uma câmara de ionização tipo lápis com 100 mm
de comprimento, que integra o perfil de dose através
de um corte na sua região central. Contudo, muitos
trabalhos têm mostrado que essa dimensão não é suficiente para mensurar toda radiação espalhada de um
único corte, principalmente após o surgimento dos tomógrafos multicortes que possibilitam a obtenção de
cortes mais espessos (com 30 mm de espessura, por
exemplo). Ao invés de propor a fabricação de câmaras
ainda maiores, uma alternativa proposta para dosimetria em CT foi a utilização de câmaras de ionização menores2-4. Nesse novo método, o único corte na região
central é substituído por um número de varreduras suficientemente grande, efetuando múltiplas rotações do
tubo de raios X.
Correspondência: Cinthia Marques S. de Magalhães – Departamento de Física – CCET da Universidade Federal de Sergipe (UFS) – Cidade Universitária
Prof. José Aloísio de Campos – São Cristóvão – CEP 49100-000 – Aracaju (SE), Brasil – E-mail: [email protected]
31
Magalhães CMS, Sobrinho MC, Souza DN, Santos LAP
Os dispositivos eletrônicos apresentam características
que despertam o interesse para dosimetria das radiações
ionizantes. Algumas delas são: a capacidade de leitura em
tempo real; as pequenas dimensões e a baixa energia necessária para produção de um par elétron-lacuna. Os fototransistores bipolares, dispositivos semicondutores que
têm a propriedade de amplificação de sinal elétrico, têm
sido avaliados para utilização como detectores de radiação na faixa de energia de radiodiagnóstico5,6 e para altas
energias7. Por esse motivo e devido à tendência de se utilizar detectores menores em tomografia, neste trabalho o
fototransistor foi avaliado para dosimetria em CT.
Material e Métodos
O fototransistor utilizado foi o OP520, fabricado pela
OPTEK® Technology (Figura 1a)8. O sistema dosimétrico
consiste de um eletrômetro Flip-flop®, desenvolvido no
Laboratório de Instrumentação Nuclear do CRCN, um
computador com o programa DoseX, que controla o eletrômetro, e o detector (Figura 2b).
A avaliação dosimétrica foi realizada no tomógrafo Asteion da Toshiba do Hospital do Universitário da
Universidade Federal de Sergipe (HU/UFS), Aracaju. A
tensão de tubo, a corrente aplicada e o tempo de exposição foram, respectivamente: 120 kV, 200 mA e 0,75 s.
As avaliações dos perfis de dose foram realizadas em um
simulador dosimétrico de cabeça de poli (metacrilato de
metila) (PMMA) com 15 cm de diâmetro e 16 cm de comprimento (Figura 2).
A
B
A
B
Figura 3. Arranjo detector com 2 (a) e 4 fototransistores (b).
Foram utilizadas duas configurações de arranjo detectores para avaliar o perfil de dose: o primeiro com dois FTs, um
oposto ao outro (Figura 3a); e o segundo com 4 dispositivos
com ângulos retos entre si (Figura 3b). Os fototransistores foram conectados, com pinos de ouro, em uma placa de circuito impresso e cada arranjo funcionava como um detector.
O perfil de dose foi obtido posicionando os detectores
nos orifícios periféricos e central do simulador e efetuando
uma varredura de 170 mm de extensão. A espessura selecionada foi de 5 mm e o modo de exposição foi o axial.
O incremento da mesa foi de 5 mm nas extremidades do
perfil e de 1 mm na parte central do perfil para se obter
mais detalhes do pico. Os perfis obtidos foram integrados
em 170 mm a fim de avaliar a contribuição da radiação
espalhada nas extremidades do perfil. Os resultados obtidos foram comparados com os de uma câmara lápis de
100 mm submetida às mesmas condições de irradiação.
Resultados
A Figura 4 mostra o perfil de dose obtido nos orifícios
esquerdo e direito para o arranjo de detector com 2
fototransistores.
O espaço entre as barras verticais da figura possui
100 mm de extensão, equivalente ao comprimento de integração da câmara lápis.
Figura 1. a) Fototransistor OP520; b) Sistema dosimétrico: detector, eletrômetro e computador.
Figura 2. Simulador dosimétrico de cabeça no suporte para cabeça de um tomógrafo com um detector no orifício central.
32
Figura 4. Perfis de dose nos orifícios esquerdo e direito para o
arranjo com 2 fototransistores.
Análise da radiação espalhada do perfil de dose em tomografia computadorizada utilizando detector semicondutor
A Figura 5 mostra o perfil de dose obtido nos orifícios esquerdo e direito para o arranjo de detector com 4
fototransistores.
A Figura 6 mostra o perfil de dose obtido no orifício central para o arranjo de detector com 2 e 4 fototransistores.
A Tabela 1 mostra os dados obtidos com a câmara
de ionização tipo lápis e a partir da integral dos perfis de
dose obtidos com os fototransistores (todos eles foram
divididos pela espessura de corte (5mm) e, para os dados
da câmara, também multiplicados por 100 mm).
Figura 5. Perfis de dose nos orifícios esquerdo e direito para o
arranjo com 4 fototransistores.
Figura 6. Perfis de dose no orifício central para os arranjos com
2 e 4 fototransistores.
Tabela 1. Dados da câmara de ionização tipo lápis e da análise
dos perfis de dose obtidos com os FTs.
Orifício
Esquerdo
Direito
Central
2 FTs
(nC)
1516,1
1554,5
1710,2
4 FTs
(nC)
2357,9
2507,3
2688,5
Câmara de ionização
(mGy)
31,9
31,9
28,9
Observando as Figuras 4 e 5, percebe-se que os perfis
dos orifícios direito e esquerdo são bastante semelhantes.
Isso se deve à simetria desses orifícios no posicionamento
do simulador. O valor do pico dos perfis do arranjo com
4 fototransistores é maior, mais de 60%, do que o valor
de pico do arranjo com 2 fototransistores. Esse resultado
pode ser explicado pelo fato de que o número de dispositivos do arranjo com 4 FTs é o dobro do arranjo com 2
FTs e levando em conta que cada arranjo funciona como
um único detector.
Analisando a Figura 6, percebe-se que o perfil de dose
no orifício central é um pouco mais largo do que o perfil
nos orifícios periféricos e que o declínio nas extremidades do perfil central é mais suave. Isso ocorre porque na
região central do simulador a radiação é mais atenuada
e, conseqüentemente, há maior contribuição da radiação
espalhada.
Observando a Tabela 1, verifica-se a semelhança entre
os valores obtidos nos orifícios periféricos esquerdo e direito para os dois tipos de detectores, exceto para o arranjo com 4 FTs que apresentou certa diferença. No entanto,
nota-se que os valores dos orifícios da periferia são inferiores ao valor encontrado no orifício central para os fototransistores e superiores para a câmara de ionização. Isso
ocorre porque a câmara só integra o perfil de dose nos
100 mm de sua extensão, que equivale à região entre as
barras verticais das Figuras 4, 5 e 6. Como verificado pela
análise do gráfico, a contribuição da radiação espalhada
além dos 100 mm é mais significativa no orifício central do
que nos orifícios periféricos. Logo, uma parte considerável da radiação espalhada não pode ser coletada com a
câmara de ionização, diferentemente dos valores obtidos
com os fototransistores que tiveram uma integração de
170 mm.
Esses resultados confirmam que a extensão de 100
mm da câmara lápis não é suficiente para coletar toda
radiação espalhada do perfil de dose. Além disso, mostram que os dois arranjos de detectores com fototransistores são capazes de obter detalhes do perfil de dose
e que com um aprofundamento da análise de suas respostas podem ser úteis para dosimetria em tomografia
computadorizada.
Agradecimentos
Os autores agradecem ao CNPq, à Capes e à CNEN, pelo
apoio financeiro, e ao Hospital Universitário da UFS, por
disponibilizar o tomógrafo para as medições.
Referências
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European Journal of Radiology. 2004;50:285-91.
33
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Physics. 2003;30(6):1272-80.
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Proceedings of 4th Conference on Radiation Protection and Dosimetry;
1994; Orlando; USA. Tennessee: ORNL; 1994.
8. Optek Technology. Silicon Phototransistor in Miniature SMT Package:
OP520, OP521; 2005.
Artigo Original
Modelagem Computacional das Túnicas
Cardíacas para Processamento e Controle
de Qualidade
Computational modeling of Cardiac Tunics for Processing
and Quality Control
Leandro A. Neves1,3, Daniel L. Fiocco2, Moacir F. Godoy3
1
IGCE/Departamento de Estatística, Matemática Aplicada e Computação/Universidade Estadual Paulista (UNESP) Rio Claro (SP), Brasil
2
Faculdade de Tecnologia de São José do Rio Preto (FATEC) - São José do Rio Preto (SP), Brasil
3
NUTECC/Faculdade de Medicina de São José do Rio Preto (FAMERP) - São José do Rio Preto (SP), Brasil
Resumo
Este trabalho considera um estudo das características anatômicas do sistema cardíaco e um modelo tridimensional de diferentes túnicas que
compõem a parede do coração, para processamento e controle de qualidade de imagens radiológicas. As estruturas são construídas pelo método
de sobreposição de camadas, onde uma camada pode ser entendida como uma fatia do objeto tridimensional. O pericárdio, miocárdio e endocárdio
foram representados com cilindros e hexágonos. A organização espacial do sistema cardíaco é determinada por uma imagem de fundo, obtida de um
modelo real. Os valores para as estruturas são definidos de acordo com a região e pelas características anatômicas dos pacientes. Os resultados são
significativos, por considerar detalhes anatômicos de estruturas, como a representação das diferentes espessuras presentes na parede cardíaca. A
validação do modelo anatômico foi realizada através de comparações com as dimensões obtidas a partir de um modelo real e permite verificar que
o modelo é adequado. O nível de representação permitirá testar as influências de parâmetros radiológicos, particularidades anatômicas e estágios
de doenças na qualidade de imagens, bem como o desempenho de sistemas de auxílio ao diagnóstico (SAD).
Palavras-chave: radiologia; controle de qualidade; interpretação de imagem assistida por computador; ensino; coração.
Abstract
This paper considers a study of the anatomical features of the cardiac system and a three-dimensional model of the different tunics that comprise
the heart wall, for processing and quality control of radiological images. The structures are built by the layer overlapping method, where a layer can
be understood as a slice of the three-dimensional object. The pericardium, myocardium and endocardium were represented with three-dimensional
cylinders and hexagons. The spatial arrangement of the cardiac system is determined by an background image of a real model, which values are
defined according to the shape of the region and on the anatomical patients characteristics. The results are significant, considering the anatomical
structures details, as well as the representation of the thicknesses of the regions of the heart wall. The validation of the anatomical model was
accomplished through comparisons with dimensions obtained from a real model and allows verifying that the model is appropriate. The degree of
representation will allow the verification of the influence of radiological parameters, morphometric peculiarities and stage of the diseases on the
quality of the images, as well as on the performance of the Computer-Aided Diagnosis (CAD).
Keywords: radiology; quality control; computer-assisted image interpretation; teaching; heart.
Introdução
A radiologia evoluiu de maneira notável com as aplicações
das técnicas radiográficas no estudo das doenças presentes em diferentes órgãos do corpo humano, em destaque o
coração. Para tanto, há técnicas, como a angiografia cardíaca, que permitem a visualização radiográfica das artérias
coronárias e estruturas adjacentes, por meio da injeção de
um líquido radiopaco nas mesmas. O resultado é um conjunto de imagens bidimensionais que são difíceis de interpretar, mesmo para especialistas. Outra dificuldade imposta é que algumas cardiopatias podem causar problemas
técnicos, como os observados e citados na literatura para
angioplastia transluminal coronariana. Portanto, a exatidão
e a confiabilidade de um diagnóstico são influenciadas pela
qualidade da imagem que o sistema produz.
Correspondência: Leandro Alves Neves – Departamento de Estatística, Matemática Aplicada e Computação, IGCE, da Universidade Estadual Paulista
“Júlio de Mesquita Filho” (UNESP) – Avenida 24 A, 1.515 – Bela Vista – CEP 13506-900 – Rio Claro (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
35
Neves LA, Fiocco DL, Godoy MF
Para minimizar tais problemas técnicos, há programas de garantia de qualidade de sistemas radiológicos.
Entretanto, esses programas não são sistematicamente
aplicados no Brasil, apesar de terem sua importância reconhecida. Isto se deve em parte à fiscalização da legislação ainda pouco eficiente neste item e à maneira como
são apresentados os resultados da avaliação.
Outra característica deste cenário é que os resultados
do controle de qualidade deveriam mostrar ao radiologista
a imagem do objeto que ele quer radiografar, com a nitidez
e o contraste que o seu sistema produz. Isto é possível
com representações computacionais de estruturas anatômicas a serem diagnosticadas. No entanto, os simuladores
sintéticos que existem no mercado são construídos com
materiais (alumínio, lucite e resinas sintéticas) que permitem representar algumas das propriedades das estruturas anatômicas, mas não todas. Isto não acontece com
um simulador computacional, que possibilita representar
as particularidades das estruturas de interesse, com suas
variações anatômicas ou mesmo com suas reais propriedades de absorção dos raios X1.
Para minimizar os problemas existentes de interpretação das imagens, os especialistas podem contar com
Sistemas de Apoio ao Diagnóstico (SAD). Este tipo de
recurso é mais uma ferramenta para apurar técnicas de
diagnósticos, planejar cirurgias e apoiar o diagnóstico,
principalmente por reduzir a influência provocada pela
superposição de estruturas. O problema é que o desempenho de um SAD é altamente dependente das imagens
sobre as quais ele é treinado ou aplicado. Uma proposta
presente na literatura especializada para treinar e avaliar
um SAD é a utilização de um banco de imagens, que pode
ser constituído com imagens simuladas. Esta recomendação emitida pelo comitê de Fisiologia e Bioengenharia
da União Internacional de Ciências Fisiológicas (IUPS) e
presente em2, considera que estruturas anatômicas modeladas devem considerar características suficientes para
auxiliar o diagnóstico médico e prover simulações para
estudos anatômicos, investigação de doenças e planejamento cirúrgico. Neste sentido, um banco de imagens de
estruturas cardíacas simuladas por computador resolveria a maioria dos problemas existentes, principalmente no
Tabela 1. Espessura (em milímetros) da parede cardíaca do
ventrículos direito e esquerdo.
Região
Base
Intermediária
Superior
Ventrículo Direito
5
4
2
Ventrículo Esquerdo
11
12
8
Tabela 2. Espessuras médias, em milímetros, e taxas utilizadas
para determinar as dimensões de cada túnica cardíaca.
Dados
Taxa de ampliação
Espessura na imagem
Espessura calculada
36
Endocárdio
44x
23
0,5
Miocárdio
44x
193
4,4
Pericárdio
2
que diz respeito à aquisição e digitalização com sistemas
diferentes, no caso de imagens reais.
A aplicação de modelos computacionais para os fins
descritos, considerando estruturas sadias ou não, é uma
realidade, que podem ser comprovadas em3-5. Monteiro
e col.6 apresentaram um coração que usa realidade virtual para permitir a imersão do usuário, favorecendo uma
melhor observação das estruturas do corpo humano,
tornando-se uma poderosa ferramenta para treinamento
médico, porém o modelo não considera um detalhamento
microscópico das estruturas que constituem cada tecido.
Neste contexto, o presente trabalho considera a representação tridimensional das túnicas cardíacas e suas
organizações, uma vez que a investigação in vivo destas
é uma tarefa difícil, porém de fundamental importância na
compreensão dos processos sadios ou não. Com isso,
um modelo virtual cardíaco é proposto com características
compatíveis com as das estruturas reais, útil tanto em sistemas de controle de qualidade de imagens radiológicas,
quanto como um método alternativo para criar um banco
de imagens simuladas do sistema cardíaco sadio ou doente, para processamento (SAD) e controle de qualidade
de imagens radiológicas.
Material e Métodos
Para representar as estruturas cardíacas, definimos um
modelo anatômico que consiste nos átrios direito e esquerdo, ventrículos direito e esquerdo, válvula tricúspide,
válvula pulmonar, válvula aórtica, válvula mitral e a parede
cardíaca composta pelos seus tecidos: pericárdio, miocárdio e endocárdio. As dimensões das estruturas anatômicas
foram obtidas com cálculos, tendo como base as espessuras dos ventrículos esquerdo e direito (Tabela 1), de um
homem na faixa etária de 30 a 49 anos7.
A partir da análise de uma imagem, feita com técnicas
microscópicas de um corte da parede cardíaca, com um
aumento de 44x, pode-se estimar a média das espessuras dos tecidos presentes na parede cardíaca, endocárdio,
miocárdio e pericárdio. Já o valor da medida da espessura
do pericárdio, que é aproximadamente 2 mm, foi obtido
em8. Os valores definidos e utilizados estão na Tabela 2.
Utilizando as medidas das espessuras dos ventrículos
direito e esquerdo, bem como os apresentados na Tabela
2, foi possível determinar as espessuras de cada tecido
cardíaco e da parede cardíaca, para diferentes regiões e
túnicas. O cálculo foi realizado a partir de uma proporção
entre os dados (1).
EMPBVD =
ERBVD x EMPPC ETM
(1)
onde, EMPBVD = Espessura média do pericárdio na base
do ventrículo direito; ERBVD = Espessura real da base do
ventrículo direito; EMPPC = Espessura média do pericárdio na parede cardíaca; ETM = Espessura total media.
Modelagem Computacional das Túnicas Cardíacas para Processamento e Controle de Qualidade
A relação apresentada em (1) permitiu estimar o valor
da espessura média do pericárdio, que é de 1,44 mm para
a base do ventrículo direito. Os mesmos cálculos foram
realizados para as outras regiões do ventrículo direito e
esquerdo, bem como para os três tecidos que os constituem. A Tabela 3 apresenta os resultados obtidos através
dos cálculos das espessuras das túnicas.
Para representação tridimensional do coração, foram
selecionadas cinco imagens cardíacas em diferentes ângulos, que foram seccionadas em três regiões, Figura 1,
identificando constituições diferentes da parede cardíaca.
Cada região foi identificada com as cores azul (base dos
ventrículos direito e esquerdo), vermelha (região intermediária dos ventrículos direito e esquerdo) e verde (superior
dos ventrículos direito e esquerdo e dos átrios direito e
esquerdo).
A constituição de cada túnica dos tecidos (pericárdio,
miocárdio e endocárdio) foi realizada com a modelagem
de fibra muscular, cardiomiócito e epitélio pavimentoso. As formas geométricas geradas são representações
aproximadas das que comumente são observadas nos
tecidos humanos e vastamente descritas na literatura.
Para a representação da fibra que compõe o pericárdio,
foi criado um cubo e através dos processos de rotação
e escalonamento, chegou-se a forma de um losango tridimensional, identificado pela cor amarela. O cardiomiócito, componente do tecido do miocárdio, foi representado por um cilindro, identificado pela cor vermelha. O
endocárdio é formado pelo tecido epitelial pavimentoso
simples, que foi representado por um hexágono tridimensional e identificado com a cor azul. Após o desenvolvimento das representações tridimensionais de cada túnica, foi realizada a junção das estruturas, o que permitiu
constituir os tecidos, Figura 2. A organização e replicação das túnicas para constituição do coração podem ser
constatadas na Figura 3.
As estruturas foram modeladas com um software de modelagem, Blender 3D (mantido pela Blender
Foundation), um sistema integrado de ferramentas, multiplataforma, licença GPL, capaz de modelar e animar objetos com qualidade considerável, além de permitir exportar
e importar objetos em diferentes formatos. A escala utilizada no desenvolvimento do modelo tridimensional está
em metros, em que cada unidade de medida no Blender
3D é equivalente a 1 metro. (1 BU = 1,00 m). Os valores
utilizados neste projeto estão em milímetros e centímetros,
portanto conversões de metros para milímetros foram realizadas em cada BU, permitindo a correta representação
das estruturas microscópicas.
Tabela 3. Medidas aproximadas, em milímetros, das espessuras dos tecidos cardíacos nas diferentes regiões nos ventrículos
direito e esquerdo.
Pericárdio
Base
V.D
V.E
1,44
3,18
Intermediária
V.D
V.E
1,15
3,47
Superior
V.D
V.E
0,57
2,31
Miocárdio
3,18
7,01
2,55
7,65
1,27
5,10
Endocárdio
0,36
0,79
0,28
0,88
0,14
0,57
Total
4,98
10,98
3,98
11,98
1,98
7,98
Tecidos
Figura 1. Imagens utilizadas para modelar o lado esquerdo e
região frontal do coração, com as segmentações sugeridas.
Figura 2. Exemplo das túnicas, visualizadas em diferentes projeções, que constituem cada tecido. A cor amarela identifica a
fibra que compõe o pericárdio, a cor vermelha o cardiomiócito,
componente do tecido do miocárdio e a cor azul o epitélio pavimentoso simples, que constitui o endocárdio.
Resultados
Foi desenvolvido um modelo tridimensional das estruturas
cardíacas evidenciando o pericárdio, miocárdio e endocárdio. A Figura 4 permite visualizar o modelo do pericárdio
com textura e a presença de todas as estruturas que o
Figura 3. Visualização do resultado do processo de replicação
do segmento da base do ventrículo esquerdo.
37
Neves LA, Fiocco DL, Godoy MF
A
B
Figura 4. Estruturas Cardíacas Modeladas. O modelo com a presença de textura pode ser visto em (a) e o Pericárdio em (b), evidenciando as fibras musculares, identificadas na cor amarela.
B
A
Figura 5. Estruturas Cardíacas Modeladas, evidenciando o Miocárdio em (a), constituído por cardiomiócitos, que foi representado por pequenos cilindros. O Endocárdio é visualizado em
(b), constituído por tecido epitelial pavimentoso simples, que foi
representado com hexágonos tridimensionais.
Tabela 4. Dimensões, em centímetros, obtidas com as estruturas cardíacas modeladas.
Largura
Altura
Profundidade
Pericárdio
6,02
7,38
6,56
Miocárdio
5,92
7,26
6,45
Endocárdio
5,78
7,01
6,35
constituem. A Figura 5 permite evidenciar os tecidos mais
internos, com as respectivas constituições. As dimensões
obtidas com o modelo proposto estão na Tabela 4, que
são compatíveis com valores reais e inicialmente utilizados
como referência7,8.
38
real. No entanto, as estruturas citadas não foram objetos
de estudo nesta fase, devendo ser incluídas em uma próxima versão do modelo. Portanto, considerando dimensões
reais7,8, em que os vasos não estão presentes, podemos
afirmar que os valores obtidos são apropriados para estruturas sadias. É importante considerar que também validamos qualitativamente as estruturas modeladas, com três
especialistas, que sugeriram aprimoramentos tanto nas
estruturas dos átrios direito e esquerdo, como na região
interna do coração, pois estas regiões estão mais dilatadas do realmente são. Estas inconformidades podem limitar as simulações de processos funcionais, principalmente
para representar doenças. Apesar dessas constatações,
os especialistas consideraram que as representações de
cada túnica, bem como suas organizações foram realizadas com êxito.
O modelo proposto tem potencial para gerar imagens
suficientes para processamento e controle de qualidade
de sistemas radiológicos. A principal vantagem fornecida, em comparação com outros modelos disponíveis na
literatura1,6,9, é a representação de detalhes das estruturas
e controle de parâmetros, o que também não ocorre com
os modelos sintéticos, construídos com alumínio, lucite,
resinas e outros materiais não representativos das estruturas humanas. O modelo será aprimorado com princípios
que quantificam a distribuição de fluido e com as sugestões dos especialistas, tornando-se ainda mais representativo para ser utilizado em SAD, bem como para verificar
a influência dos parâmetros radiológicos na eficiência dos
sistemas de aquisição das imagens radiográficas. Com
isto, o radiologista poderá avaliar a qualidade dos seus
equipamentos em função não somente dos parâmetros
do sistema radiológico, mas também das estruturas sadias ou doentes que ele pretende visualizar.
Referências
1.
2.
3.
4.
5.
Representamos cada túnica cardíaca com alturas entre
7,01 e 7,38 cm, larguras entre 5,78 e 6,02 cm e profundidades entre 6,35 e 6,59 cm, dados estes obtidos com o
modelo proposto. Em nosso modelo ainda não consideramos representações das veias e artérias, o que resultou
em uma estrutura com dimensões totais (altura, largura
e profundidade) menores das existentes em um sistema
6.
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8.
