ABFM no século 21: respeito ao passado e confiança no futuro
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ABFM no século 21: respeito ao passado e confiança no futuro
Editorial Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):5. ABFM no século 21: respeito ao passado e confiança no futuro C om muito orgulho, aceitei o convite do editor da Revista Brasileira de Física Médica (RBFM) para escrever este sucinto editorial. Como tive a honra de presidir a Associação Brasileira de Física Médica (ABFM) na gestão 2008-2009, pude presenciar, com muita proximidade, o momento histórico em que esta associação completava 40 anos, fechando o ciclo da primeira década no século 21. Quase parafraseando o colega Homero Lavieri no editorial anterior, os frutos do ano comemorativo que tivemos continuam sendo colhidos nesta edição da RBFM, ainda com a publicação de trabalhos selecionados que foram apresentados no XIV Congresso Brasileiro de Física Médica (CBFM). Os profissionais que construíram essas quatro primeiras décadas de ABFM pavimentaram com qualidade os caminhos que muitos de nós seguimos nos anos recentes e, principalmente, que serão trilhados pelos novos físicos médicos nos próximos anos. Para mostrar um pouco do brilho que essas gerações anteriores tinham, convidamos os professores Marília Teixeira da Cruz e Thomaz Ghilardi Netto para uma divertida entrevista logo no início do congresso do ano passado. Essa brilhante ideia da coordenação do evento proporcionou um momento único, no qual diferentes gerações se encontraram para “colocar o papo em dia”. Conhecer e respeitar o passado de nossa associação nos dá ainda maior confiança nos anos futuros e no crescimento da Física Médica em nosso país. Para estabelecer a visão de futuro da ABFM, fizemos uma pequena tomada de opiniões sobre diferentes temas a ela relacionados. Dentre eles, questionamos qual seria o marco esperado na Física Médica brasileira para as próximas décadas. A resposta quase previsível, a regulamentação da profissão, foi amplamente citada pelos colegas, que também citaram o avanço tecnológico e a ampliação da formação dos profissionais. Falando em avanço tecnológico, outra pergunta nessa linha teve como principais citações a utilização de feixes de prótons e outras partículas pesadas para radioterapia, bem como o uso da nanotecnologia e das radiações não-ionizantes como formas de ampliar as áreas diagnósticas e terapêuticas. Quantos aos aspectos de formação de profissionais para a Física Médica, muitos dos colegas consultados apresentaram o aumento do número de vagas para residência e especialização como item primordial para a evolução de nossa área de trabalho. Além disso, foram bastante citadas a valorização do título de especialista da ABFM e a ampliação do tempo de formação dos profissionais, para garantir a adequada qualidade na atuação dos físicos médicos do futuro. Por fim, como visão para as próximas quatro décadas, os colegas consultados afirmam que a ABFM está hoje consolidada e que essa é e deve continuar sendo o elo entre todos os físicos médicos do país. Além disso, sugerem que se deve estimular a criação dos Conselhos Federal e Regionais de Física Médica, seguindo a regulamentação da profissão, bem como o estímulo à criação de programas de educação continuada. É com o conhecimento sobre as construções do passado e a confiança na qualidade dos profissionais que iniciam agora suas carreiras que podemos prever um futuro ético, competente e estimulante para nossa associação. A RBFM é, talvez, o primeiro resultado desse futuro, que podemos apreciar hoje. Paulo Roberto Costa Presidente da ABFM, gestão 2008-2009 Associação Brasileira de Física Médica® 5 Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):7-10. Estudo da atenuação do feixe de 6MV em tratamentos radioterápicos de mama pósmastectomia devido à heterogeneidade metálica de expansores de tecido Attenuation study of 6MV beam in post-masthectomy breast radiotherapy due to metallic heterogeneity of tissue expanders Débora M. Trombetta1, Simone C. Cardoso2, Alessandro Facure3, Luiz A. R. da Rosa4 , Ademir X. da Silva1 1 Programa de Engenharia Nuclear (PEN) do Instituto Alberto Luiz Coimbra de Pós-graduação e Pesquisa de Engenharia (COPPE) da Universidade Federal do Rio de Janeiro (UFRJ) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil. 2 Departamento de Física Nuclear do Instituto de Física da UFRJ – Rio de Janeiro (RJ), Brasil. 3 Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil. 4 Instituto de Radioproteção e Dosimetria (IRD) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil. Resumo Neste trabalho foi estudada a alteração da atenuação do feixe de 6MV utilizado em tratamentos radioterápicos devido à heterogeneidade metálica presente em alguns tipos de expansores de tecido, usados no processo de reconstrução mamária. O estudo foi realizado através da quantificação da transmissão relativa por simulações computacionais utilizando o Método de Monte Carlo, através do código MCNPX. Os resultados mostram que a presença da heterogeneidade metálica altera a transmissão do feixe, causando uma redução de até 20% na região da sombra geométrica. De acordo com os protocolos de dosimetria, o limite na redução da dose deve ser menor que 5%. A diferença encontrada no