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Artigo Original
Construção de um objeto simulador
antropomórfico de tórax para medidas
de controle da qualidade da imagem em
radiodiagnóstico
Development of an anthropomorphic thorax phantom for
image quality control measurements in diagnostic radiology
Rafaela A. D. Cerqueira1, Bruno M. Conceição2, Carlos H. C. Teixeira2, Cleber D. Mota2,
Tânia M. A. Rodrigues2, Ana F. Maia1
1
Departamento de Física, Universidade Federal de Sergipe, 49100-000, São Cristóvão (SE), Brasil
Departamento de Morfologia, Universidade Federal de Sergipe, 49100-000, São Cristóvão (SE), Brasil
3
Programa de Pós-graduação em Física da Universidade Federal de Sergipe
2
Resumo
O uso da radiação ionizante traz inúmeros benefícios para o homem, mas associados a eles estão os prejuízos decorrentes da interação da radiação
com o corpo. O programa de controle e garantia da qualidade (PCGQ) dos equipamentos de radiodiagnóstico tem como meta a prevalência dos
benefícios sobre os prejuízos. Esse programa determina testes que devem ser feitos para garantir a qualidade das imagens médicas, reduzindo
ao máximo o custo e as doses absorvidas pelos pacientes e profissionais. No entanto, esses testes não podem ser feitos em pessoas e é nesse
momento que entram os objetos simuladores ou phantoms, que podem ser de vários tipos, desde simples caixas até a representação exata da
forma humana. Esses últimos são chamados de objetos simuladores antropomórficos. O objetivo deste estudo foi desenvolver um objeto simulador
antropomórfico de tórax para ser utilizado em testes de controle de qualidade de imagens médicas em radiodiagnóstico e também no treinamento
dos profissionais envolvidos na análise das imagens. Esse simulador foi feito com ossos, coração e pulmões humanos, além de um tórax feito de
resina epóxi, simulando tecido mole, e um par de pulmões feito de espuma de poliuretano.
Palavras-chave: radiação ionizante, radiodiagnóstico, proteção radiológica, objeto simulador.
Abstract
The use of the ionizing radiation brought by countless benefits to man. But they are associated to the current damages of radiation interaction with
the body. Quality control programs of the diagnostic radiology equipments are based in the prevalence of the benefits above the damages. This
program determines that tests should be done to guarantee the quality of the medical images, reducing the patients and workers absorbed doses
and the cost. However, those tests cannot be made in people and it is on this moment that phantoms are used. Diagnostic radiology phantoms can
be of several types, going from simple boxes to the exact representation in the human body, called anthropomorphic phantom. The aim of this study
was to develop an anthropomorphic thorax phantom to be used in tests for image quality control measurements in diagnostic radiology and also for
professionals’ training for analysis of radiologic images. This simulator was made with natural human skeleton, heart and lungs, besides the thorax
soft tissue were simulated using epoxy-resin tissue and a pair of lungs was made of foamed-polyurethane.
Keywords: ionizing radiation, diagnostic radiology, radiation protection, phantom.
Introdução
A radiação ionizante vem sendo empregada em diversas
áreas e assim traz inúmeros benefícios, como a cura de tumores através da terapia e a detecção precoce de doenças
através do diagnóstico. No entanto, a interação da radiação com o corpo pode causar danos às células, chegando até a levar a morte. Para garantir a predominância dos
benefícios e a proteção radiológica no Brasil, o Ministério
da Saúde publicou a Portaria Nº 453/98 para obrigar a implantação do programa de controle e garantia da qualidade
(PCGQ) nos serviços de radiodiagnóstico1.
Esse PCGQ é composto por testes que possibilitam
obter equipamentos estáveis que reproduzem um mesmo padrão de imagem, permitindo visualizar com nitidez
as estruturas anatômicas do corpo com alta qualidade1,2.
Correspondência: Rafaela Andrade Dantas Cerqueira - Departamento de Física da Universidade Federal de Sergipe - Rod. Marechal Rondon s/n CEP: 49.100-000, São Cristóvão (SE) – Brasil – E-mail:[email protected]
39
Cerqueira RAD, Conceição BM, Teixeira CHC, Mota CD, Rodrigues TMA, Maia AF
Porém, esses testes não são feitos diretamente no corpo
humano, devido a variações de geometria, da morfologia
e da anatomia dos mesmos, o que tornaria a análise dos
testes bastante complicada. Além disso, fazer experimentos em seres humanos utilizando radiação ionizante é uma
prática inadmissível.
Uma alternativa, então, é realizar estes testes utilizando objetos simuladores, também chamados de phantoms. Estes objetos simuladores são objetos físicos ou
virtuais utilizados para simular e estudar o comportamento
das radiações ionizantes nos tecidos biológicos e gerar
estimativas da qualidade de imagens médicas e de dose
absorvida no paciente3. São também empregados para
calibração de equipamentos de radiodiagnóstico e no treinamento do profissional de saúde nas aplicações clínicas
que envolvem o uso de radiação4.
Esses simuladores podem ser feitos por um único tecido
equivalente (homogêneos) ou por um conjunto de tecidos
equivalentes que reproduzem com precisão órgãos específicos (heterogêneos). Quanto à forma, podem ser geométricos: possui uma geometria simples, construídos na forma
de cubos ou caixas; ou antropomórficos: forma e composição semelhantes ao corpo humano, sendo assim a forma
mais complexa de reproduzir características humanas5.
Há diversos materiais usados para a confecção de um
objeto simulador antropomórfico, desde materiais de fácil
aquisição como alumínio, resinas, acrílico, a órgãos reais,
de origem animal ou humana, que passaram previamente por um processo de conservação, obtendo assim um
phantom ainda mais realistas6.
No entanto, os mais comumente utilizados são bastante simples e grosseiros com relação às pessoas reais,
visto que imitam mais a absorção das estruturas anatômicas do que suas formas e representam somente uma
determinada estrutura anatômica de interesse.
Dessa forma, tendo em vista a importância de um programa de controle da qualidade dos equipamentos empregados em radiodiagnóstico, as limitações dos objetos
simuladores mais utilizados e o fato de ainda hoje, mesmo
não apresentando desafios tecnológicos significantes, esses objetos serem adquiridos quase que exclusivamente no
Figura 1. Comparação de uma peça glicerinada sem e com
preenchimento de acrílico, respectivamente.
40
mercado internacional, o objetivo deste trabalho foi confeccionar um objeto simulador antropomórfico de tórax para
radiodiagnóstico que se assemelhasse ao máximo ao tórax
humano, respeitando as características dos órgãos e tecidos
presentes na região, que possuísse os seguintes tecidos: o
pulmão, o coração, os ossos e o tecido mole, de forma a
permitir a visualização da anatomia humana real, além de
que fosse econômico, portátil, prático, estável, com tecnologia nacional e que representasse a população brasileira.
Logo, o objetivo foi confeccionar o phantom com
ossos, coração e pulmões reais humanos e um par de
pulmões artificiais, para que fosse possível num mesmo
objeto simulador antropomórfico, fazer testes, imagens e
treinamento de profissionais usando tanto órgãos reais glicerinados como órgãos artificiais, alternando-os.
Material e Métodos
A construção do protótipo iniciou-se com a escolha da
função do objeto simulador antropomórfico de tórax, que
foi desenvolvido para servir de instrumento em estudos
da qualidade das imagens médicas e para treinamento de
profissionais da área.
O objeto simulador construído utilizou uma série de materiais artificiais e algumas peças anatômicas. Órgãos reais
humanos foram obtidos de um cadáver doado pelo Museu
de Anatomia Humana Prof. Dr. Osvaldo da Cruz Leite, selecionado especificamente para atender o objetivo deste
estudo, que era simular a população média brasileira. Para
tanto, foi selecionado um cadáver de sexo masculino, com
idade de aproximadamente 50 anos e pardo. As peças
do cadáver utilizadas na construção do phantom foram os
ossos da caixa torácica, os pulmões e o coração.
Para que fosse possível a utilização destes órgãos,
eles passaram por um processo de conservação, uma vez
que seriam utilizados por longo tempo, sem haver deterioração. Para a limpeza dos ossos, depois da dissecação, eles foram mergulhados em um tipo de detergente
composto por sais, chamado de Solução de Lise. Já o
coração e os pulmões passaram por um processo chamado de Glicerinação, que consiste na substituição dos
fluidos dos órgãos por glicerina, dando assim um aspecto
plastificado a peça.
Durante a glicerinação, foi realizado o preenchimento
das estruturas internas do coração e dos pulmões, com
uma solução de acrílico auto-polimerizante a fim de manter o formato e tamanho reais dos órgãos, uma vez que no
processo ocorre a desidratação e caso não fosse feito o
preenchimento, as peças perderiam suas características
geométricas. Esse fato pode ser facilmente visualizado
através da comparação de uma peça glicerinada sem e
com preenchimento, mostradas na Figura 1.
Além disso, havia a necessidade de simular outros tecidos do corpo humano, como tecido mole, e também
era um dos objetivos desenvolver um pulmão artificial. Por
isso foi preciso selecionar materiais artificiais para servir
Construção de um objeto simulador antropomórfico de tórax para medidas de controle da qualidade da imagem em radiodiagnóstico
como tecido equivalente. Amostras dos materiais mais
comumente utilizados pela comunidade científica para tais
simulações foram coletadas e enviadas ao Departamento
de Física e Matemática da Faculdade de Filosofia, Ciências
e Letras de Ribeirão Preto para determinação do coeficiente de atenuação linear de cada uma das amostras.
Comparando as densidades e os coeficientes de atenuação linear da amostras com os dados listados nas publicações da ICRU 44 e ICRU 48 sobre as propriedades
dos diversos órgãos e de alguns materiais tecido equivalente, foram escolhidos a resina epóxi, para simular tecido
mole, e a espuma de poliuretano, para simular o tecido
pulmonar. A tabela 1 mostra as densidades dos materiais
simuladores, resina epóxi e poliuretano, em comparação
com os tecidos do corpo.
Tabela 1. Densidades do tecido mole, da resina epóxi, do pulmão e da espuma de poliuretano.
Material simulador
Pele
Gordura
Músculo
Resina epóxi
Pulmão
Espuma de poliuretano
Densidade (g/cm3)
1,09 [7]
0,92 [7]
1,00 a 1,04 [7]
1,06 a 1,40 [8]
0,29 [9]
0,30 [7]
Resultados
Para construção do objeto simulador, foi escolhido um
material artificial para simular os tecidos moles, a resina
epóxi, e foi feito um pulmão artificial de espuma de poliuretano para permitir a permutação com o pulmão real,
possibilitando maior aplicabilidade do phantom. Além desses materiais, ossos, pulmões e coração humanos foram
selecionados para construção do phantom.
Escolhidos os materiais tecido equivalentes, foi feito
um molde de silicone com as formas do tórax humano
utilizando um manequim, como mostra a figura 2.
Além disso, para que o tórax de resina ficasse oco,
para poder fazer um diafragma removível, foi preciso fazer
um molde da parte interna da caixa torácica, utilizando
silicone. Com os moldes prontos e devidamente posicionados, foi feito o preenchimento com resina epóxi, onde
foram usados 11 kg de Araldite e 3,66 kg do endurecedor
Aradur, ambos fabricados pela empresa Huntsman.
Depois de dois dias, obteve-se o tórax feito de resina
epóxi como tecido equivalente. Esse tórax foi então repartido ao meio. Com o tórax repartido e usando resina epóxi
e tecido, foi feito o diafragma, para posicionar os órgãos
durante a realização dos exames.
Com o tórax e o diafragma do phantom prontos, o
pulmão artificial foi, então, confeccionado. Para isso, utilizando os moldes de gesso dos pulmões glicerinado foram
feitos contramolde de acrílico, que foram posteriormente
preenchidos por poliol e isocianato na proporção de 1:1
para obter enfim os pulmões de espuma de poliuretano,
como mostra a figura 3.
Figura 2. Molde bipartido feito de silicone.
Figura 3. Foto dos pulmões artificiais (esquerdo e direito, respectivamente), feitos de espuma de poliuretano.
A figura 4 mostra o objeto simulador antropomórfico em detalhe, onde é possível ver a caixa do tórax de resina epóxi e com
os ossos (costelas e vértebras), o diafragma de resina epóxi e
tecido de algodão, um par de pulmões de espuma de poliuretano, um coração e um par de pulmões reais glicerinados.
Figura 4. Foto do Objeto Simulador Antropomórfico de Tórax
bipartido, com diafragma removível, coração real e pulmões artificiais e reais.
41
Cerqueira RAD, Conceição BM, Teixeira CHC, Mota CD, Rodrigues TMA, Maia AF
Por meio da figura 4 é possível afirmar que o simulador foi desenvolvido com semelhante forma, tamanho,
heterogeneidade e posicionamento das estruturas do corpo humano. Essa heterogeneidade foi obtida utilizando,
na construção desse objeto simulador, materiais diferentes que respondem de forma similar aos tecidos do corpo
humano.
Além disso, os materiais utilizados foram selecionados
por possuírem alta estabilidade, podendo suportar uma
longa rotina de testes, permitindo um alto grau de reprodutibilidade de imagens por várias modalidades de radiologia. Dessa forma, o phantom foi feito com tecnologia
nacional, com materiais estáveis, como mostram estudos
feitos pela comunidade acadêmica5-11.
Ele foi confeccionado com a possibilidade de utilizar
dois materiais tecido equivalente para simular o tecido pulmonar, que podem ser alternados na realização dos testes
de imagens. Um desses materiais foi o pulmão real glicerinado e o outro foi feito de espuma de poliuretano. Os
outros materiais tecido equivalentes utilizados para desenvolver o simulador foram a resina epóxi, simulando tecido
mole, ossos humanos e o coração também glicerinado.
Logo, o objeto simulador antropomórfico de tórax desenvolvido nesse projeto tem propriedades adequadas
para uso em rotinas de testes de controle da qualidade
das imagens e no ensino e treinamento em capacitação
técnica de profissionais habilitados para qualificar estudos
de qualidade de imagem. A avaliação de desempenho em
diversas técnicas de radiologia será estudada em detalhes
em estudos futuros.
Agradecimentos
Os autores agradecem a UFS, CNPq, INCT em
Metodologias das Radiações na Medicina (CNPq/
FAPESP/FINEP) e à FAPITEC/SE pelo apoio financeiro. Ao
Departamento de Física e Matemática da Faculdade de
42
Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto juntamente
com o Museu de Anatomia Humana Prof. Dr. Osvaldo da
Cruz e o Departamento de Morfologia da UFS, que permitiram à realização deste trabalho.
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Artigo Original
Controle da qualidade dos calibradores de
radionuclídeos nos serviços de medicina
nuclear na região Nordeste do Brasil
Quality control of radionuclide calibrators used in nuclear
medicine services in the Brazilian northeast region
Maria C. F. Fragoso, Antônio M. S. Albuquerque,
Mércia L. Oliveira, Ricardo A. Lima, Fabiana F. Lima
Divisão de Técnicas Analíticas e Nucleares,Centro Regional de Ciências Nucleares do Nordeste,Comissão Nacional
de Energia Nuclear (CRCN-NE), Recife (PE), Brasil
Resumo
Os calibradores de radionuclídeos são instrumentos essenciais nos serviços de medicina nuclear para a determinação da atividade dos radiofármacos
que serão administrados ao paciente. O desempenho inadequado desses equipamentos poderá fornecer subestimações ou superestimações das
atividades, comprometendo o sucesso de diagnósticos ou terapias. Para assegurar o desempenho satisfatório dos calibradores de radionuclídeos,
testes de controle da qualidade são recomendados por protocolos nacionais e internacionais. O propósito deste trabalho foi avaliar a implantação do
programa de controle da qualidade nos calibradores de radionuclídeos dos serviços de medicina nuclear na região Nordeste do Brasil, destacando
os testes e suas respectivas periodicidades.
Palavras-chave: medicina nuclear, radiofármacos, controle da qualidade.
Abstract
The radionuclide calibrators are essential instruments in nuclear medicine services in order to activity determination of radiopharmaceuticals which
will be administered to the patients. Inappropriate performance of these equipments could provide underestimation or overestimation of the activity,
compromising the success of diagnosis or therapeutic procedures. To ensure the satisfactory performance of the radionuclide calibrators, quality
control tests are recommended by national and international guides. The aim of this work was evaluate the establishment of the quality control
program in the radionuclide calibrators at medicine nuclear services in the Brazilian northeast region, highlighting the tests and their frequencies.
Keywords: nuclear medicine, radiopharmaceuticals, quality control.
Introdução
A medicina nuclear é a especialidade médica que emprega
compostos radioativos para avaliar a morfologia e a funcionalidade de órgãos e tecidos, destacando-se das demais
técnicas de diagnóstico por imagem. Ao ser empregada
no estudo dos fenômenos biológicos, sem neles interferir, proporciona a prevenção, identificação, monitoração
e terapias de doenças. Estes procedimentos baseiam-se
na administração de um radioisótopo marcado com um
fármaco, o qual apresenta afinidade pelo órgão ou tecido
que esteja sendo investigado. A esta combinação dá-se o
nome de radiofármacos.
Antes que o radiofármaco seja administrado ao paciente é necessário que se conheça com exatidão a sua atividade, com o intuito de não apenas cumprir os requisitos
de radioproteção, como também garantir o sucesso dos
procedimentos a que for submetido.
Os calibradores de radionuclídeos possuem a vantagem de realizar as medidas de atividade de maneira rápida
e exata. Estes instrumentos consistem essencialmente de
uma câmara de ionização do tipo poço, acoplada a um
eletrômetro com mostrador digital, fornecendo medidas
diretas em unidades de atividade1.
O calibrador de radionuclídeo deverá encontrar-se em
perfeito funcionamento. Para que isto ocorra, estes equipamentos devem ser testados no momento de sua instalação (testes de aceitação) e posteriormente por meio dos
testes de controle da qualidade, assegurando a confiabilidade das medidas de atividades.
No Brasil, a Comissão Nacional de Energia Nuclear
(CNEN), por meio da Norma CNEN-NN-3.05, recomenda
Correspondência: Maria da Conceição de Farias Fragoso, Centro Regional de Ciências Nucleares do Nordeste (CRCN-NE) – Comissão Nacional de Energia
Nuclear (CNEN), Av. Professor Luiz Freire, 200, Cidade Universitária, CEP 50740-540, Recife (PE), Brasil – E-mail: [email protected]
43
Fragoso MCF, Albuquerque AMS, Oliveira ML, Lima RA, Lima FF
os testes necessários ao controle da qualidade e suas respectivas periodicidades. Segundo esta norma, todo serviço de medicina nuclear (SMN) deve possuir, no mínimo,
um calibrador de radionuclídeos, além de um conjunto de
fontes padronizadas, com energias próximas às dos radionuclídeos mais utilizados na rotina desses serviços2.
Estes testes correspondem à exatidão, precisão, linearidade e reprodutibilidade. Embora não seja exigido pela
CNEN, recomenda-se a realização do teste de geometria
na instalação dos calibradores de radionuclídeos3.
Além destes testes, o National Physical Laboratory
(NPL) e o Laboratoire National Henri Becquerel (LNHB) e
a Agência Nacional de Vigilância Sanitária (ANVISA) por
meio da Resolução RDC nº 38, recomendam a realização
de testes operacionais (auto zero, tensão e radiação de
fundo) diariamente4,5,6.
O teste de exatidão descreve o grau de concordância
entre o resultado da medição obtido e o valor verdadeiro
da grandeza a qual se quer medir. A precisão indica o grau
de concordância entre os resultados obtidos das medições sucessivas, efetuadas sob as mesmas condições,
repetidas em um intervalo de tempo. Ambos os testes
serão realizados com as fontes de referência de 57Co,
133Ba e 137Cs, possuindo como limites de aceitabilidade
de 10% e 5%, respectivamente2,7.
O teste de reprodutibilidade verifica o desempenho
de todo o sistema de medição (câmara de ionização e
eletrômetro), permitindo identificar a presença de possíveis variações na resposta do equipamento ao longo do
tempo. Recomenda-se que este teste seja realizado com
fontes radioativas que possuam meia-vida longa e ausência de qualquer impureza radioativa, como por exemplo, o
137Cs, possuindo como limite de aceitação ±5% da atividade esperada para esta fonte4.
A linearidade verfica a resposta da atividade do calibrador de radionuclídeos durante todo o intervalo de
atividade útil de uma fonte radioativa. Dentre os métodos
para obter a linearidade da resposta de um calibrador
de radionuclídeos, o mais utilizado é o método do decaimento. Trata-se do acompanhamento do decaimento
de um radionuclídeo, realizando as medidas em intervalos de tempo regulares, de modo que o tempo total
seja suficiente para a fonte decair até a menor atividade
utilizada clinicamente. Recomenda-se utilizar uma solução contendo um radionuclídeo de meia-vida curta, com
energia gama baixa, como o 99mTc e tendo como limite
de aceitação 20%2,8.
Os diversos tipos de recipientes, produzidos em diferentes geometrias e materiais, utilizados nos SMN para a
medição da atividade dos radionuclídeos que serão administrados aos pacientes, nem sempre são iguais àqueles
que foram utilizados pelos fabricantes para a calibração
destes equipamentos, podendo afetar a exatidão das medidas, principalmente devido à atenuação da radiação.
Segundo Zimmerman e Cessna, é preciso obter experimentalmente os fatores de correção e aplicá-los a medições similares, quando estão sendo realizadas medidas
44
em diferentes geometrias, especialmente em radionuclídeos de baixa energia. A fonte geralmente utilizada é o 99mTc
com uma atividade e volume determinados e os fatores de
correção deverão ser aplicados quando o erro relacionado
às medições das atividades excederem ±10%8,9.
O propósito deste trabalho foi avaliar a implantação
do programa de controle da qualidade nos calibradores de radionuclídeos dos SMN na região Nordeste
do Brasil, destacando os testes e suas respectivas
periodicidades.
Material e Métodos
Foi realizado o levantamento sobre a quantidade de calibradores de radionuclídeos existentes nos institutos de
medicina nuclear na região Nordeste do Brasil, sendo
posteriormente enviados convites para participação no
levantamento do programa de controle da qualidade dos
calibradores de radionuclídeos. A cada SMN participante foi atribuído um código de identificação, sem nenhuma
relação com seu nome, para que fosse garantida a confidencialidade dos resultados.
Foi elaborado um questionário com perguntas relacionadas aos calibradores de radionuclídeos utilizados nos
SMN (data da última calibração, tensão de operação, possibilidade de zerar a radiação de fundo e auto zero) e sobre
a realização dos testes de controle da qualidade exigidos
pela Autoridade Regulatória Brasileira.
Foram realizadas visitas a cada serviço participante,
sendo solicitado aos responsáveis pelo programa de garantia da qualidade o preenchimento do questionário.
Resultados
Foram realizadas visitas a 26 SMN de sete estados do
nordeste: Alagoas, Ceará, Paraíba, Pernambuco, Piauí,
Sergipe e Rio Grande do Norte. Dentre estes serviços, 22
participaram do levantamento do controle da qualidade
dos calibradores de radionuclídeos, porém, apenas um
serviço não soube informar os dados referentes à realização de alguns testes, presentes no questionário. No que
diz respeito aos demais SMN, não houve o preenchimento
do questionário pelos responsáveis do serviço.
Conforme solicitado pela CNEN, cada serviço possuía
no mínimo um calibrador de radionuclídeos, obedecendo
desta forma às exigências da norma nacional. Além disso,
observou-se que 7 SMN responderam que não possuíam
as fontes padrão de referência, realizando os testes de
controle da qualidade com fontes emprestadas de outra
instituição. A Tabela 1 mostra os diferentes modelos de
calibradores de radionuclídeos encontrados neste trabalho e suas respectivas quantidades.
Os resultados do levantamento acerca dos testes recomendados pela CNEN (exatidão, precisão, reprodutibilidade e linearidade) nos SMN da região Nordeste do
Controle da qualidade dos calibradores de radionuclídeos nos serviços de medicina nuclear na região Nordeste do Brasil
Brasil e suas respectivas frequencias, são mostrados na
Figura 1.
Embora o teste de geometria não seja exigido pela
CNEN, os dados sobre a realização deste teste nos SMN
avaliados também são mostrados na Figura 1.
Para os testes operacionais recomendados pela NPL,
LNHB e ANVISA, os resultados obtidos nos SMN participantes e a frequencia com os quais são realizados podem
ser vistos na Figura 2.
Tabela 1. Calibradores de radionuclídeos dos serviços de medicina nuclear (SMN) da região Nordeste do Brasil.
Fabricante
ALFANUCLEAR
BIODEX
CAPINTEC
VECCSA
VICTOREEN
20
16
Quantidade
1
2
7
7
3
1
1
1
2
1
Exatidão
Precisão
Reprodutibilidade
Linearidade
Geometria
Nº de SMN
12
8
4
0
Instalação Diário Semanal Mensal Semestral Anual Nunca Outros
Frequência
Figura 1. Frequência dos testes de exatidão, precisão, reprodutibilidade, linearidade e geometria nos serviços de medicina
nuclear (SMN) da região Nordeste do Brasil.
16
Auto Zero
Radiação de Fundo
Tensão
12
Nº SMN
O levantamento acerca dos testes de controle da qualidade
que estão sendo realizados nos calibradores de radionuclídeos dos SMN da região Nordeste do Brasil, contou com
a participação de 22 serviços, dos quais apenas um não
forneceu todas as informações solicitadas no questionário.
Os testes de exatidão e precisão foram realizados por
mais de 80% dos serviços participantes, no período recomendado pela norma da CNEN (semestral). Os demais
SMN os realizam em uma periodicidade diferente.
O teste de reprodutibilidade destaca-se pela diversidade da freqüência com a qual é realizado nos SMN
avaliados. Apenas 27% dos serviços avaliados o realizam
na periodicidade recomendada pela CNEN (anualmente).
Segundo o NPL, este teste deve ser realizado diariamente, utilizando-se fontes radioativas de meia-vida longa. No
que diz respeito à Resolução RDC nº 38 da ANVISA, este
deverá ser realizado semestralmente.
O teste de linearidade foi realizado por 86% dos SMN,
na periodicidade recomendada pela CNEN (semestralmente) e utilizando como fonte o 99mTc. Apenas um
serviço realiza este teste mensalmente e os demais não
forneceram dados acerca da realização do teste no seu
calibrador de radionuclídeos.
Com relação ao teste de geometria, 45% dos serviços
nunca realizaram este teste. Apenas 2 SMN o fizeram no
momento da instalação do equipamento, enquanto que os
demais serviços o executam em freqüências diversificadas
ou não preencheram o questionário. Considera-se como
um teste de grande importância uma vez que a calibração
destes equipamentos ocorre em amostras contidas em
recipientes que possuem geometrias diferentes daquelas
utilizadas na rotina dos SMN.
Para os testes operacionais, foi observado que diariamente, 36% dos SMN verificam o auto zero, 59% a radiação de fundo (background) e 27% a tensão no calibrador
de radionuclídeos. Os demais serviços optaram por realizarem estes testes em periodicidades diferentes.
Mediante o levantamento realizado, pode-se concluir
que a situação com relação ao programa de controle da
qualidade adotado nos SMN da região Nordeste do Brasil
é insatisfatória. Embora os serviços obedeçam às exigências da CNEN, ainda existem lacunas, sobretudo na periodicidade com a qual os testes estão sendo realizados nos
calibradores de radionuclídeos destes serviços.
Modelo
ACT-15P
ATOMLAB 100
CRC-127R
CRC-15R
CRC-7
CRC-25R
Vexcal
CAL/RAD MARK V (34-164)
CAL/RAD - 34-061
DELUXE ISOTOPE CALIBRATOR II
8
4
0
Instalação Diário Semanal Mensal Semestral Anual Nunca Outros
Frequência
Figura 2. Frequência dos testes de auto zero, radiação de fundo e tensão nos serviços de medicina nuclear (SMN) da região
Nordeste do Brasil.
45
Fragoso MCF, Albuquerque AMS, Oliveira ML, Lima RA, Lima FF
Sugere-se a continuidade do programa de controle da
qualidade nos SMN e a substituição da periodicidade da
realização dos testes pela recomendada na Norma CNENNN-3.05, com intuito de garantir o bom desempenho do
equipamento e, consequentemente, a confiabilidade das
medições de atividade de radiofármacos dos SMN da região Nordeste do Brasil.
Agradecimentos
Os autores agradecem à FACEPE, CAPES, FAPESP,
CNPq, MCT (INCT em Metrologia das Radiações na
Medicina) e CNEN pelo apoio financeiro ao projeto, e aos
serviços de medicina nuclear de Pernambuco.
Referências
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de atividade utilizados em serviços de medicina nuclear. Radiol. Bras.,
2003;36(5): 293-7.
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131
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8. SAHA GB. Fundamentals of nuclear pharmacy. 4th. Springer: New York;
1998.
9. Zimmerman BE; Cessna JT Experimental determinations of commercial
“dose calibrator” settings for nuclides used in nuclear medicine. Appl.
Radia. Isto. 2000; 52:615-9.
Artigo de Revisão
Revisão: radioproteção aplicada
à Medicina Nuclear
Review: radioprotection applied in Nuclear Medicine
Marcos A. D. Machado1,2,3, Vinícius O. Menezes1,2,3, Cleiton C. Queiroz1,2,3,
Daniel C. da Silva1,2,3, Luiz J. L. Sampaio1, Augusto Almeida2
Monte Tabor – Hospital São Rafael, Salvador (BA), Brasil
Santa Casa de Misericórdia da Bahia – Hospital Santa Izabel, Salvador (BA), Brasil
3
Dancosi Nuclear ltda., Salvador (BA), Brasil
1
2
Resumo
Este trabalho tem por objetivo avaliar as causas potenciais de exposição à radiação ionizante em um Serviço de Medicina Nuclear, identificar as
causas de erros comuns na rotina de medicina nuclear, como evitar tais erros e estudar boas práticas de radioproteção à luz da legislação nacional
e documentos internacionais.
Palavras-chave: medicina nuclear, radioproteção.
Abstract
The aim of this paper is to evaluate the potential causes of exposure to ionizing radiation in a nuclear medicine facility, identifying the causes of
common errors in the clinical routine, how to avoid these errors and study good radioprotection practices based on the national law and international
documents.
Keywords: nuclear medicine, radioprotection.
Introdução
O uso médico de fontes radioativas envolve pacientes, indivíduos ocupacionalmente expostos (IOE) e indivíduos do
público. Existe muita informação e consenso geral a cerca dos riscos de exposições a altas doses de radiação.
Entretanto, pouco ainda se sabe sobre os efeitos causados
por baixas doses (<0,2 Gy) recebidas por trabalhadores e
as doses ainda mais baixas recebidas pelo público1. Desde
a descoberta dos efeitos danosos da radiação, notou-se no
mundo científico uma necessidade de regulação e controle
no uso de fontes radioativas, a qual resultou nas leis e regulamentos atuais. No Brasil, a norma CNEN-NN-3.01 estabelece os requisitos básicos de proteção radiológica das
pessoas em relação à exposição à radiação ionizante.
O propósito primário da proteção radiológica é fornecer um padrão apropriado de proteção sem limitar os
benefícios da prática. Para tanto, devem ser atendidos os
princípios de radioproteção: justificação, otimização e limitação da dose individual2,3. Embora a limitação de dose individual represente um limite legal de dose individual, ainda
é insuficiente para assegurar a proteção desejável e deve
ser sempre suprida pelo princípio da otimização, seguindo
a filosofia ALARA4.
Na medicina nuclear, o gerenciamento da radioproteção envolve um conjunto de medidas que devem estar
contidas num plano de radioproteção, que é um documento que deve ser submetido à CNEN contendo informações relevantes à proteção radiológica quando da solicitação para funcionamento de um Serviço de Medicina
Nuclear (SMN), onde devem constar as exigências nas
normas vigentes, como o objetivo da instalação, projeto
das blindagens e da área física, aquisição, uso e armazenamento de fontes radioativas, gerenciamento de rejeitos
radioativos, estimativas de doses, sinalizações, identificação e classificação de áreas, qualificação dos profissionais
envolvidos, etc. O titular, responsável legal pela instalação,
deve designar um Supervisor de Radioproteção para garantir a execução das tarefas relativas às ações de proteção radiológica3,5,6.
Instalação Física
Um projeto adequado de um serviço de medicina nuclear
é essencial para garantir a otimização para a prática. A
norma CNEN-NE-3.05 estabelece as dependências mínimas para um serviço de medicina nuclear:
Correspondência: Marcos Antônio Dórea Machado – Monte Tabor Hospital São Rafael – Medicina Nuclear, Avenida São Rafael, 2152 – São Marcos –
Salvador BA, Brasil. CEP: 41253-900 – E-mail: [email protected]
47
Machado MAD, Menezes VO, Queiroz CC, Silva DC, Sampaio LJL, Almeida A
a)
b)
c)
d)
sala de espera de pacientes;
sanitário exclusivo de pacientes;
local para armazenamento de rejeitos radioativos;
laboratório de manipulação e armazenamento de fontes em uso;
e) sala de administração de radiofármacos;
f) sala(s) de exame(s);
g) quarto para internação de paciente com dose terapêutica, com sanitário privativo, quando forem aplicadas
doses terapêuticas de Iodo131, acima de 1,11 Gbq
(30 mCi).
A área específica para cada dependência deve ser
projetada levando-se em conta as características particulares de cada serviço, como tipo de procedimento, número de pacientes, recursos humanos e financeiros, de modo
que o princípio da otimização seja atendido de maneira
satisfatória.
Os pisos e paredes dos ambientes do SMN devem ser
revestidos de material liso, impermeável e de fácil limpeza
e desinfecção5,6. O laboratório de manipulação e armazenamento de fontes em uso deve ter pisos e paredes com
cantos arredondados, bancada lisa, tanque com no mínimo 40 cm de profundidade e torneiras sem controle manual. Nos casos de fontes voláteis (I-131) ou de serviços
que realizem estudos de ventilação pulmonar, é necessário um sistema de extração de ar5.
Classificação das Áreas
O controle da exposição ocupacional pode ser feito dividindo as áreas em três tipos: Área livre, controlada e
supervisionada. Na área livre, o risco de exposição deve
ser baixo o suficiente para assegurar que o nível de proteção dessa área seja comparado ao nível de proteção
de indivíduos do público. A área controlada está sujeita
a regras especiais de proteção e segurança, com a finalidade de controlar as exposições normais, prevenir a
disseminação de contaminação radioativa e prevenir ou
limitar a amplitude das exposições potenciais. Na área
supervisionada as condições de exposição ocupacional
são mantidas sob supervisão, mesmo que medidas de
proteção e segurança específicas não sejam normalmente necessárias3,6,7. As áreas controladas devem estar sinalizadas com o símbolo internacional de radiação
ionizante, acompanhando um texto descrevendo o tipo
de material, equipamento ou uso relacionado à radiação
ionizante. As áreas supervisionadas devem ser indicadas
como tal, em seus acessos3.
Equipamentos
O SMN deve possuir no local, em plenas condições de
funcionamento, no mínimo os seguintes equipamentos e
materiais:
48
a) Um sistema de aquisição de imagem, para serviços
que realizem procedimentos diagnósticos;
b) Calibrador de dose;
c) Monitor de contaminação de superfície;
d) Monitor de taxa de exposição;
e) Equipamentos e materiais de proteção individual;
f) Fontes radioativas de referência para testes
periódicos.
O Responsável Legal deve garantir o acesso a um monitor de contaminação de superfície e a um de taxa de exposição reservas em plenas condições de funcionamento5,6.
Fatores de Radioproteção
Existem três fatores básicos que podem ser usados
para minimizar a dose de radiação: tempo, blindagem e
distância.
O tempo de exposição pode ser diminuído trabalhando-se o mais rápido possível próximo a fontes de radiação
e na manipulação das mesmas, o que pode ser conseguido com treinamento adequado na manipulação dos radioisótopos, planejando e discutindo a tarefa a ser realizada
antes de entrar na área e usando apenas o número de
trabalhadores necessários para a tarefa.
As blindagens devem ser usadas sempre que possível, devendo sempre manipular material radioativo atrás
da blindagem em “L”, usar avental de chumbo, acondicionar os geradores de Mo/Tc dentro de blindagens específicas a fim de blindar as altas energias provenientes
do decaimento do Mo-99, usar castelos para eluição
dos geradores, e manter os frascos contendo material
radioativo sempre blindados. Devem-se usar transportadores de seringa sempre que for feito o transporte
de doses e usar o protetor de seringa para injeção do
radiofármaco no paciente. A maioria dos aventais plumbíferos comerciais têm espessura de 0,25mm e 0,5mm,
oferecendo proteção satisfatória para isótopos de baixas energias (Tc-99m, Tl-201), mas possui eficiência
questionável para isótopos de altas energias (I-131,
F-18). Ao manipular radionuclídeos emissores de radiação β, é requerido cuidado para não utilizar blindagens
com material de alto número atômico, como o chumbo,
pois nestes casos pode haver formação de radiação de
freamento, o que não ocorre em materiais como plástico e vidro. Por isso, quando um IOE fizer uso de I-131
(emissor β e ϒ), uma primeira blindagem de chumbo ou
vidro deve ser usada para blindar a radiação β, e uma
segunda blindagem de chumbo é necessária para blindar a radiação ϒ.
A distância tem um forte efeito na redução da dose,
pois a taxa de dose é inversamente proporcional ao quadrado da distância. Para tanto, é importante o uso de
pinças para o manuseio de frascos. O projeto da sala de
exames deve permitir o acompanhamento do paciente a
distâncias razoáveis (2m)8.
Revisão: radioproteção aplicada à Medicina Nuclear
Fontes Radioativas e Manipulação
Em medicina nuclear, a dose é resultado da exposição
de fontes radioativas presentes no serviço. Podemos
destacar:
Fontes seladas: São as fontes padrão usadas para aferição dos equipamentos (Co-57, Ba-133, Cs-137 e Ge-68).
Fontes não seladas: Para uso em pacientes e controle
de qualidade (Tc-99m, I-131, Ga-67, In-111, Lu-177, Tl201, F-18, etc).
As fontes seladas apresentam apenas o risco de exposição, uma vez que o material radioativo contido no recipiente não pode ser extraído. Devem ser armazenadas em
local específico com as blindagens necessárias e quando
utilizadas deve-se seguir boas práticas de radioproteção.
As fontes não seladas apresentam também o risco
de contaminação, visto que podem ser manipuladas pelo
trabalhador. Por isso, o local de manipulação de radioisótopos deve ser forrado com material impermeável e
com papel absorvente para, em caso de ocorrência de
derramamento de material radioativo, sua remoção seja
facilitada. O uso de EPI (equipamento de proteção individual) é fundamental para minimizar os riscos de exposição
(avental de chumbo, transportador de seringas, protetor
de seringas, castelo para eluição dos geradores Mo/Tc,
luvas, guarda-pó e pinças).
Armazenamento de Rejeitos
Qualquer material resultante de atividades com radionuclídeos em quantidades superiores aos limites de isenção
e para o qual a reutilização é imprópria ou não prevista,
é considerado rejeito radioativo. Os rejeitos devem ser
segregados de acordo com suas características físicas,
químicas, biológicas e radiológicas, de modo a facilitar a
gerência. Após a segregação e acondicionamento em recipientes adequados, os rejeitos devem ser identificados
e, após eliminados, devem ser registrados em formulário
próprio, como mostra a figura 1 9,10.
Controle de Qualidade
As boas condições dos equipamentos usados na medicina nuclear garantem não só uma melhor acurácia dos
procedimentos, como também são fundamentais para o
controle de doses em pacientes, indivíduos ocupacionalmente expostos e indivíduos do público.
A legislação nacional já prevê um conjunto de testes
periódicos de controle de qualidade nos equipamentos
de medicina nuclear5,6, mas ainda carece na inclusão de
outros equipamentos de medicina nuclear, na inclusão
de testes mais específicos e valores de referência. Para
preencher essa lacuna, outros documentos podem ser
estudados11-14 e aplicados à realidade de cada serviço.
Monitoração
Devem ser realizadas monitorações periódicas para assegurar que as rotinas estejam sendo executadas de
forma satisfatória. Devem ser realizadas medidas de
levantamento radiométrico nas áreas restritas quinzenalmente e medida de contaminação de superfície ao
término da jornada de trabalho ou sempre que houver
suspeita de contaminação. Qualquer IOE que possa
receber uma exposição ocupacional sujeita a controle
deve ser submetido à monitoração individual, por meio
de dosímetro3,5. Os dosímetros são individuais e não
Figura 1. Exemplo de formulário para rejeito radioativo.
49
Machado MAD, Menezes VO, Queiroz CC, Silva DC, Sampaio LJL, Almeida A
podem ser usados por outro trabalhador em qualquer
hipótese. Cada trabalhador deve usar o dosímetro apenas dentro do serviço e ao término da jornada de trabalho deve guardar no local apropriado. Sempre que
for constatado nível de radiação acima do normal para
determinada área (ou dose em trabalhador, quando for
o caso), deve ser feita uma investigação para saber o
que originou este evento e adotar medidas para evitar
que níveis acima do aceito sejam encontrados. O auxílio da tecnologia da informação também tem-se mostrado uma boa ferramenta para o controle de doses e
rastreabilidade15.
Cuidados Gerais
O uso de luvas é obrigatório sempre quando for manipular
material radioativo, devendo ser desprezada logo após esta
tarefa. Ao transportar o material manipulado, devem-se vestir
Figura 2. Decoy contaminado com Tc-99m.
luvas novas, evitando que uma possível contaminação seja
espalhada por outras áreas do setor. A figura 2 mostra um
resultado de controle de qualidade de uniformidade diária,
onde o “decoy” (suporte para cobrir o cristal do detector,
presente em alguns equipamentos) foi contaminado.
Neste exemplo, a mesma luva usada para retirada da
fonte de Tc-99m usada no controle de qualidade foi usada para transportar a fonte até a sala de exame e usada
também, desnecessariamente, para a colocação do “decoy” no detector, contaminando não apenas o “decoy”,
mas também o transportador de seringas.
As fontes radioativas devem ser armazenadas nos locais designados para seu armazenamento. Sempre que
feito uso de uma fonte, esta deve ser descartada ou guardada em local apropriado. Na figura 3, o controle de qualidade diário acusa a presença de um marcador de Tc-99m
usado para localização da tireóide em imagens da região
cervical.
A presença de fontes na sala de exames pode ser
identificada no controle de qualidade de radiação de fundo6. Entretanto, a depender da atividade ou da posição da
fonte, este teste mostra-se pouco sensível, sendo mais
fácil de visualizar após a aquisição de uma imagem estática. Após identificada a presença de uma fonte, pode-se
localizá-la com o auxílio de um monitor de contaminação
de superfície.
Deve-se sempre conferir o radiofármaco, a atividade
prescrita e o nome do paciente. Ao medir a atividade no
calibrador de dose, conferir a janela de energia que está
sendo usada, a fim de evitar erros na atividade do radionuclídeo administrada ao paciente.
É recomendado orientar o paciente sempre antes da
injeção do radiofármaco, visto que depois de injetado, o
Figura 3. Artefato no controle de qualidade diário. Marcador de tireóide sem blindagem na sala de exames, encontrado em cima da
bancada de medicamentos.
50
Revisão: radioproteção aplicada à Medicina Nuclear
paciente fica radioativo e o trabalhador deve evitar contato
desnecessário.
Na ocorrência de contaminação com material radioativo é necessário: Isolar o local, informar o supervisor de
radioproteção e os demais membros e executar o procedimento de descontaminação conforme escrito no Plano
de Radioproteção.
Todo trabalhador envolvido com o uso de material radioativo deve participar de treinamentos periódicos, realizado pelo supervisor de radioproteção, para assegurar
que os procedimentos sejam executados conforme as
melhores práticas.
Conclusão
A dose ocupacional consiste de uma grande variedade
de possibilidades. A intenção deste artigo é destacar os
possíveis erros e fornecer informações de maneira concisa sobre como evitar tais erros na rotina clínica. O uso
apropriado dos fatores de radioproteção e as precauções
destacadas são ferramentas poderosas na redução da
dose de IOE.
Cabe salientar que quando tratamos de radioproteção
sempre devemos levar em consideração não apenas os
IOE, mas também os pacientes e o meio ambiente.
Agradecimentos
Ao Monte Tabor – Hospital São Rafael e à Santa Casa de
Misericórdia da Bahia – Hospital Santa Izabel.
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Segurança para Serviços de Medicina Nuclear. CNEN-NE-3.05; 1996.
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ALASBIMN; 2009.
51
Artigo Original
Método cintilográfico não invasivo para
estudo de biodistribuição de radiofármacos
Non invasive scintigraph method for biodistribution
study of radiopharmaceuticals
Érika V. Almeida1, Natanael G. Silva1, Antônio C. Freire1, Elisiane de G. Monteiro1,
Stella Benedetti1, Emiko Muramoto1, Neuza T. O. Fukumori1, Margareth M. N. Matsuda1,
Marina B. A. Vasconcellos2
Diretoria de Radiofarmácia (DIRF) - IPEN-CNEN/SP, São Paulo (SP), Brasil
Centro do Reator de Pesquisa (CRPq) - IPEN-CNEN/SP, São Paulo (SP), Brasil
1
2
Resumo
Os estudos de biodistribuição podem ser efetuados por métodos invasivos ou não invasivos. O objetivo deste trabalho foi avaliar a porcentagem de
dose retida (DR) nos órgãos de interesse por método não invasivo e invasivo em estudo de biodistribuição de DMSA-99mTc (ácido dimercaptosuccínico),
MAA-99mTc (macro agregado de soro albumina humano) e MDP-99mTc (metilenodifosfato de sódio) e comparar com o método invasivo descrito na
farmacopéia americana (USP). Reagentes liofilizados (DMSA, MAA e MDP) e pertecnetato de sódio foram obtidos do IPEN-CNEN/SP. A concentração
radioativa foi 123 MBq mL-1 (DMSA-99mTc e MAA-99mTc) e 617 MBq mL-1 (MDP-99mTc). DMSA-99mTc e MDP-99mTc foram injetados via veia caudal e
MAA-99mTc pela veia peniana de ratos Wistar. As imagens cintilográficas foram obtidas em gama câmara Nucline TH/22 Mediso. Os animais foram
sacrificados após a aquisição das imagens. Os órgãos foram retirados e a atividade de cada um dos órgãos de interesse foi medida em câmara
de ionização. A captação renal de DMSA-99mTc pelo método não invasivo variou de (47,02 ± 2,87)% a (49,37 ± 3,41)%. Pelo método invasivo foi
observada DR de (49,27 ± 1,88)%. A %DR de MAA-99mTc nos pulmões pelo método não invasivo variou de (94,22 ± 0,17)% a (94,67 ± 0,25)%.
A cintilografia óssea com MDP-99mTc mostrou captação expressiva no esqueleto. O método cintilográfico não invasivo proposto para estudo de
biodistribuição de radiofármacos mostrou-se viável, apresentando resultados comparáveis aos obtidos pelo método invasivo descrito na USP.
Palavras-chave: método não invasivo, método invasivo, biodistribuição, radiofármacos.
Abstract
Biodistribution studies can be done by invasive or noninvasive methods. The aim of this study was to evaluate the percentage of retained dose (RD)
in the organs of interest in noninvasive and invasive study of biodistribution of 99mTc-DMSA (dimercaptosuccinic acid), 99mTc-MAA (macro aggregated
human serum albumin) and 99mTc-MDP (methylene diphosphonate) and to compare with the invasive method described in the United States
Pharmacopoeia (USP). Lyophilized reagents (DMSA, MAA and MDP) and sodium pertechnetate was obtained from IPEN-CNEN/SP. The radioactive
concentration was 123 MBq mL-1 (99mTc-DMSA and 99mTc-MAA) and 617 MBq mL-1 (99mTc-MDP). 99mTc-DMSA and 99mTc-MDP were injected via the
tail vein and 99mTc-MAA in the penile vein of rats. The scintigraphic images were obtained in a Nucline TH/22 Mediso gamma camera. The animals
were sacrificed after the acquisition of images. The organs were removed and the activity of each organ of interest was measured in an ionization
chamber. The renal uptake of 99mTc-DMSA by noninvasive method was (47,02 ± 2,87)% up to (49,37 ± 3,41)%. By the invasive method it was
observed RD (49.27 ± 1.88)%. The %RD of 99mTc-MAA in the lungs by non-invasive method varied from (94,22 ± 0,17)% to (94,67 ± 0,25)%. Bone
scintigraphy with 99mTc-MDP showed significant uptake in the skeleton. The method proposed for noninvasive scintigraphic study biodistribution of
radiopharmaceuticals was feasible, with results comparable to those obtained by invasive method described in USP.
Keywords: non invasive method, invasive method, biodistribution, radiopharmaceuticals.
Introdução
Os estudos de biodistribuição são realizados para avaliação do radiofarmáco in vivo previamente à administração
em pacientes. A biodistribuição pode ser efetuada por método invasivo, envolvendo o sacrifício de animais e medida
da radioatividade nos órgãos e tecidos de interesse ou por
métodos não invasivos (realização de imagens)1,2.
As Farmacopeias Americana (USP) e Europeia recomendam que os ensaios de controle de qualidade biológicos para
radiofármacos sejam realizados por métodos invasivos3,4.
Entretanto, esses métodos consomem muito tempo e aumentam a exposição do trabalhador à radiação ionizante1.
O método não invasivo pode ser realizado por meio
de imagens denominadas cintilografias obtidas em câmaras de cintilação. A presença do radiofármaco observada
Correspondência: Érika Vieira de Almeida – Diretoria de Radiofarmácia (DIRF) do Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN-CNEN) da Universidade
de São Paulo – Avenida Lineu Prestes, 2.242 – Cidade Universitária – CEP 05508-000 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
53
Almeida ÉV, Silva NG, Freire AC, Monteiro EG, Benedetti S, Muramoto E, Fukumori NTO, Matsuda MMN, Vasconcellos MBA
através da cintilografia em um determinado órgão reflete
sua morfologia e função. Através da imagem cintilográfica
é possível delimitar a região de interesse (ROI), que fornece a porcentagem de dose retida (%DR) no órgão específico selecionado1,2.
DMSA-99mTc (ácido dimercaptosuccínico) é utilizado
para o estudo morfológico do córtex renal e avaliação da
função renal individual2,5. MAA-99mTc (macro agregado de
soro albumina humano) é um radiofármaco utilizado em
cintilografia pulmonar para diagnóstico de diversas doenças, a saber: embolias, enfisema, carcinoma brônquico
e avaliação do grau de vascularização do parênquima
(trombose)2,5. MDP-99mTc (metilenodifosfato de sódio) é
utilizado no diagnóstico e avaliação de diversas patologias osteoarticulares, tais como tumores ósseos primários e secundários, metástases ósseas e outras enfermidades de origem metabólica, traumatismos e fraturas
por stress5.
O objetivo deste trabalho foi avaliar a porcentagem
de dose retida nos órgãos de interesse por método não
invasivo e invasivo em estudo de biodistribuição dos
radiofármacos DMSA-99mTc, MAA-99mTc e MDP-99mTc e
comparar com os resultados obtidos por método invasivo descrito na farmacopéia americana.
Material e Métodos
Materiais
Reagentes liofilizados (DMSA, MAA e MDP) e pertecnetato de sódio (Na99mTcO4) foram obtidos do IPENCNEN/SP (Brasil). A uretana foi obtida da Sigma Aldrich
(Estados Unidos).
A
B
Marcação dos Reagentes Liofilizados e Administração dos Radiofarmácos
Todos os reagentes liofilizados foram marcados com 3
mL de Na99mTcO4 e a concentração radioativa foi 123 MBq
mL-1 para DMSA e MAA e 617 MBq mL-1 para MDP. O
tempo de reação para DMSA e MAA foi 30 minutos e para
MDP foi de 15 minutos. DMSA e MDP foram injetados via
veia caudal e MAA pela veia peniana.
Método não invasivo
Ratos Wistar (200- 250 g), obtidos do biotério do IPENCNEN/SP, foram anestesiados e as imagens foram adquiridas 60 minutos (DMSA e MDP) e 10 minutos (MAA) após
a administração da dose.
Aquisição de imagem
As imagens cintilográficas foram obtidas em gama câmara (Gamma Câmara Nucline TH/22 Mediso) com colimador paralelo de baixa energia (LEHR- Low Energy Hight
Resolution). A orientação e o tempo de aquisição das
imagens foram 90o e 180 segundos, respectivamente. O
tamanho da matriz foi (256 x 256 x 16) mm. A largura da
janela do analisador de altura de pulsos foi 20%.
Os ROI’s e as atividades nos órgãos (%DR) foram
obtidos utilizando-se software Mediso Interview XP
v1.05.014.
Método invasivo
Os animais foram sacrificados após a aquisição das imagens. Os órgãos foram retirados e a atividade de cada um
dos órgãos de interesse foi medida em câmara de ionização Capintec modelo CRC-15R. Os resultados foram
expressos como % de dose injetada (%DI) nos diferentes
órgãos, calculados conforme a Equação 1.
%DIórgão =
A(órgão)
DI total - A (perdas)
x 100
(1)
Onde DItotal é a atividade no momento da medição do órgão e A é atividade.
%DI foi convertida em %DR utilizando-se a Equação 2.
%DR =
C
%DI (órgão)
¨%DI (órgão)
x 100
(2)
Os ensaios foram realizados em triplicata (3 animais
para cada radiofármaco) e os resultados foram expressos
como (média ± desvio padrão).
Resultados
Figura 1. Imagens cintilográficas de rato Wistar com (A)
DMSA-99mTc, (B) MAA-99mTc e (C) MDP-99mTc.
54
A Figura 1 mostra as imagens cintilográficas em rato
Wistar após administração de DMSA-99mTc, MAA-99mTc e
MDP-99mTc.
Método cintilográfico não invasivo para estudo de biodistribuição de radiofármacos
As Tabelas 1 e 2 apresentam os resultados de %DR
para os radiofármacos DMSA-99mTc, MAA-99mTc e MDP99m
Tc obtidas pelo método não invasivo e invasivo,
respectivamente.
Tabela 1. Dose retida para DMSA-99mTc, MAA-99mTc e MDP-99mTc
pelo método não invasivo.
%DR
Produto
Órgão
Ampliação da Imagem
A captação renal de DMSA-99mTc pelo método não invasivo (Figura 1A) variou de (47,02 ± 2,87%) a (49,37
± 3,41%). A ampliação da imagem cintilográfica para
melhor visualização dos órgãos dos ROI’s diminuiu a DR
em 2,5% (Tabela 1). Pelo método invasivo (Tabela 2) foi
observada dose retida de (49,27 ± 1,88%). Os resultados encontrados para ambos os métodos estão acima
do valor mínimo de aceitação descrito na USP (%DR
nos rins ≥ 40%)3.
A ampliação da imagem cintilográfica em até 4x
para obtenção da %DR nos pulmões para MAA-99mTc
não apresentou mudança significativa na %DR (0,20%)
(Tabela 1).
O método invasivo apresentou captação pulmonar
de MAA-99mTc (Tabela 2) de até 3,5% maior comparada
com o método não invasivo. O limite de aceitação descrito na USP de captação pulmonar é ≥ 80%.
A cintilografia óssea com MDP-99mTc (Figura 1C) mostrou captação expressiva no esqueleto e baixa captação
no fígado, intestino e rins. A soma das %DR desses órgãos foi inferior a 9% em todas as imagens analisadas (0,
2x e 4x ampliação) (Tabela 1).
O fêmur é a ossatura representante do esqueleto e
segundo a USP deve apresentar %DR mínima de 1%3. A
Tabela 1 mostra que o valor mínimo encontrado pelo método não invasivo foi (1,31 ± 0,08%), atendendo ao limite
estabelecido.
Os rins são a via principal de eliminação do MDP-99mTc
e o limite superior de aceitação é de 5% DR3. Os valores
encontrados variaram de 1,26%, para o método invasivo,
a 2,60%, para o método não invasivo sem ampliação da
imagem para determinação dos ROI’s.
O fígado é um órgão cujo limite de aceitação em
MDP-99mTc estabelecido pela USP é de no máximo
5%DR. Ambos os métodos mostraram resultados abaixo desse limite.
A %DR no fígado obtida pelo método não invasivo foi até 6 vezes superior ao valor de DR obtida pelo
método invasivo. Isso pode ser explicado pelo fato do
fígado estar protegido na base da caixa torácica e sob o
diafragma, que serve de divisor entre essas duas estruturas (torácica e abdominal). Na obtenção das imagens
cintilográficas, a projeção refletida da região hepática
tende a mostrar-se mais ativa, em virtude da sobreposição desses componentes1,2.
Os valores encontrados no método invasivo (Tabela 2)
estão abaixo dos limites estabelecidos pela USP3.
0
DMSA-99mTc Rins
MAA-99mTc
2x
4x
49,37± 3,41 48,31 ± 2,88 47,02 ± 2,87
Pulmões 94,67± 0,25 94,49 ± 0,27 94,22 ± 0,17
Fêmur
1,32± 1,70
1,53 ± 1,93
1,31 ± 0,08
Fígado
4,66± 0,35
4,25 ± 1,35
4,75 ± 0,06
Intestino 1,35 ± 0,35
1,46 ± 031
1,55 ± 0,12
Rins
2,53 ± 0,55
2,37 ± 0,13
MDP-99mTc
2,60 ± 0,86
Tabela 2. Dose retida para DMSA-99mTc, MAA-99mTc e MDP-99mTc
pelo método invasivo.
Produto
Órgão
%DR
DMSA-99mTc
Rins
49,27 ± 1,88
MAA-99mTc
Pulmões
97,69 ± 2,00
Fêmur
2,37 ± 0,19
Fígado
0,82 ± 0,07
Intestino
2,02 ± 0,18
Rins
1,26 ± 0,06
MDP-99mTc
O método cintilográfico não invasivo proposto para
estudo de biodistribuição de radiofármacos marcados
com tecnécio mostrou-se viável, apresentando resultados
comparáveis aos obtidos pelo método invasivo descrito
na USP.
Agradecimentos
Ao Conselho Nacional de Pesquisa e Desenvolvimento
Tecnológico (CNPq) pelo apoio financeiro concedido à
Érika V. Almeida, ao IPEN e à DIRF pela infra-estrutura.
Referências
1. Early PJ, Sodee BD. Principles and pratice of nuclear medicine. 2nd ed.
London: Mosby Year Book, Inc.; 1995.
55
Almeida ÉV, Silva NG, Freire AC, Monteiro EG, Benedetti S, Muramoto E, Fukumori NTO, Matsuda MMN, Vasconcellos MBA
2. Owunwanne A, Patel M, Sadek S. The Handbook of Radiopharmaceuticals.
London (UK): Chapman and Hall Medical; 1995.
3. United States Pharmacopoeia (USP). 32nd ed. Rockville: United States
Pharmacopeial Convention; 2009.
56
4. European Directorate for the Quality of Medicines & HealthCare - Council of
Europe. European Pharmacopoeia. 5th ed. Strasbourg: Council of Europe; 2008.
5. Saha GB. Fundamentals of Nuclear Pharmacy. 4th ed. New York: Springer;
1998.
Artigo Original
Influência da postura do paciente na dose
absorvida em órgãos e tecidos causada por
exames radiológicos
The influence of the patient’s posture on organ and tissue
absorbed doses caused by radiodiagnostic examinations
Vagner F. Cassola, Richard Kramer, Helen J. Khoury, Carlos A. B. O. Lira
Departamento de Energia Nuclear/Universidade Federal de Pernambuco, Recife (PE), Brasil
Resumo
Devido à força gravitacional, as posições dos órgãos e a distribuição de gordura subcutânea se alteram quando uma pessoa que está em pé se deita
sobre suas costas, chamada posição supina. Ambas as posturas, em pé e supina, são usadas freqüentemente no radiodiagnóstico, entretanto, os
fantomas usados nas simulações dos pacientes para estimativas das doses absorvidas em órgãos e tecidos normalmente representam humanos
na posição em pé ou supina. Consequentemente, a geometria de exposição simulada às vezes não coincide com o exame de raios X em relação à
postura do paciente. Utilizando versões em pé e supina de fantomas adultos masculinos e femininos, este estudo investiga o “efeito postura” nas
doses absorvidas em órgãos e tecidos para radiografias da pélvis e coluna lombar para avaliar se os erros na simulação usando fantomas numa
posição incorreta são significativos.
Palavras-chave: proteção radiológica, medicina nuclear, radiodiagnóstico, radiologia, instrumentação.
Abstract
Due to the gravitational force, organ positions and subcutaneous fat distribution change when a standing person lies down on her/his back, which
is called “supine posture”. Both postures, standing and supine, are very common in X-ray diagnosis, however, phantoms used for the simulation
of patients for organ and tissue absorbed dose assessments normally represent humans either in standing or in supine posture. Consequently, the
exposure scenario simulated sometimes does not match the real X-ray examination with respect to the patient’s posture. Using standing and supine
versions of mesh-based female and male adult phantoms, this study investigates the “posture-effect” on organ and tissue absorbed doses for
radiographs of the pelvis and the lumbar spine in order to find out if the errors from simulating the false posture are significant.
Keywords: radiation protection, nuclear medicine, X-ray diagnosis, radiology, instrumentation.
Introdução
As posições em pé e supina (deitado sobre as costas) são
as posturas comuns para pacientes submetidos a exames no radiodiagnóstico. Quando é necessário avaliar as
doses absorvidas em órgãos e tecidos, geralmente são
utilizados fantomas computacionais humanos conectados
a códigos Monte Carlo. Estes fantomas representam indivíduos na posição em pé ou supina, e conseqüentemente,
dependendo do protocolo do exame considerado, a simulação da exposição pode ser realizada com o paciente
numa posição incorreta.
Para avaliar se a postura pode influenciar significativamente nas doses absorvidas em órgãos e tecidos, fantomas com posturas diferentes devem ser desenvolvidos e
depois simulações de radiografias devem ser feitas com
os mesmos parâmetros de exposição.
Este trabalho teve por objetivo desenvolver pares de
fantomas representando um homem adulto e uma mulher
adulta nas posições em pé e supin. Os fantomas serão utilizados em simulações dos exames radiográficos de pélvis
e coluna lombar e os resultados serão comparados para
havaliar a influêrncia da postura na distribuição das doses
absorvidas.
Material e Métodos
FASH2_sup (Female Adult meSH) e MASH2_sup (Male
Adult meSH) são versões supina dos fantomas em pé
Correspondência: Vagner Ferreira Cassola, Departamento de Energia Nuclear/UFPE, Avenida Prof. Luiz Freire, 1000, Bairro Cidade Universitária,
CEP 50740-540, Recife, PE – Brasil – E-mail: [email protected]
57
Cassola VF, Kramer R, Khoury HJ, Lira CABO
FASH2_sta e MASH2_sta (a denominação “sta” vem do
inglês standing). Os quatro fantomas foram desenvolvidos recentemente no Departamento de Energia Nuclear
da Universidade Federal de Pernambuco1. FASH2_sta e
MASH2_sta são versões atualizadas dos fantomas mesh
FASH e MASH 2. As atualizações foram realizadas para
fazer a separação do tecido glandular e adiposo nas mamas e a separação da gordura visceral e subcutânea na
região do abdômen. Além disto, com base na ICRP89 3,
os pulmões dos fantomas foram revisados, de forma que
a massa do pulmão direito agora é 15% maior do que
a massa do pulmão esquerdo. A cartilagem também foi
segmentada em regiões fora do esqueleto, como orelhas,
nariz e tireoide.
Diferente do trabalho de Sato et al. 4, que publicou fantomas com posturas específicas com base em
imagens geradas por Tomografia computadorizada de
um voluntário japonês adulto, Cassola et al.1 usou programas de modelagem 3D e dados antropométricos para a
construção dos fantomas. FASH2_sta e MASH2_sta são
fantomas em pé construídos considerando informações
anatômicas de humanos em pé. No entanto, quando
uma pessoa em pé muda para a posição supina, a força
gravitacional causa os seguintes efeitos anatômicos:
• Deslocamento cranial e/ou dorsal dos órgãos;
• Compressão dos pulmões nas direções cranial e dorsal devido ao coração e ao deslocamento dos órgãos
abdominais;
• Redução do diâmetro sagital, especialmente do abdômen, e aumento do diâmetro lateral, especialmente
na parte dorsal inferior do abdômen;
• Mudança na posição dos ombros e braços na direção
dorsal.
Tabela 1. Deslocamento do centro de massa dos órgãos quando uma pessoa muda da posição em pé para supina.
Não foram encontrados atlas anatômicos com informações sobre alterações dos órgãos nas posições em pé
e supina, e gerar imagens por TC de um voluntário nunca
foi considerada uma opção. Desta forma, os dados antropométricos necessários para modelar os fantomas na
posição supina, com base nos fantomas em pé, foram obtidos em diversas publicações científicas. Como exemplo,
a Tabela 1 apresenta os valores de deslocamento cranial
e dorsal usados para desenvolver os fantomas da posição
supina. A derivação destes e de outros parâmetros aplicados no processo de modelagem podem ser encontrados
em Cassola et al.1.
As figuras 1 e 2 são representações frontais e laterais dos fantomas FASH2_sta e MASH2_sta juntamente com os fantomas FASH2_sup e MASH2_sup. É possível visualizar as diferenças externas nos fantomas,
como a posição dos braços e ombros, a diminuição do
diâmetro sagital e a redução dos seios. As diferenças
internas serão mostradas junto com a discussão dos
resultados.
Deslocamento do
centro de massa
Sta >>>> Sup
Glândula Adrenal
Rins
Fígado
Estômago
Pâncreas
Bexiga
Intest. Grosso
Intest. Delgado
Coração
Pulmões
Timo
Baço
Útero
Ovários
MASH2
cranial
(cm)
2,0
3,3
1,7
2,6
1,9
0,9
0,5
2,5
2,0
1,4
2,0
1,8
MASH2
dorsal
(cm)
0,8
1,2
0,7
0,5
0,3
0,2
0,3
0,4
0,1
0,5
0,1
0,5
FASH2
cranial
(cm)
1,8
3,6
1,6
2,7
1,9
0,9
0,5
2,0
1,9
1,1
2,0
1,4
0,9
1,1
FASH2
dorsal
(cm)
0,0
0,5
0,1
0,4
0,5
0,2
1,4
0,9
0,0
0,3
0,3
0,1
1,2
1,1
Figura 1. Fantomas femininos: FASH2_sta e FASH2_sup, respectivamente.
58
Figura 2. Fantomas masculinos: MASH2_sta e MASH2_sup,
respectivamente.
Influência da postura do paciente na dose absorvida em órgãos e tecidos causada por exames radiológicos
Resultados
As Figuras 3 e 4 representam a geometria de exposição
para uma radiografia da pélvis simulada com os fantomas
FASH2_sta e FASH2_sup. A Tabela 2 apresenta valores de
doses absorvidas normalizados por kerma no ar incidente
(INAK) em órgãos e tecidos selecionados, os erros estatísticos associados e a razão entre as doses absorvidas nas
posições supina e em pé. Se a razão for maior que um a
dose absorvida no órgão ou no tecido é maior na posição
supina do que na posição em pé. Uma razão menor que
um representa o inverso.
Os resultados refletem a superposição de dois efeitos: em primeiro lugar, a diminuição do diâmetro sagital
do abdômen na posição supina reduz a camada de tecido
adiposo em frente aos órgãos desta região, o que leva a
maiores doses absorvidas; em segundo lugar, devido aos
deslocamentos craniais mencionados na Tabela 1, na posição supina alguns órgãos se deslocaram para o interior do
feixe enquanto outros se deslocam para fora. Rins, fígado,
pâncreas, baço e estômago são órgãos que recebem doses menores quando se considera a posição supina, pois
foram deslocados parcialmente para fora do feixe.
As doses absorvidas maiores na posição supina devidas à diminuição da blindagem pela gordura podem ser
observadas para a bexiga, intestino grosso, ovários, intestino delgado, útero, para a medula vermelha (RBM, red
bone marrow) e para as células da superfície dos ossos
(BSC, bone surface cells). Segundo a Tabela 2, as diferenças entre as doses absorvidas nos órgãos e tecidos para
a posição em pé e supina podem chegar até 40% para
este tipo de exame.
A representação do exame de coluna lombar simulado com os fantomas MASH2_sta e MASH2_sup pode
ser vista nas Figuras 5 e 6, respectivamente, e os resultados estão apresentados na Tabela 3. As maiores
doses absorvidas no exame de coluna lombar ocorrem
na bexiga, intestino grosso, pâncreas, intestino delgado, estômago, RBM e BSC. O aumento da dose absorvida está associado à redução do diâmetro sagital
nos fantomas MASH2 na posição supina. O deslocamento da bexiga na direção do centro do feixe de raios
X na posição supina causa um aumento ainda maior
na dose absorvida. Os deslocamentos dos órgãos para
fora do feixe e em direção dorsal, como mencionado
na Tabela 1, são responsáveis pela diminuição da dose
absorvida no caso das glândulas adrenais, rins, fígado
e baço. Para o exame da coluna lombar, diferenças nas
doses absorvidas de até 50% puderam ser observadas
entre as diferentes posturas.
Figura 3. Radiografia de Pélvis AP simulada com o fantoma
FASH2_sta. O retângulo azul representa as dimensões do campo no receptor plano da imagem, e o retângulo preto corresponde ás dimensões do campo no plano de entrada.
Figura 4. Radiografia de Pélvis AP simulada com o fantoma
FASH2_sup. O retângulo azul representa as dimensões do campo no receptor plano da imagem, e o retângulo preto corresponde às dimensões do campo no plano de entrada.
Tabela 2. Doses absorvidas em órgãos e tecidos normalizadas por INAK para radiografia da pélvis, calculadas com as versões em pé
e supina do fantoma FASH2, e a razãp entre elas. DFD = Distância Foco Detector.
FASH2 Pélvis AP, 40cm x 35cm
80 kV; 2,5mm Al; DFD = 115 cm
Orgão/Tecido
Parede da Bexiga
Parede do Intestino Grosso
Rins
Fígado
Ovários
Pâncreas
Parede deo Intestino Delgado
Baço
Parede do Estômago
Ùtero
RBM (max.)
BSC (max.)
Em pé
D / INAK
Gy/Gy
0,258
0,463
0,110
0,180
0,286
0,356
0,432
0,063
0,358
0,212
0,136
0,198
Em pé
Erro
%
0,9
0,2
0,5
0,2
1,6
0,4
0,2
1,0
0,4
0,7
0,7
0,8
Supina
D / INAK
Gy/Gy
0,364
0,506
0,067
0,117
0,311
0,302
0,491
0,037
0,211
0,232
0,151
0,218
Supina
Erro
%
0,8
0,2
0,7
0,2
1,5
0,5
0,2
1,3
0,5
0,7
0,7
0,8
Sup/Em pé
Campo
40 x 35
1,411
1,093
0,609
0,650
1,087
0,848
1,137
0,587
0,589
1,094
1,110
1,101
59
Cassola VF, Kramer R, Khoury HJ, Lira CABO
Figura 5. Radiografia de coluna lombar AP simulada com o fantoma MASH2_sta. O retângulo azul representa as dimensões
do campo no receptor plano da imagem, e o retângulo preto
corresponde ás dimensões do campo no plano de entrada.
Figura 6. Radiografia de coluna lombar AP simulada com o fantoma MASH2_sup. O retângulo azul representa as dimensões
do campo no receptor plano da imagem, e o retângulo preto
corresponde ás dimensões do campo no plano de entrada.
Tabela 3. Doses absorvidas em órgãos e tecidos normalizadas por INAK para radiografia da coluna Lombar, calculadas com as versões em pé e supina do fantoma MASH2, e a razão entre elas. DFD = Distância Foco Detector.
MASH2 Coluna Lombar AP, 20cm x 40cm
80 kV; 2,5 mm Al; DFD = 115 cm
Orgão/Tecido
Glândula Adrenal
Parede da Bexiga
Parede Instestino Grosso
Rins
Fígado
Pâncreas
Parede dos Intestino Delgado
Baço
Parede do Esômago
RBM (max.)
BSC (max.)
Em pé
D / INAK
Gy/Gy
0,089
0,085
0,220
0,090
0,327
0,326
0,310
0,056
0,436
0,045
0,061
Utilizar fantomas na posição em pé ou supina, dependendo do protocolo do exame radiológico, é mais um
passo para tornar as simulações das exposições cada
vez mais específicas para o paciente. A aplicação das
versões em pé e supina dos fantomas FASH2/MASH2
para exames radiográficos de pélvis e coluna lombar revelou diferenças de até 50% entre as doses absorvidas
em órgãos e tecidos para as duas posições. Este é um
efeito combinado devido à redução do diâmetro sagital e
do deslocamento dos órgãos em relação aos limites dos
feixes de raios X.
Exposições na posição supina são freqüentes para pacientes em exames radiográficos, bem como em outras
modalidades da radiologia, medicina nuclear e radioterapia. Portanto, é necessário ter dois tipos de fantomas,
em pé e supina, disponíveis para simulações realísticas
de procedimentos em medicina. Na rotina da proteção radiológica para exposições ocupacionais a maior parte do
trabalho é realizada considerando apenas a dose efetiva,
mas na proteção radiológica na medicina o conhecimento
60
Em pé
Erro
%
1,9
1,0
0,2
0,4
0,1
0,3
0,2
0,8
0,3
0,6
1,3
Supina
D / INAK
Gy/Gy
0,079
0,129
0,266
0,081
0,300
0,388
0,389
0,054
0,444
0,058
0,080
Supina
Erro
%
2,1
0,8
0,2
0,5
0,1
0,3
0,1
0,8
0,3
0,5
1,2
Sup/Em pé
Campo
20 x 40
0,888
1,518
1,209
0,900
0,917
1,190
1,255
0,964
1,018
1,289
1,311
das doses absorvidas em órgãos e tecidos é necessário
devido aos níveis de dose encontrados e aos riscos radiológicos resultantes. Neste caso, diferenças de até 50%
na dose absorvida para alguns órgãos representam uma
margem que não pode ser ignorada.
Em virtude da tendência mundial para o aumento da massa corporal entre as populações humanas, a
modelagem com fantomas mais gordos se tornou uma
necessidade e será o foco dos projetos futuros. FASH2
e MASH2 possuem massas com base na ICRP89 3, enquanto dados estatísticos mundiais mostram que para o
50th percentil a massa corporal para homens e mulheres adultas são aproximadamente 5-6 kg maiores que as
massas de referência da ICRP89. Pode-se esperar que
para a postura específica, diferenças entre as doses em
órgãos e tecidos e consequentemente os riscos radiológicos associados podem aumentar quando o paciente
modelado tiver uma massa corporal maior. As diferenças
entre os diâmetros sagitais das posições em pé e supina,
um parâmetro crucial para as doses absorvidas em órgãos e tecidos, irão certamente aumentar com a massa
corporal, por exemplo.
Influência da postura do paciente na dose absorvida em órgãos e tecidos causada por exames radiológicos
Os fantomas FASH2 e MASH2 modelados em diferentes posturas serão utilizados na próxima atualização do
programa CALDose_X 5, que está disponível, juntamente
com os fantomas, na página www.grupodoin.com clicando no link “Caldose”.
Agradecimentos
Ao Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e
Tecnológico - CNPq e à Fundação de Amparo à Ciência
do Estado de Pernambuco - FACEPE pelo auxílio
financeiro.
Referências
1. Cassola V F, Kramer R, Brayner C and Khoury H J Posture-specific phantoms
representing female and male adults in Monte Carlo-based simulations for
radiological protection Phys Med Biol 2010; 55:4399-4430.
2. Cassola V F, de Melo Lima V J, Kramer R and Khoury H J FASH and MASH:
Female and Male Adult human phantoms based on polygon meSH surfaces.
Part I: Development of the anatomy Phys Med Biol 2010;55:133-162.
3. International Commission on Radiation Protection. Basic Anatomical and
Physiological Data for Use in Radiological Protection: Reference Values
ICRP Publication 89 (Oxford: Pergamon). 2003.
4. Sato K, Noguchi H, Endo A, Emoto Y, Kogs S and Saito K Development of
a voxel phantom of Japanese adult male in upright position, Rad Prot Dos
2007; 127(1-4):205-208.
5. Kramer R, Khoury H J and Vieira J W 2008 CALDose_X a software tool for
the assessment of organ and tissue doses, effective dose and cancer risk
in diagnostic radiology Phys. Med. Biol. 2008; 53:6437-59.
61
Artigo Original
Determinação das propriedades de
transmissão de argamassas baritadas
Determination of transmission properties
of barite concretes
Paulo R. Costa, Elisabeth M. Yoshimura
Departamento de Física Nuclear do Instituto de Física da Universidade de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil
Resumo
Uma das metodologias adotadas no NCRP 147 baseia-se no modelo publicado por Archer e col. onde, por uma formulação matemática, as
características de transmissão à radiação X de diversos materiais atenuadores foram obtidas pelo ajuste de uma equação paramétrica utilizando um
método não-linear de mínimos quadrados. No presente trabalho, o modelo adotado pelo NCRP 147 foi aplicado a um conjunto de cinco argamassas
baritadas disponíveis no mercado brasileiro. É descrita, ainda, a metodologia experimental utilizada e são apresentadas as curvas de transmissão
resultantes. Estas curvas de transmissão podem ser utilizadas diretamente para estimativa das espessuras de argamassa necessárias para a correta
proteção de áreas externas a uma sala radiológica. Podem também ser combinadas a diferentes distribuições de cargas de trabalho para a geração
de curvas de transmissão ponderadas semelhantes às apresentadas no NCRP 147 para materiais de blindagem utilizados nos Estados Unidos.
Palavras-chave: blindagem contra radiação; proteção radiológica; radiologia
Abstract
One of the methods adopted by the NCRP 147 is based on a model published by Archer et. al. where, using a mathematical formulation, the x-ray
transmission characteristics of several attenuation materials were obtained by fitting a parametric equation using a non-linear least-square method. In
the present work, the model adopted by the NCRP 147 was applied to a set of five barite concretes available in the Brazilian market. The experimental
methodology is described and the resulting transmission curves are presented. These transmission curves can be used for direct estimations of the
thickness required for an adequate protection of the external areas of a radiological room. They can also be combined to different workload distributions
for generating weighted transmission curves similar to the curves presented on NCRP 147 for the shielding materials used in United States.
Keywords: shielding against radiation; radiation protection; radiology.
Introdução
Durante a década de noventa um grupo de trabalho formado pela American Association of Physicits in Medicine
(AAPM) e pelo National Council on Radiation Protection
(NCRP), dos Estados Unidos, desenvolveu e aplicou novos métodos de avaliação das propriedades de atenuação
dos materiais utilizados em radioproteção, de modo a atualizar os dados publicados anteriormente, em harmonia
com a tecnologia moderna em Radiodiagnóstico. A nova
versão desta norma1 foi publicada no final do ano de 2004
e será denominada, neste texto, como NCRP 147.
Uma das metodologias adotadas no NCRP 147
baseia-se no modelo publicado, em 1983, por Archer
e col.2 onde, por uma formulação matemática, as características de transmissão à radiação X de diversos
materiais atenuadores foram obtidas pelo ajuste de
uma equação paramétrica utilizando um método não-
linear de mínimos quadrados. Esta comissão contou,
ainda, com dados revisados, publicados em 1994 por
Archer juntamente com pesquisadores do Center for
Devices and Radiological Health do Food and Drug
Administration (CDRH/FDA)3.
No presente trabalho, o modelo adotado pelo NCRP
147 foi aplicado a um conjunto de cinco argamassas
baritadas disponíveis no mercado brasileiro. O presente
trabalho descreve a metodologia experimental utilizada e
apresenta as curvas de transmissão resultantes.
Material e Métodos
O Modelo de Archer
O Modelo de Archer propõe a seguinte equação paramétrica para representar a transmissão por uma espessura x
de um material submetido a um feixe largo de radiação X:
Correspondência: Paulo Roberto Costa – Universidade de São Paulo, Instituto de Física, Departamento de Física Nuclear – Rua do Matão, Travessa R,
187 – Cidade Universitária – CEP 05508-000 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
63
Costa PR, Yoshimura EM
(1)
Onde K(V,x) é o kerma no ar por unidade de carga (mA.
min) por semana a 1 metro da fonte de radiação, transmitido pela espessura x do material m, obtida aplicando-se
um potencial V ao tubo; K0(V) é o valor de K(V,x) sem que
nenhum material atenuador intercepte o feixe e α(V), β(V)
e γ(V) são parâmetros determinados utilizando-se um método não-linear de mínimos quadrados. Esta metodologia
mostrou-se de grande utilidade para os cálculos de barreiras e, após diversos estudos para sua validação4-8123,
tornou-se a base matemática para o NCRP 147.
A aplicação do Modelo de Archer para Cálculos de
Barreiras depende fortemente do conhecimento do comportamento, em termos de atenuação à radiação, dos materiais empregados como blindagens estruturais. Archer e
col.3 realizaram um estudo detalhado de materiais utilizados para este fim nos Estados Unidos. Trabalhos semelhantes foram realizados anteriormente por um dos autores do presente trabalho, para estudar o comportamento
de argamassas baritadas de diferentes fabricantes nacionais9, seguindo o método utilizado por Archer. No presente trabalho, parte do conjunto de medições realizado anteriormente foi revisto, visando à adequação da metodologia
experimental e a garantia da obtenção de um conjunto de
curvas de transmissão consolidadas.
Medições das propriedades de transmissão
O processo de medição realizado consistiu na obtenção de curvas e tabelas semelhantes às apresentadas
no NCRP 147, porém utilizando-se dados de atenuação
Figura 1. Geometria de medição usando a câmara de ionização.
64
obtidos para os materiais de radioproteção utilizados em
nosso país.
Para isso, um cuidadoso processo de medição das
propriedades de transmissão de materiais utilizados como
revestimento de parede em salas de diagnóstico por imagens foi desenvolvido. Os materiais escolhidos são todos
disponíveis comercialmente e os fabricantes destes materiais foram orientados a fornecerem amostras idênticas às
normalmente utilizadas na prática comercial. Além disso,
o processo de determinação experimental das propriedades de atenuação deve ser realizado em condições de
feixe largo, o que requer amostras planas de dimensões
grandes e diferentes espessuras. Assim, foram estimadas
relações entre espessuras e dimensões lineares dos materiais que, ao mesmo tempo, permitissem medições em
condições de feixe largo e a auto-sustentação dos materiais, que por sua porosidade, facilmente se rompem em
casos de choques mecânicos. As etapas do processo de
medição estão descritas a seguir.
Foram encaminhadas aos fabricantes de argamassas
baritadas caixas de madeira com 75x75 cm2, com tampas
removíveis através de parafusos, e pregos que serviram
para dar fixação às argamassas, após secagem. As áreas úteis de argamassa internas a estas caixas foram de
70x70 cm2. As tampas foram revestidas com filme plástico
para evitar a fixação das argamassas nas tampas e facilitar
sua remoção. Isto também evita a deterioração das tampas de madeira devido à umidade das argamassas antes
da secagem. As espessuras nominais previstas de argamassa foram de 5, 10, 15, 20, 25, 30 e 50 mm.
As caixas contendo as argamassas baritadas secas
foram transportadas para o laboratório e posicionadas na
frente do feixe de raios X, devidamente alinhado, para medições de transmissão da radiação. Para estas medições foi
utilizado um conjunto formado por uma câmara de ionização
e um monitor de radiação, ambos devidamente calibrados.
A geometria de medição utilizada para as avaliações
com a câmara de ionização está apresentada, de forma
simplificada, na Figura 1. A Figura 2 apresenta uma foto da
montagem experimental utilizada para medição.
Figura 2. Posicionamento das argamassas baritadas para medição com a câmara de ionização.
Determinação das propriedades de transmissão de argamassas baritadas
Resultados
2
Kerma no ar normalizado (mGy/mAmin@1m)
10
0
10
-1
10
-2
10
-3
0
10
20
30
40
50
Espessura (mm de Barita)
2
10
FABRICANTE 2
1
10
0
10
-1
10
-2
10
-3
10
0
10
20
30
40
50
40kV
45kV
50kV
55kV
60kV
65kV
70kV
75kV
80kV
85kV
90kV
95kV
100kV
105kV
110kV
115kV
120kV
125kV
130kV
135kV
140kV
145kV
150kV
2
10
Kerma no ar normalizado (mGy/mAmin @ 1m)
As medições de transmissão realizadas segundo descrito no item 2.1 foram ajustadas à equação 1 utilizando o
método de mínimos quadrados não-linear. Os resultados
desses ajustes geraram conjuntos de parâmetros α, β e γ
para cada material avaliado e para cada valor de tensão
utilizada durante os experimentos. As curvas de transmissão resultantes da aplicação da equação 1 utilizando-se
os parâmetros de Archer obtidos para os cinco materiais
estudados estão apresentadas na Figura 3.
40kV
45kV
50kV
55kV
60kV
65kV
70kV
75kV
80kV
85kV
90kV
95kV
100kV
105kV
110kV
115kV
120kV
125kV
130kV
135kV
140kV
145kV
150kV
FABRICANTE 1
1
10
10
Kerma no ar normalizado (mGy/mAmin@1m)
Cada série de medições foi realizada selecionando-se
o monitor de radiação para leituras em modo integrado
e foram realizadas 5 medições para cada espessura de
material e para cada tensão selecionada.
A faixa de tensões utilizadas nas medições com a
câmara de ionização variou entre 40 e 150 kV, com intervalos de 5 kV. A corrente anódica selecionada foi de
22,5 mA e o tempo de exposição de 30 s, definindo um
produto corrente-tempo de 675 mAs, mantido fixo para
todas as medições. A filtração do feixe de radiação foi
mantida constante em 2,5 mm Al, equivalendo a um feixe
RQR-510, ou seja, apresenta uma camada semi-redutora
de 2,58 mmAl com coeficiente de homogeneidade de
0,71 quando o tubo é operado a uma tensão de 70 kV.
A temperatura e a umidade relativa do ar também foram
controladas durante as medições. Os equipamentos utilizados durante esta etapa de medição estão relacionados
Tabela 1.
FABRICANTE 3
1
10
0
10
-1
10
-2
10
0
10
20
30
40
50
40kV
45kV
50kV
55kV
60kV
65kV
70kV
75kV
80kV
85kV
90kV
95kV
100kV
105kV
110kV
115kV
120kV
125kV
130kV
135kV
140kV
145kV
150kV
Tabela 1. Equipamentos utilizados durante a etapa experimental do presente trabalho para determinação das propriedades
de atenuação de materiais estruturais.
Equipamento
Marca
Controle do tubo de raios X
Philips
Tubo de raios X
Philips
Câmara de ionização
Radcal
Monitor da câmara de ionização
Radcal
Filtros de alumínio 1100
Nuclear associates
Modelo
MGC 40
MCM 323
10X5-6
9095
1100
10
2
10
1
10
0
FABRICANTE 4
10
-1
10
-2
0
10
20
30
40
50
40kV
45kV
50kV
55kV
60kV
65kV
70kV
75kV
80kV
85kV
90kV
95kV
100kV
105kV
110kV
115kV
120kV
125kV
130kV
135kV
140kV
145kV
150kV
Kerma no ar normalizado (mGy/mAmin @1m)
Os comportamentos relacionados à transmissão dos
feixes de raios X para diferentes faixas de tensão foram
estudados utilizando-se uma modelagem semelhante à
desenvolvida para a estruturação da norma norte-americana NCRP 147. Para isso, o Modelo de Archer para a
transmissão de feixes de raios X transmitidos através de
materiais foi aplicado a dados experimentais obtidos em
feixe largo com cinco argamassas baritadas disponíveis
comercialmente.
A aplicação do Modelo de Archer considera a utilização de um método de mínimos quadrados não linear
Kerma no ar normalizado (mGy/mAmin @1m)
FABRICANTE 5
1
10
0
10
-1
10
-2
10
0
10
20
30
40
50
40kV
45kV
50kV
55kV
60kV
65kV
70kV
75kV
80kV
85kV
90kV
95kV
100kV
105kV
110kV
115kV
120kV
125kV
130kV
135kV
140kV
145kV
150kV
Figura 3. Curvas de transmissão resultantes da aplicação da
equação 1 utilizando-se os parâmetros α, β e γ para os cinco
fabricantes estudados.
65
Costa PR, Yoshimura EM
para a obtenção de três parâmetros de ajuste à equação
proposta no modelo. Estes parâmetros foram obtidos
para todos os materiais cujos dados de transmissão foram medidos através de experimentos com espessuras
de materiais variando entre 5 e 50 milímetros, utilizando-se diferenças de potencial entre 40 e 150 kV em
intervalos de 5 kV.
As curvas de transmissão resultantes podem ser
utilizadas diretamente para estimativa das espessuras
de argamassa necessárias para a correta proteção
de uma área externa a uma sala radiológica. Podem,
ainda, ser combinadas a diferentes distribuições de
cargas de trabalho para a geração de curvas de transmissão ponderadas semelhantes às apresentadas no
NCRP 147 para materiais de blindagem utilizados nos
Estados Unidos.
Agradecimentos
Os autores agradecem ao corpo técnico do IEE-USP pelo
apoio durante a etapa de medição das curvas de transmissão. Agradecem, em especial, à colega Raquel Brás
Brasil pelas contribuições durante as medições com as
argamassas baritadas. Agradecem, ainda, o apoio do
CNPq, através do convênio 311751/2006-7.
66
Referências
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Shielding Design for Medical X-ray Imaging Facilities. Bethesda, MD: NCRP
Publications; 2004 (NCRP Report 147).
2. Archer BR, Thornby JI, Bushong SC. Diagnostic X-ray Shielding Design
Based on an Empirical Model of Photon Attenuation. Health Physics.
1983;44(5):507-17.
3. Archer BR, Fewell TR, Conway BJ, Quinn PW. Attenuation properties
of diagnostic x-ray shielding materials. Medical Physics. 1994;21(9):
1499-507.
4. Dixon RL, Simpkin DJ. New Concepts for Radiation Shielding of Medical
Diagnostic X-ray Facilities. In: Frey D, Spraws P, editors. The expanding
role in medical physics in diagnostic imaging. Proceedings of the 1997
AAPM Summer School. Advanced Medical Publishing, Wisconsin,
Madison; 1997.
5. Dixon R. On the primary barrier in diagnostic x-ray shielding. Medical
Physics. 1994;21(11):1785-93.
6. Dixon RL, Simpkin DJ. Primary shielding barriers for diagnostic x-ray
facilities: a new model. Health Physics. 1998;2(74):181-9.
7. Simpkin DJ. Transmission data for shielding diagnostic x-ray facilities.
Health Physics. 1995;68:704-9.
8. Simpkin DJ, Dixon RL. Secondary shielding barriers for diagnostic x-ray
facilities: scatter and leakage revisited. Health Physics. 1998;74(3):
350-65.
9. De Paula FT, Nersissian DY, Costa PR. Estudo das propriedades de
atenuação de argamassas baritadas utilizadas em proteção radiológica. XI
Congresso Brasileiro de Física Médica, Ribeirão Preto; 2006.
10. International Electrotechnical Commission. Medical diagnostic X-ray
equipment. Radiation conditions for use in the determination of
characteristics. IEC standard 61267; 2005.
Artigo Original
Development of voxel models from 3D
surfaces: optimized methodology
Desenvolvimento de modelos voxelizados a partir de
superfícies 3D: metodologia otimizada
Felix M. Milian, Fermin Garcia, Maria V. Manso Guevara, Ivea K. da Silva Correia,
Nelson G. Meira
Departamento de Ciências Exatas e Tecnológicas da Universidade Estadual de Santa Cruz - Ilhéus (BA), Brasil.
Abstract
Anthropomorphic models are widely used in computer simulations to calculate conversion factors for external and internal dosimetry. However, their
construction is difficult and delayed due to the CT images segmentation. In last years, CAD (Computer-Aided Design) programs were used to develop
new anthropomorphic models in NURBS, MESH and POLYGON surfaces. However, most of the current simulation codes don’t allow entering the
objects in CAD format, making it necessary to convert the CAD model into a voxels matrix. In this paper is presented a methodology that allowed to
exporting objects created in CAD programs into the form of MCNP input files quickly and reliable. With the process were obtained very good results.
The shape and size of the voxel model match up very well with the original mesh. The working time required for the setup the 3D animation, export
the model and create MCNP input file was lower than an hour using a common PC.
Keywords: dosimetry; computer simulation; anatomic models.
Resumo
Os Modelos Antropomórficos são amplamente utilizados em simulações computacionais para o calculo de fatores de conversão para dosimetria
interna e externa. Porém, sua construção é uma tarefa difícil e demorada devido à necessidade da segmentação de imagens de Tomografia
Computadorizada (CT). Por outro lado, nos últimos anos novos programas de Desenho com Auxilio de Computador (CAD, Computer Aided Design)
têm sido utilizados para desenvolver novos Modelos Antropomórficos baseados em superfícies NURBS (Non Uniform Rational B-Spline), Malhas
(MESH) e Polígonos. Entretanto a maioria dos códigos de simulação de transporte de radiação não permite a entrada de geometrias no formato CAD,
fazendo necessária a conversão dos modelos CAD em matrizes de voxels. Neste trabalho apresenta-se uma metodologia rápida e confiável que
permite exportar objetos criados em programas CAD ao formato de arquivo de entrada do MCNP. Com este procedimento foram obtidos resultados
muito satisfatórios. A forma e tamanho do modelo voxelizado coincidiu perfeitamente com o modelo de Malha original. O tempo de trabalho requerido
para a montagem da animação 3D, exportar o modelo, e criar o arquivo de entrada para o MCNP foi inferior à uma hora utilizando um computador
Desktop comum.
Palavras-chave: dosimetria; simulação por computador; modelos anatômicos.
Introduction
The Monte Carlo simulation is a powerful tool for the studies and predictions of ionizing radiation effects in humans.
However, accuracy and precision of results will depend
significantly of the human model used in the simulation.
The first models were made using mathematical equations
of spheres, cylinders, cubes, cones, etc. These models are
called: Mathematical models. Even though they were not
very realist, their high calculation speed has become one
of the most used1-5.
The development of Computer Tomography, Nuclear
Magnetic Resonance, and the images processing allowed
the creation of more realistic models. These models were
called Anthropomorphic or Tomographic6-9. They are composed by a tridimensional matrix of voxels. Those voxels
are obtained through the segmentation of different organs
in CT or RMI images. The main advantage of these models
is the realism, although if it compared with the mathematical models, their complexities delay the calculations and
increases the difficulties to make any modification of the
geometry.
Correspondência: Felix Mas Milian – Colegiado de Ciência da Computação do Departamento de Ciências Exatas e Tecnológicas (DCET), Universidade
Estadual de Santa Cruz (UESC) – Campus Soane Nazaré de Andrade – Km 16 Rodovia Ilhéus-Itabuna – CEP 45662-900 – Ilhéus (BA), Brasil –
E-mail: [email protected], [email protected]
67
Milian FM, Garcia F, Guevara MVM, Correia IKS, Meira NG
In the last years, some papers have presented a new
generation of more realistic models made using NURBS,
MESH or POLYGON surfaces10-15. This generation we will
call in this paper as CAD models (Computer Aided Design).
The broad use of these surfaces for the graphic computation was extended in the industry, in the cinema, and in
the television, because they allow representing very well
any kind of objects. The principal advantage of these CAD
models is to allow the easy modification of the object geometry in function of time and space. At this way, the use
of this model allow to create new standards (phantoms),
which can characterize different population groups, or can
allow to perform 4D simulations.
Nevertheless, the current simulation codes do not accept yet the output files formats, created with CAD programs (AutoCAD, Rhinoceros, Maya, 3dsMax, Blender,
etc). Because of this, it is necessary conversion of the CAD
model into a Voxel model, which is well accepted by all
the simulation codes. Then, a good conversion process is
necessary to obtain a reliable and good quality model.
In this work is summarized one methodology developed by our group to make the quickly conversion of a
CAD format in a voxel format, followed by the insertion in
a MCNPX input file16.
Material and methods
The CAD Model
To apply the methodology is necessary to define what
will be the model to export. In our case it is possible to
Figure 1. a) 3D visualization of the infant model used. b) Example of an axial cut rendered as BMP image in the top view.
68
work with objects or anthropomorphic models defined by
NURBS, MESH, or POLYSURFACES. Unlike other methods, in our case the model can contain all the organs inside
it during the conversion. Basically, the conversion process
consists in to undertake a temporary animation to produce
something like tomographic cuts that can be easily copied
and pasted on all objects that make up the model. At this
way is obtained a sequence of images, containing all organs present in the model.
In this work was used a MESH of an infant to show the
performance of the methodology (see Figure 1a). However,
the procedures can be applied in any 3D object.
Exporting the Model as BMP Sequence Images
In this work was used the program 3dsMax17. This program
allows setup animations, defining lights, materials and special effects in 3D objects. In the conversion methodology,
first, is necessary to set up an animation and define the
number of FRAMES (N) equals to the number of desired
cuts, on the Z axis.
Then, is selected one of the organs or parts present
in the composition. In this organ is applied the modifier:
`SLICE´ to obtain a slice in the form of axial cut. The thickness of this cut can be easily modified. After, in the first
frame of the animation, we put SLICE modifier is the Z minimum position (Zmin), where the cuts must begin. Then, with
the AUTOKEY option enabled, we go to the last frame and
put the SLICE modifier in the Z-maximum position (Zmax).
This make 3dsMax interpolate new axial cuts between position Zmin and Zmax.
Completed this step, the configured SLICE-modifier
can copy and paste to all the objects in the scene or composition. This will generate a sequence of axial cuts, all
synchronized in Z. After, the material of each object must
be configured to be displayed in the output images with a
single color. This will be use for subsequent identification in
the MCNP input file. Finally, making a RENDER at the Top
View is obtained a sequence of N-images similar to a CT
scan. With the definition of the size of the images can be
change the output resolution pixels/cm to a desired value.
In this work the animation was configured with 500
frames, obtaining the same number of axial cuts of the
model. The values Zmin, Zmax, and the thick of cuts were:
0 cm, 76 cm and 0.157 cm, respectively. The model
body was displayed with in beige (Red=243, Blue=212,
Green=164), with average level in 206. The background
was left in black (R=B=G=0). The format of output images
was 8 bits BMPs, of 320 x 240 pixels and with 0.110 cm/
pixels of spatial resolution, totalizing 3.84x107 voxels.
Making the MCNP Input File
To introduce the model and generate the MCNP input file,
we use the program TOMO_MC18 developed by our group.
It can read BMP image sequences, generated by all the
CAD programs (Figure 2). The TOMO_MC is a program
implemented in Delphi 7.0 on the Windows platform. The
construction of the input file within the program is divided
Development of voxel models from 3D surfaces: optimized methodology
into three parts. The first is the opening of the model and
the definition of materials and densities on their organs. In
the second part, is selected the three-dimensional region
where the simulation will be carried out. Finally, in the third
part is defined the geometry of the source (AP, PA, LLAT,
RLAT, ROT or ISO), their particles energy and number of
stories. Because the program initially was used to make
input files for Radiation Safety calculation in MCNP, in all
cases the simulated magnitude is the absorbed energy
(F8) in all the organs of the model.
In this paper, to generate the input file was used the
images sequence previously obtained with 3dsMax.
Once loaded the files, the work region was defined with
320x240x500 voxels. The Voxel dimension was considered as 0.110x0.110x0.157 cm3. Arbitrarily to the infant
body was assigned equivalent materials to soft tissue. To
see if a satisfactory model was created, simulations with
1MeV photons were done in AP and PA geometries considering 107 histories. The PTRAC option was enabled to
analyze the trajectory and interaction of particles
Results and discussions
With the presented methodology we convert one infant
mesh model into a Voxel model. As a result of this process,
was obtained a sequence of 500 images in BMP format of
320x240 pixels (Figure 3). The resolution of images was
8-bit in color scale, which can put more 256 of different
objects in a selected palette. This quantity of colors is sufficient to represent any number of materials or tissues in the
scene. Nevertheless could be use BMP files with 24-bits
that could increase this amount to 16 million.
With the output images, and using the TOMO_MC was
created an input file for the MCNP. The time taken to complete the whole process was less than one hour using a
4GB RAM and 2.68 GHz Core2Duo PC.
Simulations using MCNPX 2.6.0 version were done.
The Moritz software was used to make a 3D visualization
and to check the presence of errors in the input file for
MCNP19. The 3D view was satisfactory; perfectly in agree
with the original MESH model (Figure 4). Moreover, the input file didn’t provide any error in its execution. The trajectory of the first 50 particles was displayed to check the
position and direction of the source, as well as the physical
aspects in the simulation (Figure 4). In all cases, the results
agree with those expected.
Conclusions
In this paper was presented a quickly and optimized methodology, which allows exporting a 3D CAD model as a
voxel one, and then introduced it in the MCNP as an input
file. In this work, unlike previous methods, all parts of the
model are shown in the BMP output image with their col-
Figure 2. TOMO_MC software for generation of MCNP input
files from Voxels Models [18].
Figure 3. Sample output images in 8bit BMP, showing axial cuts
of the model.
ors and their respective locations. This fact reduced the
time required to export the model.
Future works intended to use this methodology, and
the program of animation 3dsMax, to perform 4D Monte
Carlo simulations, which include spatial changes over time,
and the use of animals models for simulations in other research areas (Figure 5).
69
Milian FM, Garcia F, Guevara MVM, Correia IKS, Meira NG
Figure 4. a) 3D visualization of the MCNP Input File geometry.
b) Lateral view showing particle tracks resulting from the simulation of fifty 1MeV photons.
Figure 5. Samples of 3D animals models which can be used in
Monte Carlo simulations.
Acknowledgments
The Authors acknowledge the support by Brazilian
Agencies: CNPq and FAPESB.
9.
10.
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Artigo Original
Caracterização de campos de radiação beta
utilizando filmes radiocrômicos
Characterization of beta radiation fields using
radiochromic films
Jhonny A. Benavente1, Luiz C. Meira-Belo2, Sibele R. Reynaldo2, Teógenes A. da Silva1,2
Pós-graduação em Ciências e Tecnologia das Radiações, Minerais e Materiais, CDTN/CNEN - Belo Horizonte (MG), Brasil
2
Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear, CDTN/CNEN - Belo Horizonte (MG), Brasil
1
Resumo
O objetivo do presente trabalho é estudar as características da resposta de filmes radiocrômicos, em função da dose absorvida, em campos de
radiação beta. Foi estudada a confiabilidade do filme radiocrômico modelo EBT da Gafchromic®. Foram utilizados um scanner de transmissão Microtek
XL 9800, um densitômetro óptico X-Rite modelo 369 e um espectrofotômetro Shimadzu UV Mini 1240 para estabelecer uma comparação entre as
medidas realizadas. Para a calibração dos três sistemas foram irradiadas amostras de filmes radiocrômicos com valores de doses absorvidas de 0,1;
0,3; 0,5; 0,8; 1,0; 1,5; 2,0; 2,5; 3,0; 3,5; 4,5 e 5,0 Gy em feixes de radiação beta, utilizando uma fonte de 90Sr/90Y. Para as calibrações foi necessário
estabelecer uma correlação entre valores de doses absorvidas e a resposta radiocrômica correspondente. A análise dos resultados indicou que os
valores de dose absorvida encontrados com os três métodos avaliados apresentaram diferenças significativas, obtendo-se erros na faixa de 0,6% a
4,4% para doses absorvidas avaliadas com o scanner Microtek, de 0,3% a 31,8% para as avaliadas com o densitômetro X-Rite, e de 0,2% a 47,3%
para as avaliadas com o espectrofotômetro Shimadzu. Devido à facilidade de aquisição e de uso, concluiu-se que as determinações dos valores de
doses absorvidas obtidas com o densitômetro e com o espectrofotômetro são técnicas adequadas para avaliar irradiações em campos relativamente
homogêneos. No caso de campos não homogêneos ou do mapeamento de campos de radiação, a possibilidade de identificar anisotropias em duas
dimensões torna a técnica baseada no uso de scanner a mais indicada.
Palavras-chave: filme radiocrômico, dosimetria de radiação beta.
Abstrac
The objective of this work was to study the response of radiochromic films for beta radiation fields in terms of absorbed dose. The reliability of the EBT
model Gafchromic® radiochromic film was studied. A 9800 XL model Microtek, transmission scanner, a 369 model X-Rite optical densitometer and
a Mini 1240 Shimadzu UV spectrophotometer were used for measurement comparisons. Calibration of the three systems was done with irradiated
samples of radiochromic films with 0.1; 0.3; 0.5; 0.8; 1.0; 1.5; 2.0; 2.5; 3.0; 3.5; 4.5 e 5.0 Gy in beta radiation field from a 90Sr/90Y source.
Calibration was performed by establishing a correlation between the absorbed dose values and the corresponding radiochromic responses. Results
showed significant differences in the absorbed dose values obtained with the three methods. Absorbed dose values showed errors from 0.6 to 4.4%,
0.3 to 31.8% and 0.2 to 47.3% for the Microtek scanner, the X-Rite Densitometer and the Shimadzu spectrophotometer, respectively. Due to the easy
acquisition and use for absorbed dose measurements, the densitometer and the spectrophotometer showed to be suitable techniques to evaluate
radiation dose in relatively homogeneous fields. In the case of inhomogeneous fields or for a two dimension mapping of radiation fields to identify
anisotropies, the scanner technique is the most recommended.
Keywords: radiochromic film, beta radiation dosimetry.
Introdução
A implantação e caracterização dos campos padrões
de radiação beta em laboratórios de dosimetria é a base
metrológica para assegurar a confiabilidade nas calibrações de dosímetros. No Laboratório de Calibração
de Dosímetros do Centro de Desenvolvimento da
Tecnologia Nuclear (LCD/CDTN), foram implantados e
caracterizados, parcialmente, os campos de radiação
beta do sistema padrão secundário BSS2, devido às
limitações do sistema dosimétrico utilizado (dosímetros
termoluminescentes). Essas limitações levam à procura
de um dosímetro de radiação com alta resolução espacial, sem necessidade de um procedimento especial de
desenvolvimento, o qual possa estimar valores absolutos de dose absorvida, com uma exatidão e precisão
aceitável, além, de apresentar a facilidade de manuseio
na análise de dados. Algumas dessas características
foram conseguidas com a introdução de dosímetros
radiocrômicos1.
Correspondência: Jhonny Antonio Benavente Castillo – Centro de Desenvolvimento da Tecnologia Nuclear - Avenida Presidente Antônio Carlos, 6.627 –
Pampulha - CEP 31270-901 - Belo Horizonte (MG), Brasil – E-mail: [email protected]
71
Benavente JA, Meira-Belo LC, Reynaldo SR, Da Silva TA
A completa caracterização dos campos, que inclui
estudos da homogeneidade do campo de radiação e a
demonstração da coerência metrológica com outros sistemas padrões, requer o uso de outros sistemas dosímétricos, como por exemplo, filmes radiocrômicos.
Este trabalho objetiva estudar as características da
resposta de filmes radiocrômicos, em função da dose
A
B
Figura 1. (a) Amostra de filme radiocrômico EBT sob condições de irradiação com o sistema padrão secundário beta do
CDTN. (b) Representação dos filmes radiocrômicos irradiados
com valores de doses absorvidas de 0,1; 0,3; 0,5; 0,8; 1,0;
1,5; 2,0; 2,5; 3,0; 3,5; 4,5 e 5,0 Gy em feixes de radiação beta
em 90Sr/90Y,
Figura 2. Scanner Microtek XL 9800.
72
absorvida, em campos de radiação beta. Nestes estudos,
a mudança na absorbância baseia-se em efeitos radiocrômicos, que envolvem a coloração direta de materiais através da absorção de energia da radiação incidente, sem
a necessidade de qualquer tratamento químico, óptico
térmico ou amplificação1. A metodologia de leitura e avaliação dos filmes também será motivo de investigação.
Material e Métodos
No presente trabalho foi estudada as características da
resposta do sistema dosimétrico filme radiocrômico, para
estabelecer a coerência metrológica do sistema padrão
secundário beta 2, BSS2, do Centro de Desenvolvimento
da Tecnologia Nuclear, CDTN. Utilizou-se o filme radiocrômico modelo EBT, lote número 37137-21 da Gafchromic®,
fabricado pela International Speciality Products, New
Jersey-USA.
O filme Gafchromic EBT foi cortado em 11 pedaços
de 5x5 cm2 e irradiados no padrão secundário beta, pertencente ao Laboratório de Calibrações e Dosímetros,
LCD, do CDTN, em feixes de radiação beta 90Sr/90Y.
Cada amostra foi posicionada individualmente, perpendicularmente ao feixe horizontal e no centro do campo, em
frente ao objeto simulador de tronco, ICRU2, de PMMA,
polimetilmetracrilato, como é apresentado na Figura 1 (a).
As amostras foram irradiadas separadamente com valores de doses absorvidas de 0,1; 0,3; 0,5; 0,8; 1,0; 1,5;
2,0; 2,5; 3,0; 3,5; 4,5 e 5,0 Gy. A irradiação alterou a
coloração do filme tornando-se progressivamente mais
escuro com o aumento da dose, conforme apresenta a
imagem das amostras irradiadas (Figura 1 b). A exposição à luz foi minimizada armazenando os filmes em envelopes opacos antes e após a irradiação. Adicionalmente,
eles foram armazenados em uma sala com temperatura
controlada de 20ºC, possibilitando a estabilidade química
do dosímetro.
Após a irradiação, foram efetuadas as digitalizações de
todo o conjunto junto a uma amostra não irradiada. Para
este estudo utilizou-se, como instrumento de verificação,
o scanner Microtek 9800 XL, apresentado na Figura 2,
com uma resolução de varredura de 72 dpi, no modo RBG
(Red-Green-Blue), e uma resolução do pixel de 16 bits por
canal. Os arquivos gerados foram salvos na extensão TIFF
(tagged image file format). A análise das imagens foi realizada com o programa Image J, e apenas os valores de
transmissão do canal vermelho foram analisados, pois o
espectro de absorção tem uma ótima resposta entre os
comprimentos de onda de 600 a 700 nm3. Os valores de
transmissão foram obtidos em cinco regiões de interesse
para todas as amostras de modo a avaliar a variação da
resposta do sistema scanner- filme radiocrômico4.
O segundo sistema dosimétrico utilizado foi o densitômetro de transmissão X-Rite 369, apresentado na Figura 3.
Os valores das densidades ópticas também foram obtidos
Caracterização de campos de radiação beta utilizando filmes radiocrômicos
Resultados
A Figura 5 apresenta os valores médios das componentes
de cor RBG e da componente de cor vermelha em função
dos valores da dose absorvida, das imagens digitalizadas
com o scanner Microtek XL 9800 e analisadas com o software Image J.
Na figura 5, percebe-se que os valores de densidade óptica líquida para a componente de cor vermelha são
maiores em relação aos valores médios de cor RBG, isto
se justifica porque o filme EBT tem o comprimento de absorção máxima a 633 nm3.
A Figura 6 representa as curvas dos processos de calibração para os sistemas dosimétricos do scanner, densitômetro e espectrofotômetro com o filme radiocrômico
Gafchromic EBT. A curva de calibração do scanner apresenta valores de densidade óptica líquida, obtidos dos valores da componente vermelha das imagens digitalizadas
e analisadas o software Image J. No caso da curva de
calibração para o densitômetro, os dados das densidades
ópticas líquidas foram obtidos subtraindo a cada valor de
densidade óptica das amostras irradiadas com a fonte de
90
Sr/90Y, o valor da densidade óptica do filme não irradiado. Para a curva de calibração do espectrofotômetro, os
dados das densidades ópticas líquidas foram obtidos subtraindo a cada valor máximo de absorvância, aproximadamente na faixa de 633 nm a 634 nm de comprimento de
onda, das amostras irradiadas com a fonte de 90Sr/90Y, o
valor máximo da absorvância do filme não irradiado.
1,0
Densidade Óptica Líquida
nas mesmas cinco regiões de interesse, feitas na análise
do software Image J.
O terceiro sistema dosimétrico utilizado foi o espectrofotômetro Shimadzu UV Mini 1240, apresentado na
Figura 4. Nesta análise, os valores das densidades ópticas
também foram obtidos nas cinco regiões de interesse, feitas nas análises dos dois métodos anteriores.
Para as calibrações foi necessário estabelecer uma
correlação entre valores de doses absorvidas e a resposta
radiocrômica correspondente.
0,8
0,6
0,4
0,2
Média RBG
Componente Vermelha
0,0
0,0
0,5 1,0 1,5
2,0
2,5
3,0 3,5 4,0
4,5
5,0
Dose Absorvida(Gy)
Figura 5. Densidade óptica líquida dos valores médios das
componentes de cor RBG e da componente de cor vermelha,
obtidas com o software Image J.
1,0
Densidade Óptica Líquida
Figura 3. Densitômetro X-Rite 369.
0,8
0,6
0,4
Scanner Microtek XL 9800
Espectrofotômetro UV Mini 1240
Densitômetro X-Rite 369
Ajuste Scanner
Ajuste Espectrofotômetro
Ajuste Densitômetro
0,2
0,0
0,0 0,5
Figura 4. Espectrofotômetro Shimadzu UV Mini 1240.
1,0
1,5 2,0 2,5 3,0 3,5
Dose Absorvida (Gy)
4,0
4,5
5,0
Figura 6. Curvas de calibração do scanner Microtek XL 9800,
do densitômetro X-Rite 369 e do espectrofotômetro Shimadzu
UV Mini 1240 com o filme radiocrômico Gafchromic EBT em
90
Sr/90Y.
73
Benavente JA, Meira-Belo LC, Reynaldo SR, Da Silva TA
A curva de calibração utilizada no ajuste dos valores de
densidade óptica líquida para os três sistemas, em termos
de dose absorvida, é apresentada na seguinte equação:
 b 
D  a  ln
  c  DO 
(1)
onde, D representa os valores das doses absorvidas,
DO, os valores das densidades ópticas líquidas, e as constantes a, b e c, os valores numéricos dos ajustes feitos
para o scanner, densitômetro e para o espectrofotômetro,
como apresentados na Tabela 1.
A Tabela 2 indica a análise dos resultados com os três
métodos, apresentando os valores estimados das variações
em termos de dose absorvida, obtidas com a equação (1).
A análise dos resultados indicou que os valores de dose
absorvida encontrados com os três métodos avaliados
apresentaram diferenças significativas, obtendo-se variações na faixa de 0,6% a 6,6% para doses absorvidas avaliadas com o scanner Microtek, de 0,3% a 31,8% para as
avaliadas com o densitômetro X-Rite e de 0,2% a 47,3%
para as avaliadas com o espectrofotômetro Shimadzu UV
Tabela 1. Valores das constantes a, b e c, correspondentes aos
ajustes do scanner Microtek XL 9800, do densitômetro X-Rite
369 e do espectrofotômetro Shimadzu UV Mini 1240.
Constantes
a
b
c
Scanner
2,24515
1,07619
1,11403
Densitômetro
6,47227
1,8181
1,82944
Espectrofotômetro
2,4034
1,08201
1,11836
Tabela 2. Variações estimadas das doses absorvidas, obtidas
com o scanner Microtek XL 9800, o densitômetro X-Rite 369 e
com o espectrofotômetro Shimadzu UV Mini 1240.
Dose Absorvida (Gy)
0,1
0,3
0,5
0,8
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
3,5
4,5
5,0
74
Scanner Densitômetro
31,8
3,1
4,3
1,8
2,3
1,3
0,3
0,9
1,9
0,7
1,1
1,6
Agradecimentos
Agradecemos à CNEN pela bolsa de mestrado de Jhonny Antonio Benavente Castillo. Ao projeto “Implantação do Sistema Metrológico Secundário e
Primário de Campos de Radiação Beta de Minas Gerais”,
apoiado pela FAPEMIG por meio do Edital Tecnologia
Industrial Básica 2009-2011.
Espectrofotômetro
Ajuste (%)
4,4
0,6
5,1
3,7
6,6
4,0
3,4
4,9
3,9
1,0
1,2
0,8
Mini 1240. Na Tabela 2 pode-se observar que as variações
apresentam os seus valores máximos de 4,4%, 31,8% e
47,3% para doses absorvidas de 0,1 Gy; embora para doses absorvidas acima de 0,3 Gy, encontram-se na faixa de
0,6% a 6,6% para o scanner, de 0,3% a 4,3% para o densitômetro e de 0,2% a 7,3% para o espectrofotômetro.
Os resultados mostram que a utilização com os três sistemas é possível na dosimetria beta. Com base nas comparações entre os três sistemas utilizados para a dosimetria do
filme radiocrômico Gafchromic EBT, no intervalo de dose absorvida de 0 a 5,0 Gy, obtem-se com o densitômetro X-Rite
369 e com o espectrofotômetro Shimadzu UV Mini 1240
maior coerência em apresentar os resultados das variações,
em relação às obtidas com o scanner Microtek XL 9800.
É importante ressaltar que neste trabalho não realizamos os testes de resposta espacial, recomendados antes de fazer as digitalizações com o scanner, além disso,
cada sistema dosimetrico deve determinar a melhor função para a curva de calibração de modo a apresentar o
melhor ajuste.
Finalmente devido à facilidade de aquisição e de uso,
se concluiu que a determinação dos valores de doses
absorvidas obtidas com o densitômetro e com o espectrofotômetro são técnicas adequadas para irradiações em
campos relativamente homogêneos. No caso de campos
não homogêneos ou do mapeamento de campos de radiação, a possibilidade de identificar anisotropias em duas
dimensões torna a técnica baseada no uso de scanner a
mais indicada.
47,3
2,5
7,3
5,8
5,2
1,6
3,0
2,7
3,0
1,8
0,2
6,4
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Artigo Original
Estudo da calibração indireta de medidores
clínicos do produto kerma-área
Study of the indirect calibration of clinical air
kerma-area meters
José N. Almeida Jr.1, Márcia C. Silva2, Ricardo A. Terini3, Silvio B. Herdade4,
Marco A. G. Pereira4
Curso de Física Médica /Pontifícia Universidade Católica de São Paulo, São Paulo (SP), Brasil
2
Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE), São Paulo (SP), Brasil
3
Departamento de Física, Pontifícia Universidade Católica de São Paulo, São Paulo (SP), Brasil
4
Seção Técnica de Desenvolvimento Tecnológico em Saúde (STDTS), Instituto de Eletrotécnica e Energia/
Universidade de São Paulo, São Paulo (SP), Brasil
1
Resumo
A grandeza produto kerma-área (PKA) independe da distância ao foco do tubo de raios X e pode ser usada na avaliação da dose efetiva em pacientes.
Medidores clínicos de PKA são usualmente calibrados no local, através da medição do kerma no ar com câmara de ionização e da avaliação da
área irradiada por meio de um filme radiográfico. O presente trabalho faz uma avaliação metrológica preliminar da calibração de um dispositivo
comercializado recentemente (PDC, Patient Dose Calibrator, Radcal), projetado para a calibração de medidores clínicos de PKA. São mostrados
também resultados obtidos com o PDC aplicado à calibração cruzada (indireta) de um medidor fixo de PKA de um equipamento clínico de radiologia.
Os resultados confirmam menor dependência energética do PDC em relação ao medidor clínico testado.
Palavras-chave: Produto kerma-área, dosimetria, calibração, radiologia, câmaras de ionização.
Abstract
Kerma-area product (PKA) is a quantity which is independent of the distance to the X-ray tube focal spot and that can be used to assess the effective
dose in patients. Clinical PKA meters are usually calibrated on-site by measuring the air kerma with an ion chamber and evaluating the irradiated area
by means of a radiographic image. This work presents a preliminary metrological evaluation of the calibration of a device marketed recently (PDC,
Patient Dose Calibrator, Radcal), designed for calibrating clinical PKA meters. Results are also shown of applying the PDC to the cross calibration of a
clinical PKA meter from a radiology equipment. Results confirm a lower energy dependence of the PDC relative to the tested clinical meter.
Keywords: Air kerma-area product, dosimetry, calibration, radiology, ionization chambers.
Introdução
A grandeza Produto Kerma-Área (PKA – em Gy.m2) é definida como a integral, sobre uma área A, do produto do kerma no ar (Ka) em uma área elementar (dxdy) de um plano
perpendicular ao eixo central do feixe de raios X, pela área
do feixe no mesmo plano (Equação 1):
PKA = ∫A Ka(x,y)dxdy
(1)
Sua vantagem principal é que seu valor independe da
distância ao foco do tubo de raios X (isso porque, para
um dado ângulo sólido, o kerma no ar é proporcional ao
inverso do quadrado da distância e a área do feixe varia com o quadrado da distância), se a atenuação do ar
for desconsiderada. Assim, o PKA pode ser medido em
qualquer plano entre o colimador e o paciente. Usando
fatores de conversão apropriados, o valor medido do produto kerma-área pode, então, ser usado para determinar,
as grandezas de proteção radiológica dose efetiva (E)1, ou
a energia transmitida ao paciente (∈)2, ambas relacionadas
ao risco trazido pela radiação.
Para a medição clínica do PKA, uma câmara de ionização de transmissão de placas paralelas com área suficiente para abranger todo o feixe de raios X, é colocada
à saída do feixe, após o colimador, para monitorar a exposição total do paciente. A câmara é transparente à luz
visível e sua resposta é proporcional à quantidade total
de energia dirigida ao paciente durante o procedimento
radiológico.
A área irradiada é delimitada pelo colimador anterior à
câmara. Se a intensidade do feixe é integrada sobre a área
Correspondência: Ricardo A. Terini, Depto. de Física, Faculdade de Ciências Exatas e Tecnologia, PUC-SP, R. Marquês de Paranaguá, 111, Consolação,
CEP 01303-050, S. Paulo, SP, Brasil – E-mail: [email protected]
75
Almeida Jr JN, Silva MC, Terini RA, Herdade SB, Pereira MAG
da câmara atravessada pelo feixe de raios X, obtém-se o
produto kerma-área.
Um medidor de PKA pode ser calibrado tanto em um
laboratório de calibração como em ambiente clínico, na
própria unidade de raios X onde é usado3. Entretanto,
como, em geral, a câmara do medidor de PKA é fixada ao
colimador do tubo de raios X, fazendo parte do arranjo
mecânico do equipamento radiológico, o sistema câmaraeletrômetro, na maioria das vezes, não pode ser calibrado
em um laboratório de calibração, mas apenas in loco.
Assim, a calibração do conjunto câmara de ionização
de transmissão + eletrômetro é feita, usualmente, no local,
com base no valor do PKA obtido a partir das medidas de
kerma no ar com uma câmara de ionização de referência,
e da área irradiada em um filme exposto à mesma dis
tância que a câmara. O produto desses valores é compa
rado à leitura do medidor de PKA, e um fator de calibração
pode, então, ser calculado4.
Uma alternativa recente é o dispositivo PDC – Patient
Dose Calibrator (Radcal Co.), equipamento comercial portátil
que pode ser calibrado nas grandezas Ka e PKA em laboratório e levado a campo para verificação da calibração de medidores clínicos de PKA.
Trabalho recente reporta para o PDC uma dependência em energia menor do que em medidores convencionais de PKA 5. Além disso, a superfície de entrada do equipamento possui marcações que facilitam a delimitação da
área de incidência do feixe de radiação, a partir do feixe de
luz de colimadores de equipamentos clínicos.
No presente trabalho, a resposta desse novo calibrador
de PKA foi investigada metrologicamente no IEE-USP para
qualidades padrão de feixes diretos de radiação (RQR) 6.
Em seguida, o equipamento foi aplicado à calibração indireta e a testes com um medidor clínico de PKA, instalado
em um equipamento clínico de um hospital de São Paulo.
Material e Métodos
a eletrômetros PTW UNIDOS, previamente calibrados. Um
colimador de Pb com orifício de 10,8 cm de diâmetro e espessura 4,5 mm foi posicionado a 8,5 cm do ponto de teste
dos detectores, como referência de área A a ser irradiada
(Figura 1). Os feixes de raios X eram produzidos por um
equipamento industrial Philips de potencial constante, com
tubo cerâmico modelo MCN 323 de janela de berílio.
A calibração do PDC foi feita pelo método de substituição, utilizando feixes padrões diretos RQR, previamente caracterizados no LMRI de acordo com a norma IEC
61267 6. Em tais feixes, o parâmetro de tensão é a grandeza Practical Peak Voltage (PPV), definido na diretriz IEC
61676 7. O medidor PDC e a câmara de referência foram
posicionados, alternadamente, a 100 cm do foco do tubo
de raios X. Para calibração em termos do kerma no ar, os
valores médios de Ka lidos nos dois detectores, depois de
corrigidos para densidade normal do ar, foram comparados para cada feixe.
Em seguida, para calibração do produto kerma-área,
os valores de PKA exibidos pelo PDC foram comparados com o produto dos valores médios de kerma no
ar, obtidos com a câmara de referência, pela área A do
PDC Câmara de referência
A
A Tabela 1 mostra algumas características nominais dos medidores do produto kerma-área, utilizados neste trabalho.
Calibração do PDC
O detector PDC foi calibrado preliminarmente com base
nas orientações do documento TRS 457 da IAEA [3], utilizando banco ótico, colimadores de chumbo e feixes Laser
do sistema de alinhamento do Laboratório de Metrologia
das Radiações Ionizantes (LMRI) do STDTS do IEE-USP. Foi
utilizada uma câmara de ionização de referência PTW de
30 cm3 e uma câmara monitora PTW, ambas conectadas
Tabela 1. Características nominais dos medidores PDC (Radcal)
e Scanditronix-IBA do HIAE para as medições de PKA.
Medidor
76
Acurácia (k=2)
PDC (Radcal)
10 %
Scanditronix-IBA
7%
Resolução
1 μGy.m2/min
0,01 μGy.m2
0,1 μGy.m2
B
Figura 1. Geometria utilizada neste trabalho para calibração do
medidor PDC (Radcal), em termos de kerma no ar e de PKA, com
relação à câmara de ionização de referência. (a) Vista posterior.
(b) Vista frontal, mostrando o colimador de referência.
Estudo da calibração indireta de medidores clínicos do produto kerma-área
colimador de referência, corrigida para a posição da câmara. Determinaram-se, então, fatores de calibração do
PDC para as grandezas Ka e PKA.
Verificação da Calibração de um Medidor Clínico de PKA
Como aplicação do detector PDC calibrado, foi feita uma verificação da calibração de um medidor de PKA
Scanditronix-IBA de um equipamento de raios X clínico
Philips modelo Omni, do Hospital Israelita Albert Einstein
(HIAE), de São Paulo. O PDC, apoiado na mesa de exames, foi posicionado à distância de 80,5 cm do foco do
tubo de raios X. Deve-se lembrar que, embora essa distância não coincida com a de calibração do PDC, o produto PKA, por definição, independe da mesma.
Todas as medições foram feitas para tempos de exposição de 200 ms, em modo radiográfico. Valores de PKA
foram determinados com ambos os medidores irradiados
simultaneamente, em duas séries de medidas: (I) variando
a tensão do tubo de 50 a 120 kV, com produto correntetempo fixo de 50 mAs, para três tamanhos de campo de
radiação (15x15, 20x20 e 25x25 cm2) e (II) variando o produto corrente-tempo na faixa de 2 até 100 mAs, com tensão no tubo de 81 kV fixa e tamanho de campo 20x20cm2,
para verificar a linearidade das medidas.
Fatores de calibração com as respectivas incertezas
foram determinados para o medidor de PKA clínico, a partir
dos dados da calibração do PDC feita em laboratório.
não foram corrigidos para a densidade do ar, visto que não
foram monitoradas a temperatura e a pressão no local.
Para analisar a linearidade de resposta do PDC em relação ao medidor clínico, construiu-se o gráfico de PKA x mAs
(Figura 3), ajustando-se uma reta aos dados pelo método
Tabela 2. Valores de PKA lidos no medidor clínico do HIAE e
determinados com o PDC (após calibração). São apresentados
também, para comparação, os fatores de calibração do medidor
(fCAL-med) e do PDC (fCAL-PDC, conforme a Figura 2), ambos em relação à câmara de ionização de referência do LMRI do IEE-USP.
Série
1
(Campo
25 x 25
cm2 )
2
(Campo
20 x 20
cm2 )
Resultados
A Figura 2 mostra a dependência energética determinada com referência ao padrão desenvolvido no LMRI
do IEE-USP, a partir da calibração preliminar feita com o
PDC, tanto em termos de kerma no ar, como de produto
kerma-área.
A Tabela 2 a seguir mostra os resultados obtidos a partir das medições feitas no HIAE. Os valores de PKA mostrados para os dois medidores, obtidos em ambiente clínico,
Figura 2. Comparação entre os fatores de calibração do PDC
em termos de kerma no ar (fCAL_Kerma) e em termos de PKA (fCAL-PKA),
em função do PPV usado em cada feixe padrão.
3
(Campo
15 x 15
cm2 )
Tensão fCAL-PDC
(kV) (para PKA)
50
60
70
80
90
100
110
120
50
60
70
80
90
100
110
120
50
60
70
80
90
100
110
120
1,13(8)
1,12(6)
1,13(6)
1,14(6)
1,15(6)
1,15(6)
1,12(6)
1,09(6)
1,13(8)
1,12(6)
1,13(6)
1,14(6)
1,15(6)
1,15(6)
1,12(6)
1,09(6)
1,13(8)
1,12(6)
1,13(6)
1,14(6)
1,15(6)
1,15(6)
1,12(6)
1,09(6)
PKA
(medidor)
(μGy.m2)
48(2)
79(3)
111(4)
145(5)
184(6)
223(8)
263(9)
305(11)
23,3(8)
38(1)
54(2)
71(3)
89(3)
108(4)
128(5)
155(5)
13,1(5)
21,1(7)
30(1)
40(1)
51(2)
61(2)
72(3)
84(3)
PKA
(PDC)
(μGy.m2)
55(5)
81(6)
117(9)
160(12)
207(15)
261(19)
310(23)
361(27)
23(2)
40(3)
57(4)
79(6)
103(8)
128(10)
154(11)
178(13)
14(2)
22(2)
32(3)
45(4)
58(4)
73(6)
87(7)
101(8)
fCAL-med
(para PKA)
1,15(11)
1,03(8)
1,06(9)
1,10(9)
1,13(9)
1,17(10)
1,18(10)
1,18(10)
0,99(10)
1,07(9)
1,07(9)
1,12(9)
1,15(10)
1,19(10)
1,20(10)
1,15(9)
1,10(13)
1,03(10)
1,08(10)
1,10(9)
1,15(10)
1,19(10)
1,20(10)
1,20(10)
Figura 3. Comparação entre as variações de PKA em função de
mAs para o PDC e o medidor clínico, para 81 kV e campo de
irradiação de 20x20 cm2.
77
Almeida Jr JN, Silva MC, Terini RA, Herdade SB, Pereira MAG
dos mínimos quadrados. As incertezas de todos os resultados são mostradas para fator de abrangência k = 1.
Neste trabalho, são apresentados resultados referentes
à calibração em laboratório do dispositivo PDC (Radcal),
pelo método de substituição, por comparação com uma
câmara de ionização de referência. Além disso, são também apresentados resultados da calibração indireta de um
medidor clínico de PKA, utilizando o PDC calibrado.
Os valores obtidos do fator de calibração em PKA do
dispositivo PDC mostram uma diferença positiva em relação à unidade, sistematicamente maior do que a obtida
para o fator de calibração em kerma no ar (Figura 2).
Essa diferença pode ser entendida como segue. O
PDC é composto de duas câmaras de ionização concêntricas, sendo a menor, de 100 cm2, a responsável
pelas leituras de kerma no ar. No método de calibração
utilizando a câmara de referência de 30 cm³, os valores
de referência de Ka são mais próximos aos valores lidos
pelo PDC (já que o fator de calibração ≅ 1), pelo fato da
câmara receberá somente a parte central do feixe, como
ocorre com o PDC para a medição de Ka. Por outro lado,
o PKA apresenta maior diferença, pois enquanto com a
câmara de 30 cm³ o PKA = Ka.A, (sendo A a área do colimador de referência) no PDC o PKA é obtido pela leitura
conjunta de suas duas câmaras de ionização internas,
que detectam todo o feixe que atravessa o colimador, o
que introduz diferenças no ângulo sólido do feixe incidente no medidor em relação àquele do feixe que alcança a
câmara de 30 cm³. Assim, o fator de calibração em PKA,
dado pela razão entre as leituras da câmara de 30 cm³
e do PDC, apresenta valores com maior diferença em
relação ao valor unitário.
Pelos dados mostrados na Tabela 2, verifica-se, uma
dependência energética menor do PDC (9 a 15 %) do que
a do medidor clínico de PKA (-1 a 20 %) investigado, já
que os fatores de calibração deste último apresentam tendência crescente com a tensão do tubo em todas as áreas
de campo avaliadas. O resultado está de acordo com as
conclusões de Toroi e Kosunen [5].
A resposta em energia do calibrador PDC-Radcal, muito menos sensível, pode ser atribuida ao fato de que sua
superfície opaca é feita de um plástico com baixo número
atômico, de modo que sua dependência energética não é
tão acentuada como a do medidor Scanditronix, que necessita ser tranparente à luz.
Por outro lado, tanto o PDC quanto o medidor clínico
de PKA analisado apresentam excelente linearidade dentro
da faixa de intensidades investigada (até 700 µGy.m2, com
R ≅ 1) (Figura 3).
A avaliação da área do feixe incidente, nas medições
clínicas com o PDC, embora mais rápida do que através
de filmes, não teve a exatidão desejada pela dificuldade
78
de se definir, na marcação da superfície do dispositivo,
o contorno do campo luminoso, nesse caso, de formato
hexagonal.
As incertezas inerentes à calibração de medidores da
grandeza PKA são caracteristicamente elevadas, porém a
exatidão do método convencional de calibração pode, de
fato, ser melhorada usando um calibrador de medidores
de PKA do tipo do PDC como referência clínica, desde que
previamente calibrado em laboratório, de modo a poder
ser utilizado na calibração cruzada do medidor de PKA.
Na Comunidade Européia, o uso de medidores de PKA é
compulsório8. No Brasil, não há ainda legislação a respeito
e, no momento, são poucas as instituições que possuem
esse tipo de equipamento instalado em seus sistemas de
raios X e há poucos trabalhos a respeito do assunto. A
utilização dos medidores de PKA, no entanto, é uma ótima
alternativa para a monitoração das doses nos pacientes
em procedimentos clínicos; entretanto, tais medidores
devem ser periodicamente calibrados. Um dos objetivos
deste trabalho foi estudar a calibração cruzada desse tipo
de instrumento, através de um instrumento calibrado em
laboratório, com vistas à implantação futura desse tipo de
serviço no LMRI do IEE-USP.
Agradecimentos
Agradecemos ao Hospital Israelita Albert Einstein que
tornou possível as medições clínicas; à Nuclear Tech e à
Radcal Co. pelo empréstimo do PDC para os testes; à
FAPESP e ao CNPq pelo suporte financeiro; e ao LMRISTDTS-STAMH (IEE-USP) pelo auxílio de seu staff e pela
utilização de sua infraestrutura.
Referências
1. International Commission on Radiological Protection. Recommendations of
the international commission on radiological protection, ICRP Publication
103, ICRP, Oxford: Pergamon Press; 2007.
2. International Commission on Radiation Units and Measurements. Radiation
quantities and units, ICRU Report 33; ICRU, Bethesda, MD; 1980.
3. International Atomic Energy Agency. Dosimetry in Radiology: An International
Code of Practice, Technical Reports Series n° 457; IAEA, Vienna; 2007.
4. Canevaro LV. Aspectos Físicos e Técnicos da Radiologia Intervencionista.
Rev Bras Fis Med 2009; 3(1): 101-15.
5. Toroi P, Kosunen A. The energy dependence of the response of a patient
dose calibrator. Phys. Med. Biol. 2009; 54(9): N151-6.
6. International Electrotechnical Commission. Medical Diagnostic X-rays
Equipment – Radiation Conditions for Use in the Determination of
Characteristics, IEC 61267; IEC, Geneve; 2005.
7. International Electrotechnical Commission. Medical electrical equipment –
Dosimetric instruments used for non-invasive measurements of X-ray tube
voltage in diagnostic radiology, IEC 61676; IEC, Geneva; 2002.
8. European Commission. Council directive of June 30, 1997 (97/43/Euratom)
on health protection of individuals against the dangers of ionizing radiation
in relation to medical exposure and repealing Directive 84/466/Euratom..
Official J. Eur. Commun. No. L180/22.
Comunicação Técnica
Validação dos algoritmos de cálculo
de dose do sistema de planejamento
XiO® considerando as correções para
heterogeneidade dos tecidos
Evaluation of dose calculation algorithms using the
treatment planning system XiO® with tissue heterogeneity
correction turned on
Leandro R. Fairbanks, Gustavo L. Barbi, Wiliam T. Silva, Eduardo G. F. Reis,
Leandro F. Borges, Edenyse C. Bertucci, Marina F. Maciel, Leonardo L. Amaral
Serviço de Radioterapia, Hospital das Clínicas de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo - Ribeirão Preto (SP), Brasil
Resumo
Uma vez que a seção de choque para diferentes tipos de interação da radiação com a matéria tem dependência com o tipo de material ou tecido,
a presença de heterogeneidade nos mesmos influencia a dose total administrada. O objetivo deste trabalho é analisar o cálculo da distribuição de
dose dos algoritmos do sistema de planejamento XiO® (Fast FourierTransform, Convolution, Superposition, Fast Superposition e Clarkson) quando
se utiliza correção de heterogeneidade entre tecidos de diferentes densidades. Foram utilizados objetos simuladores com placas de alumínio, osso,
água sólida e cortiça e uma câmara de ionização tipo Farmer da Iba modelo FC65-G, posicionados sobre as mesmas condições no acelerador
linear ONCOR® e no CT Simulador Brilliance, para comparar a dose medida com a dose calculada pelos algoritmos do sistema de planejamento.
A diferença percentual entre os valores medidos e calculados pelos algoritmos foram menores que 5%. O método com cálculo mais preciso
para materiais de maior densidade foi o Convolution, em que esta diferença percentual foi de aproximadamente 1%. Já para materiais de menor
densidade o Superposition foi mais preciso, com diferença percentual de 1,1%.
Palavras-chave: radioterapia, tecidos, planejamento da radioterapia assistida por computador, algoritmos.
Abstract
Since the cross-section for various radiation interactions is dependent upon tissue material, the presence of heterogeneities affects the final
dose delivered. This paper aims to analyze how different treatment planning algorithms (Fast Fourier Transform, Convolution, Superposition, Fast
Superposition and Clarkson) work when heterogeneity corrections are used. To that end, a farmer-type ionization chamber was positioned reproducibly
(during the time of CT as well as irradiation) inside several phantoms made of aluminum, bone, cork and solid water slabs. The percent difference
between the dose measured and calculated by the various algorithms was less than 5%.The convolution method shows better results for high density
materials (difference ~1 %), whereas the Superposition algorithm is more accurate for low densities (around 1,1%).
Keywords: radiotherapy, tissues, computer-assisted radiotherapy planning, algorithms.
Introdução
O corpo humano apresenta diversas estruturas heterogêneas, com diferentes densidades eletrônicas, tais como ossos,
tecido mole e cavidades de ar. Além das heterogeneidades
naturais do organismo, materiais como titânio podem ser introduzidos no corpo para a fixação de alguma estrutura1,2.
Ao irradiar um corpo com diferentes densidades eletrônicas, a dose no ponto de interesse é afetada devido à
perturbação da absorção do feixe primário, dos fótons espalhados e dos elétrons secundários. Para energia de megavoltagem, a interação predominante é o espalhamento
Compton, que apresenta uma dependência com a densidade eletrônica do meio, ou seja, a densidade eletrônica
Correspondência: Leandro Rodrigues Fairbanks – Serviço de Radioterapia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da Universidade
de São Paulo – Avenida Bandeirantes, 3.900 – Campus Universitário – CEP 14048-900 – Ribeirão Preto (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
79
Fairbanks LR, Barbi GL, Silva WT, Reis EGF, Borges LF, Bertucci EC, Maciel MF, Amaral LL
do material influencia na interação do feixe de radiação
com o tecido3.
Alguns sistemas de planejamento levam em consideração a densidade eletrônica relativa dos tecidos
para o cálculo da distribuição de dose. O sistema
de planejamento XiO®, utilizado no serviço de radioterapia do Hospital das Clinicas da Faculdade de
Medicina de Ribeirão Preto, oferece para o usuário diferentes algoritmos de cálculo: Fast Fourier Transform
Convolution, Superposition, Fast Superposition e
Clarkson 4, podendo ainda optar pelo uso de correção
de heterogeneidade.
Os algoritmos Convolution e Superposition são métodos de cálculo mais acurados que o Clarkson, pois eles
fazem o cálculo da dose utilizando a convolução da energia total liberada no paciente. A principal diferença entre
eles é que o método Convolution utiliza coordenadas cartesianas, enquanto o Superposition é calculada em coordenadas esféricas considerando a variação da densidade
eletrônica local4.
Este trabalho analisou a correção de todos os algoritmos do sistema de planejamento XiO® na presença de
objetos simuladores com diferentes densidades.
Material e Métodos
Para a realização deste trabalho utilizou-se o sistema
de planejamento XiO ® - 4.40, CT simulador Brilliance
da Philips, acelerador linear ONCOR ® da Siemens,
uma câmara de ionização tipo farmer da Iba modelo
FC65-G, com volume sensível de 0,65 cm 3, um eletrômetro Dose 1 da Iba. Para medir a temperatura ambiente e a pressão local, utilizou-se respectivamente,
um termômetro da Iba modelo L36048 e um barômetro
da Druck modelo DPI 705.
A simulação dos tecidos foi realizada utilizando placas
de diversos materiais. Na Figura 1, é apresentado o posicionamento dos objetos simuladores utilizados, sendo
que em todas as configurações montadas foi analisada
a diferença da densidade eletrônica entre a água sólida
e os demais materiais. A Figura 2, apresenta os objetos
simuladores utilizados no trabalho. As especificações de
espessura e de densidade dos materiais utilizados constam na Tabela 1.
Para simular o ar foi criado um espaço entre as placas de água sólida com auxílio de suportes de mesmo
material.
As imagens que alimentam o sistema de planejamento são obtidas pelo CT e através delas é possível
simular a dose administrada em um ponto de interesse
para cada objeto simulador. As simulações foram feitas
a uma distância de 100 cm da fonte, com um campo
aberto de 10 x 10 cm2, e 200 unidades monitoras. Para
cada objeto simulador, utilizou-se os quatros métodos
de cálculo do sistema de planejamento: Fast Fourier
Transform Convolution (C), Superposition (S), Fast
Superposition (FS) e Clarkson (Cl).
No Acelerador Linear os objetos simuladores foram posicionados deixando sempre a câmara de ionização numa
distância de 100 cm da fonte, repetindo as condições de
simulação feitas no sistema de planejamento XiO®. A dose
Tabela 1. Configurações utilizadas nos objetos simuladores.
Material
Espessura (cm)
Densidade (g/cm3)
Alumínio
2,8
2,7
Osso
2,7
1,5
Água Sólida
3,6
1
Cortiça
3,5
0,32
Ar
7,8
1,2 x 10-3
Figura 1. Esquema dos objetos simuladores utilizados nas medidas.
80
Figura 2. Imagens dos objetos simuladores utilizados neste
trabalho.
Validação dos algoritmos de cálculo de dose do sistema de planejamento XiO® considerando as correções para heterogeneidade dos tecidos
foi medida com auxílio do protocolo da IAEA TRS 398 e
comparada aos resultados obtidos virtualmente pelo sistema de planejamento.
Analisou-se a influência das diferentes densidades
eletrônicas para os algoritmos de cálculo do sistema de
planejamento XiO®.
Resultados
A Tabela 2 apresenta os resultados obtidos com os diferentes algoritmos para cada material simulador e os valores medido com câmara de ionização.
Para melhor análise dos dados, na Tabela 3, encontra-se a diferença percentual entre os métodos de cálculo utilizados pelo sistema de planejamento e o valor
medido.
Na Figura 3, são apresentadas as imagens tomográficas
dos objetos simuladores, com as curvas de isodoses planejadas pelo sistema de planejamento.
Tabela 2. Resultado dos métodos de cálculo utilizado pelo XiO®
para os diversos tipos de materiais empregados.
Material
C (cGy)
S (cGy)
FS
(cGy)
Cl
(cGy)
Medido
(cGy)
Alumínio
148,5
154,3
154,3
154,7
147,2
Osso
154,9
160,7
161,3
159,7
153,3
Água Sólida
185,0
186,4
186,9
186,6
183,8
Cortiça
184,0
178,1
178,2
180,7
176,2
Ar
172,4
170,9
172,3
172,1
169,1
Tabela 3. Diferença percentual dos métodos de cálculo em relação ao valor medido pela câmara de ionização.
Material
C (%)
S (%)
FS (%)
Cl (%)
Alumínio
0,9
4,6
4,6
4,8
Osso
1,0
4,6
5,0
4,0
Água Sólida
0,6
1,4
1,7
1,5
Cortiça
4,2
1,1
1,1
2,5
O sucesso de um tratamento radioterápico depende da
acurácia da administração da dose no volume alvo. Uma
variação superior a 5%, para mais ou para menos, da dose
prescrita pode gerar superdosagem dos tecidos sadios ou
comprometer o controle tumoral2-4.
Nota-se que para todos os métodos de cálculo e
materiais utilizados, as diferenças entre os valores medidos e os simulados são sempre mensores que 5%,
valor previsto pela literatura5-7. Contudo, para os materiais que apresentam as maiores densidades eletrônicas, o algoritmo mais eficiente foi o Convolution,
apresentando uma diferença de 0,9% e 1,0%, para o
alumínio e osso, respectivamente. Os outros métodos
apresentaram diferenças de 4 a 5% nesses casos. Para
água sólida, verificou-se que o melhor método também
foi o Convolution. Entretanto, nos demais métodos a
diferença não ultrapassou de 2%. Para os materiais de
menor densidade, como a cortiça e o ar, o método mais
eficiente foi o Superposition, que apresentou uma diferença de 1,1% para ambos os materiais.
Ar
1,9
1,1
1,9
1,7
Agradecimentos
FAEPA – Fundação de Apoio ao Ensino, Pesquisa e
Assistência do Hospital das Clínicas da Faculdade de
Medicina de Ribeirão Preto da Universidade de São
Paulo USP.
José Luis Vega Ramirez – Departamento de Física e
Matemática da Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras
de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo.
Figura 3. Imagens tomográficas com as curvas de isodose dos
objetos simuladores.
Referências
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perturbation at tissue-titanium dental interfaces in head and neck cancer
patients. Int J Radiation Oncology Biol Phys. 1996;34(2):475-80.
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the presence of hip prostheses. Medical Dosimetry. 2003;28(2):107-12.
81
Fairbanks LR, Barbi GL, Silva WT, Reis EGF, Borges LF, Bertucci EC, Maciel MF, Amaral LL
3. Saw CB. Therapeutic Radiological Physics. Omaha: C.B.Saw Publishing in
press; 2002.
4. Computerized Medical Systems - ELEKTA CMS Software. Treatment
Planning Software XiO® - 4.40. Help: What are Fast Fourier Transform (FFT)
Convolution, Superposition and Fast Superposition algorithms; 2007.
5. Salata C, Sibata CH, Ferreira NM, Almeida CE. Simulação computacional de
um feixe de fótons de 6 MV em diferentes meios heterogêneos utilizando o
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82
6. Kappas C, Rosenwald JC. Quality control of inhomogeneity correction
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Publishing; 2004.
O uso do sistema de dosimetria Fricke
na determinação da dose absorvida de
equipamentos de braquiterapia do Nordeste
The use of Fricke dosimeter to determine the absorbed
dose from brachytherapy equipment in the Northeast
Vivianne Lúcia B. Souza, Manuela S. Cunha, Marcela D. C. Figueiredo, Carla D. A. Santos,
Kélia R. G. Rodrigues, Gabriela B. S. Lira, Danúbia B. Silva, Roberto T. Melo
Comissão Nacional de Energia Nuclear, Centro Regional de Ciências Nucleares - Recife (PE), Brasil
Resumo
Este trabalho apresenta os resultados práticos de uma avaliação da situação dos serviços de braquiterapia em todo Nordeste. Um sistema de
dosimetria Fricke, capaz de averiguar a dose absorvida na água, elaborado por pesquisadores do Centro Regional de Ciências Nucleares foi levado à
hospitais públicos do Nordeste. O sistema não só avalia se a dose aplicada (medida) se aproxima da dose calculada (prescrita), mas também é capaz
de verificar erros humanos e/ou mecânicos ou de software que possam ocorrer nos serviços de braquiterapia. Os resultados são comparados com o
que sugere a Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA) quanto ao percentual aceito da diferença entre a dose prescrita e a dose medida.
Palavras-chave: braquiterapia, dosímetro, instrumentação.
Abstract
This paper describes the practical results of an assessment of the situation of brachytherapy services throughout the Northeast. A Fricke dosimetry
system capable of verifying the dose absorbed in water, prepared by researchers from the Regional Center of Nuclear Sciences was brought to public
hospitals in the Northeast. The system not only evaluates if the applied (measured) dose is close to the calculated (prescribed) dose, but is also
capable of verifying human errors and/or mechanical or the International Atomic Energy Agency (IAEA) standards regarding the percentage of allowed
difference between the prescribed dose and dose measurement.
Keywords: brachytherapy, dosimeter, instrumentation.
Introdução
A braquiterapia é a modalidade de radioterapia intracavitária, na qual o radioisótopo entra em contato direto com
a lesão; esta vem ganhando maior valorização devido aos
benefícios que traz à paciente quando seu uso é recomendado1. Em um tratamento ideal a geometria das fontes
tem de prevenir uma subdosagem ao nível uterino, uma
dosagem adequada tem de ser dada na região paracervical e deve respeitar a tolerância dos tecidos normais.
Embora, na braquiterapia, o campo de incidência da
radiação seja reduzido, possibilitando um aumento substancial da dose que é estabelecida com base em modelos matemáticos e efetivada com recursos eletrônicos, o
Laboratório de Dosimetria Fricke do Centro Regional de
Ciências Nucleares tem encontrado falhas nos serviços de
braquiterapia que podem ser evitadas quando o sistema de
dosimetria Fricke elaborado por pesquisadores do Centro
Regional de Ciências Nucleares (CRCN) é utilizado2.
O sistema de dosimetria Fricke elaborado consiste de
um recipiente esférico de vidro preenchido com a solução
Fricke. Um tubo capilar em forma de bastão, cuja extremidade fica localizado dentro da esfera, possibilita a introdução e o posicionamento da fonte de irídio no centro do
volume da esfera contendo a solução Fricke, esferas de
diferentes capacidades (545, 310, 57 e 11,3 mL) foram
estudadas (simulando a cavidade uterina) até que a esfera
de dimensões mais adequadas foi escolhida de forma a
possibilitar a melhor resposta do dosímetro Fricke com um
menor tempo de permanência ou de exposição da fonte
de 192Ir imersa na solução.
O objetivo desse trabalho é averiguar o valor da dose
absorvida pelo dosímetro Fricke quando irradiado em centros de braquiterapia do Nordeste do Brasil e avaliar em
Correspondência: Vivianne Lúcia B. de Souza – Centro Regional de Ciências Nucleares – Comissão Nacional de Ciências Nucleares –Avenida Professor Luiz
Freire, 200 – Cidade Universitária – CEP 50740-540 – Recife (PE), Brasil – E-mail: [email protected]
83
Souza VLB, Cunha MS, Figueiredo MDC, Santos CDA, Rodrigues KRG, Lira GBS, Silva DB, Melo RT
quanto o valor da dose medida se aproxima do valor da
dose prescrita.
Material e Métodos
A solução Fricke a ser utilizada foi preparada utilizando-se
0,392g de sulfato ferroso amoniacal ((NH4)2Fe(SO4)2.6H2O),
0,060 g de cloreto de sódio (NaCl), 22 mL de ácido sulfúrico (H2SO4) diluídos em água tridestilada para um balão
volumétrico de 1.000 mL3. A solução foi, então, transferida
para um recipiente esférico de vidro de volume de 11,6 mL
contendo um tubo capilar em forma de bastão, cuja extremidade fica localizada no centro da esfera e possibilitando
a introdução e o posicionamento da fonte de 192Ir2 (Figura
1). O sistema de medida foi levado para diferentes centros
de braquiterapia, irradiou-se as amostras em replicatas.
onde: 5,14* 103 é o fator de calibração para o recipiente
a ser utilizado;
Tι: é a temperatura de medida e fl o fator de correção;
Tі: é a temperatura de irradiação e fi é o fator de
correção;
∆DO: é a densidade óptica da solução irradiada.
Resultados
A Tabela 1 demonstra os resultados obtidos nas instituições hospitalares visitadas.
Tabela 1. Resultados obtidos nos Estados visitados para a doses de 150 e 300 cGy a 2,5 cm.
Item
Dose teórica
(cGy)
Dose prática
(cGy)
Erro
(%)
RN
300
382,42
27,00
BA
300
319,97
6,65
PE
300
313,62
4,54
CE
300
315,68
5,00
AL
300
361,00
20,00
RN (2ª. visita)
150
160,82
6,67
PB
300
293,49
2,70
PI
300
290,41
3,19
Figura 1. Sistema de dosimetria Fricke desenvolvido pelo CRCN
para braquiterapia com altas taxas de dose.
A medida da densidade óptica das soluções foi realizada em espectrofotômetro UV-VIS (Beckman Couter
DU-640).
O cálculo da dose radial foi realizado de acordo com
a equação:
84
D(r=2,5, θ=90) = (∆DO.5,14.103)/ƒ1ƒ2(cGy)
(1)
ƒ1 = 1+0,0069 (Tι - 25);
(2)
ƒ2 = 1+0,0012 (Tі - 25);
(3)
Os valores de dose absorvida na água observados
nos hospitais dos Estados do Nordeste visitados, de
acordo com a Tabela 1, em sua maioria apresentam
uma diferença maior que 5% entre a dose prescrita e
a dose medida estando em desacordo com as normas
da Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA).
Apenas os Estados de Pernambuco, Ceará e Paraíba,
no momento, estão de acordo com as recomendações das normas internacionais. Outros Estados como
Alagoas e Bahia poderão ser novamente visitados para
se verificar se há possibilidade de obtenção de doses mais apropriadas bem como averiguar o controle
da qualidade nestas e outras Instituições, visto que o
sistema de dosimetria Fricke elaborado permite verificar falhas que possam ocorrer tanto na elaboração
do planejamento, quanto no comando de envio ou
do posicionamento adequado das fontes. O sistema
Fricke é prático e se o balão for fabricado em plástico poderia ser enviado via postal para a maioria dos
Estados Brasileiros permitindo assim, um maior controle do funcionamento de equipamentos de HDR em
todo o país.
O uso do sistema de dosimetria Fricke na determinação da dose absorvida de equipamentos de braquiterapia do Nordeste
Agradecimentos
Referências
Os autores agradecem à FACEPE (Fundação de Amparo
à Ciência e Tecnologia do Estado de Pernambuco) pelo
apoio financeiro.
1. Cantinha RS. Braquiterapia do colo de útero em Pernambuco: 1998 –
1999, uma amostragem. [trabalho de conclusão de curso]. Pernambuco:
Universidade Federal de Pernambuco; 2005.
2. Souza VLB, Austerlitz C, Oliveira A. Dispositivo para o Controle da Qualidade,
por Dosimetria Fricke, de Fontes de 192I Utilizadas no Tratamento por
Braquiterapia. Anais do IIISITEN; 2007.
3. Olszanski A, Klassen NV, Ross CK, Shortt KR. The IRS Fricke Dosimetry
System. Ottawa, Ontario: Ionizing Radiation Standards, Institute for National
Measurement Standards, National Research Council, PIRS-0815; 2002.
85
Procedimentos para verificação da eficácia
do Sistema de Segurança Radiológica de
Instalações Cíclotrons Categoria II (AIEA)
Procedures for checking the effectiveness of the Security
System of Radiological Facilities cyclotrons Category II (IAEA)
Heber S. Videira1,2, Rubens Abe1,2, Carlos A. Buchpiguel1,3
Hospital das Clinicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo, São Paulo (SP), Brasil.
2
CinRad -Laboratório de Produção de Radiofármacos,HCFMUSP, São Paulo (SP), Brasil.
3
CMN- Centro de Medicina Nuclear, HCFMUSP, São Paulo (SP), Brasil.
1
Resumo
De acordo com a recomendação da Agência Internacional de Energia Atômica (AIEA), Safety Series nº 107 [1], as instalações de aceleradores de
partículas categoria II devem cumprir com alguns requisitos fundamentais, para assegurar o cumprimento dos objetivos da Segurança Radiológica.
A recomendação da IAEA é aceita pela Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) o órgão regulamentador do uso da energia nuclear no Brasil
e averiguada em suas auditorias [2]. O objetivo deste trabalho é apresentar procedimentos para averiguar a eficácia dos sistemas de Segurança
Radiológica de Instalações Cíclotrons categoria II.
Palavras-chave: proteção radiológica, segurança radiológica, cíclotrons, radiofármacos, medicina nuclear.
Abstract
According to the recommendation of the International Atomic Energy Agency (IAEA) Safety Series No. 107[1], the particle accelerator facilities
category II must comply with some key requirements to ensure compliance with the goals of the Radiological Safety. The IAEA’s recommendation is
accepted by the National Commission of Nuclear Energy (CNEN) the regulator of the use of nuclear energy in Brazil and investigated in their audits[2].
The aim of this paper is to present procedures to ascertain the effectiveness of the Radiological Safety Facility cyclotrons category II.
Keywords: radiological protection, radiation safety, cyclotrons, radiopharmaceuticals, nuclear medicine.
Introdução
De acordo com a recomendação da Agência Internacional
de Energia Atômica (AIEA), Safety Series nº 1071, um
acelerador de partículas é classificado como Categoria II
quando este necessita de um recinto blindado cujo acesso em operação não é fisicamente possível devido a um
sistema de controle de acesso.
As instalações de aceleradores categoria II2 devem
ter no mínimo algumas características como, Recinto
Blindado, Sistema de Controle de Acesso, Sistemas de
intertravamentos, sistema de monitoração radiológica,
sistema de alarmes sonoros visuais, seqüência de segurança, sistemas de emergência, etc. Esses requisitos são
fundamentais para garantir que os objetivos3 da segurança radiológica sejam cumpridos.
O responsável pela instalação deve garantir um programa de controle da eficácia dos dispositivos do sistema
de segurança radiológica, a fim de garantir as medidas de
proteção radiológica aplicáveis à instalação. A recomendação da IAEA é aceita pela CNEN o órgão regulamentador do uso da energia nuclear no Brasil e averiguada em
suas auditorias.
O objetivo deste trabalho é apresentar procedimentos para averiguar a eficácia dos sistemas de Segurança
Radiológica de Instalações Cíclotrons.
Material e Métodos
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, spray de fumaça para teste do sistema
Contato: Heber Simões Videira – Hospital das Clínicas – Centro de Medicina Nuclear – Travessa da rua Dr. Ovídio Pires de Campos s/nº – Cerqueira César –
CEP 05403-010 – São Paulo (SP) – E-mail: [email protected]
87
Videira HS, Abe R, Buchpiguel CA
de incêndio, fonte padrão de Cs-137 da North American
Scientific, Sistema de Segurança Radiológica composto
por um painel de controle, sensores indutivos, botões de
supervisão e emergência e um computador que gerencia
todos estes dispositivos e uma central de automação da
exaustão e refrigeração do Cíclotron.
Para garantir a segurança radiológica da instalação
deve ser realizada a verificação periódica4 de todos os
subsistemas que compõem o sistema de proteção radiológica. A Figura 1 e a Tabela 1 mostram, respectivamente,
o sistema de Segurança Radiológica e os testes propostos neste trabalho para verificação dos subsistemas que
compõem o sistema de Segurança Radiológica e a sua
periodicidade:
Tabela 1. Periodicidade da verificação dos subsistemas de Segurança Radiológica.
Verificação
Dispositivos de emergência.
Semanal e mensal
Sistema de exaustão do Cíclotron.
Semanal
Sistema de monitoração radiológica.
Semanal
Sistema de controle do tanque de decaimento
radioativo.
Semanal
Verificação da integridade do bunker.
Anual
Sensores de incêndio do recinto blindado.
Mensal
Botão de abertura de porta do lado interno do
recinto blindado.
Mensal
Sensores de abertura e fechamento da porta
do bunker.
Semanal
Figura 1. Sistema de Segurança Radiológica.
88
Periodicidade
2.1.Verificação semanal dos dispositivos de emergência da instalação:
A) Abra a porta do recinto blindado do cíclotron;
B) Entre no recinto com o Geiger-Müller com a Chave de
operação do cíclotron conectada a ele e arme a zona
de exclusão executando a seqüência de retardo de
segurança.
C) Selecione a chave habilitar no painel de Radioproteção
para autorizar a geração de feixe. Esta condição não
habilita feixe, pois, isso só pode ser realizado no console
do Cíclotron. Ela só autoriza a habilitação do feixe;
D) Verifique a indicação Cíclotron habilitado no sistema de
segurança radiológica;
E) Aperte o botão de emergência do corredor de acesso
ao recinto blindado do cíclotron;
F) Verifique a indicação correspondente do alarme
sonoro-visual no console do sistema de segurança
radiológica;
G) Verifique
se
o
Cíclotron
foi
desabilitado
automaticamente;
H) Repita o procedimento acima para todos os botões de
emergência da instalação.
2.2 Verificação mensal dos dispositivos de emergência do interior do recinto blindado:
B) Peça ao auxiliar do teste que entre no recinto;
C) Entre no recinto com o Geiger-Müller com a Chave
de operação do cíclotron conectada a ele e arme a
zona de exclusão executando a sequência de retardo
de segurança, ou seja, realizando a vistoria no interior
do recinto blindado antes da operação;
Procedimentos para verificação da eficácia do Sistema de Segurança Radiológica de Instalações Cíclotrons Categoria II (AIEA)
D) Selecione a chave habilitar no painel de Radioproteção
para autorizar a geração de feixe;
E) Após a habilitação do sistema, peça ao auxiliar que
acione o botão de emergência;
F) Verifique a indicação correspondente do alarme
sonoro-visual no console do sistema de segurança
radiológica;
G) Após a verificação do sistema, peça ao auxiliar que
desative o botão de emergência;
H) Repita o procedimento descrito acima para todos os
botões de emergência do interior do recinto blindado.
2.3 Verificação semanal dos monitores de radiação
da instalação
A) Pegue a fonte teste de Cs-137;
B) Abra a porta do recinto blindado do cíclotron;
C) Peça ao auxiliar do teste que entre no recinto com a
fonte teste;
D) Entre no recinto com o Geiger-Müller com a Chave de
segurança;
E) Selecione a chave habilitar no painel de Radioproteção
F) Peça ao auxiliar que aproxime a fonte teste do monitor de radiação dentro do recinto blindado. Verifique a
indicação correspondente no sistema de monitoração
e que o sistema não autoriza a abertura da porta do
recinto;
G) Após a verificação, peça ao auxiliar que retire a fonte
do monitor e retorne ela a blindagem;
H) Abra a porta e peça ao auxiliar do teste que saia do
recinto;
I) Na fechadura de acesso selecione a posição fechar
porta;
J) Entre no recinto com o Geiger-Müller com a Chave de
segurança;
K) Selecione a chave habilitar no painel de Radioproteção
L) Aproxime a fonte teste do monitor de radiação gama
do lado externo do recinto blindado. Peça ao auxiliar
do teste que verifique a indicação correspondente no
sistema de monitoração e segurança radiológica;
M) Verifique o acionamento do alarme sonoro-visual e
se a condição de Cíclotron habilitado foi desativada
automaticamente;
N) Após o aviso de confirmação de verificação do auxiliar,
retire a fonte do monitor e retorne ela a blindagem;
O) Repita este procedimento para todos os monitores de
radiação da instalação, exceto, a verificação da condição de desabilitação do Cíclotron que não se aplica a
estes monitores;
P) Dirija-se até a chaminé do sistema de exaustão;
Q) Aproxime a fonte teste do detector à cintilação da
chaminé e peça ao auxiliar do teste que verifique a
indicação correspondente no sistema de monitoração,
segurança radiológica cíclotron e o fechamento do
dumper na central de controle da exaustão;
R) Após a confirmação de verificação do auxiliar, retire a
fonte do monitor e retorne ela a blindagem;
S) Aproxime a fonte teste do monitor de radiação gama da
chaminé e peça ao auxiliar do teste que verifique a indicação correspondente, no sistema de monitoração; e
T) Após a confirmação de verificação do auxiliar, retire a
fonte do monitor e retorne ela a blindagem.
2.4 Verificação semanal do sistema de exaustão da
instalação
A) Coloque o cíclotron em operação com uma corrente
de 5μA e 1 min de irradiação com H2O16.
B) Na tela da central de controle da exaustão, selecione a
interface que mostra o dumper da chaminé;
C) Simule a condição de fechamento de dumper colocando o limite de 0.001 nCi/m3 de alarme no detector
a cintilação. (sistema de monitoração);
D) Verifique a indicação correspondente do alarme visual
no console do sistema de segurança do Cíclotron; e
E) Verificar se o Cíclotron foi desligado automaticamente.
2.5 Verificação semanal do sistema de controle do
tanque de decaimento radioativo
A) Vá até o tanque de decaimento com medidor de taxa
de exposição e levante a tampa;
B) Faça a medida da taxa de exposição e anote o valor;
C) Simule a condição de tanque cheio;
D) Verifique o acionamento do alarme sonoro; e
E) Caso esteja abaixo dos limites estabelecidos pela norma da CNEN NE 6.05 5 dispense o rejeito.
2.6 Verificação anual da integridade da blindagem a
partir do levantamento radiométrico;
A) Coloque o Cíclotron na máxima corrente de operação
de rotina;
B) Faça o levantamento radiométrico ao redor do recinto
blindado com um detector de nêutron portátil. Anote
os pontos medidos e os valores encontrados; e
C) Armazene o documento comprobatório emitido.
2.7 Verificação mensal dos sensores de incêndio do
recinto blindado
B) Peça ao auxiliar do teste que entre no recinto com o
spray de fumaça;
C) Entre no recinto com o Geiger-Müller com a Chave de operação do cíclotron conectada a ele e arme a zona de exclusão executando a seqüência de retardo de segurança.
89
Videira HS, Abe R, Buchpiguel CA
E) Peça ao auxiliar que acione o spray de fumaça no dispositivo de incêndio; e
F) Verifique a indicação correspondente no sistema de
controle de incêndio, de segurança radiologica e que
o sistema foi desativado;
2.8 Verificação mensal do botão de abertura de porta
do lado interno do recinto blindado.
A) Pegue a fonte teste de Cs-137;
B) Abra a porta do recinto blindado do cíclotron;
C) Peça ao auxiliar do teste que entre no recinto com a
fonte teste;
D) Na fechadura de acesso selecione a posição fechar
porta;
E) Entre no recinto com o Geiger-Müller com a Chave de
segurança;
F) Selecione a chave habilitar no painel de Radioproteção
G) Peça ao auxiliar que aproxime a fonte teste do monitor
de radiação dentro do recinto blindado;
H) Verifique a indicação correspondente no sistema de
monitoração e que o sistema não autoriza a abertura
da porta do recinto blindado; e
I) Peça ao auxiliar que acione o botão de abertura
interno.
2.9 Verificação semanal dos sensores de abertura e
fechamento da porta do recinto blindado
B) Entre no recinto com o Geiger-Müller com a Chave de
segurança;
C) Verifique a condição de porta totalmente fechada no
sistema de segurança radiológica;
E) Verifique a indicação Cíclotron habilitado no sistema de
segurança radiológica;
F) Execute o procedimento de abertura de porta na fechadura de acesso;
G) Verifique a indicação correspondente no sistema de
segurança radiológica e se o sistema de habilitação de
feixe foi desativado automaticamente;
H) Verifique a indicação correspondente no sistema de
segurança radiológica do acionamento do sensor de
abertura total da porta, terminando o ciclo de abertura
da mesma.
Resultados
A tabela 2 mostra as condições obtidas ao submetermos
alguns subsistemas do sistema geral de segurança radiológica de nossa instalação a verificação a partir da metodologia proposta:
Tabela 2. Verificação do Sistema de Segurança Radiológica.
Sistema de Exaustão do Ciclotron
Indicação correspondente no sistema.
O sistema foi desligado automaticamente
Acionamento do alarme sonoro.
Teste dos botões de emergência
Alarme sonoro.
Monitor de radiação interno do recinto.
Bloqueio da porta do recinto blindado
Detector a Cintilação da Chaminé.
Fechamento do Dumper na central de
automação.
Tanque de decaimento
Valor da taxa de exposição
Verificar o alarme sonoro.
Volume descartado.
Sensores de incêndio do BUNKER
90
Situação
SIM
SIM
NÃO
SIM
SIM
SIM
200μSv/h
SIM
SIM
SIM
30000cpm
SIM
SIM
2 μSv/h
SIM
900L
SIM
SIM
SIM
A metodologia proposta para a verificação da eficácia
de sistemas de segurança radiológica de instalações
Cíclotrons de Categoria II auxilia no controle de qualidade
dos elementos que compõem o sistema, garantindo assim,
o cumprimento dos objetivos da proteção radiológica.
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electron irradiation facilities. Safety Guides Nº 107. Viena: IAEA; 1992.
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Rejeitos Radiativos em instalações Radiativas [Citado Ago. 2010]; 1995.
Disponível em: http://www.cnen.gov.br/seguranca/normas/normas.asp.

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