estudo demonstrou que pode ser relevante considerar a presença da heterogeneidade no campo de irradiação no planejamento do tratamento. Palavras-chave: radioterapia; mastectomia; mamoplastia; simulação por computador. Abstract In this work, the effects produced in attenuation of 6MV radiotherapic beam as consequence of metallic heterogeneities present in some types of tissue expanders, used in the process of mammary reconstruction, were studied. The study was developed through the quantification relative transmission making use of computer simulations with Monte Carlo method, using the code MCNPX. The results showed that the presence of this metallic heterogeneity alters the transmission of the beam, causing a reduction up to 20% in the geometric shadowed region. According to dosimetry protocols, the reduction in the dose should be lower of 5%. Therefore the difference found in the study could be relevant to consider the presence of heterogeneity in the irradiation field for the treatment planning. Keywords: radiotherapy; mastectomy; mammaplasty; computer simulation. Introdução Segundo a Organização Mundial da Saúde (OMS), esperase 49.400 casos novos de câncer de mama em 2008, com um risco estimado de 51 casos a cada 100 mil mulheres1. O tratamento do câncer de mama envolve diferentes tipos de cirurgias e terapias que possuem indicações dependentes do estadiamento clínico e histológico da doença. A técnica cirúrgica conservadora de mama para câncer em estágio inicial tem sido priorizada pelos médicos, mas um grande número de pacientes ainda é submetida à mastectomia. A maioria das mulheres que é submetida à mastectomia realiza em seguida uma cirurgia de reconstrução mamária. No caso de implantes mamários, quando a Correspondência: Débora Montano Trombetta – Instituto Alberto Luiz Coimbra de Pós-graduação e Pesquisa de Engenharia (COPPE) – Engenharia Nuclear da Universidade Federal do Rio de Janeiro – Avenida Horácio Macedo, 2030, Bloco G – Sala 206 – Centro de Tecnologia da Cidade Universitária – Ilha do Fundão – CEP 21941-914 – Rio de Janeiro (RJ), Brasil – E-mail: [email protected]. Associação Brasileira de Física Médica® 7 Trombetta DM, Cardoso SC, Facure A, Rosa LAR, Silva AX quantidade de pele da paciente não é suficiente para o posicionamento da prótese de silicone definitiva, utilizase previamente um expansor temporário de tecido, que é colocado na mama da paciente durante o procedimento cirúrgico de mastectomia, a fim de insuflar a pele e prepará-la para receber a prótese definitiva. A reconstrução da mama com expansor temporário de tecido utiliza uma bolsa de silicone com uma porta metálica de titânio na superfície, por meio da qual a bolsa é inflada com soro fisiológico periodicamente, permitindo a distensão da pele e do músculo peitoral, criando um espaço que permite a substituição posterior por um implante permanente de silicone. A segunda etapa, com a inclusão do implante definitivo, é realizada após três a seis meses. Um número crescente de estudos tem demonstrado que a radioterapia pós-mastectomia possui benefícios associados à sobrevida da paciente2-4. O planejamento do tratamento radioterápico considera a mama composta de tecido mole. No entanto, pacientes que utilizam expansor de tecido possuem material de elevado número atômico (titânio) dentro da área irradiada, constituindo uma heterogeneidade que pode alterar a distribuição de dose calculada para o tratamento. Alguns trabalhos já realizaram medidas de dose na vizinhança da heterogeneidade em questão utilizando diferentes tipos de detectores e arranjos Figura 1. Uma ilustração do expansor de tecido descrito. Em destaque o artefato metálico. A B Figura 2. Modelo simulado do artefato metálico. Em rosa representado o SmCo5 e em cinza o Ti.a) Visão frontal; b)Visão lateral do artefato metálico. 8 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):7-10. experimentais 5-9. Ao observar a literatura relacionada com o presente trabalho, verificamos que todas as avaliações de dose e atenuação do feixe foram experimentais, utilizando-se diferentes detectores e apresentando resultados discordantes entre si. O objetivo do presente trabalho foi estudar os efeitos físicos da presença da heterogeneidade metálica dos expansores de tecido na distribuição de dose através da quantificação da atenuação do feixe e da avaliação do percentual de dose em profundidade (PDP) e do perfil de dose na vizinhança da heterogeneidade utilizando o método de Monte Carlo. Material e métodos MCNPX Para a avaliação dos efeitos da presença da heterogeneidade metálica em tratamentos radioterápicos de mama foram realizadas simulações utilizando o código MCNPX10. O MCNP, baseado no método de Monte Carlo para o transporte de radiação, envolvendo nêutrons, fótons e elétrons, tem a capacidade de tratar geometrias complexas em três dimensões e uma grande variedade de opções de dados de entrada. A versão X do código de transporte de radiação MCNP10, desenvolvido em Los Alamos National Laboratory (Estados Unidos), é atualmente um dos códigos computacionais mais utilizados mundialmente. Modelagem Para a simulação da mama, foi utilizado um prisma de base retangular com dimensões de 30 cm x 30 cm x 15 cm. Foi utilizada uma geometria regular para permitir a análise somente dos efeitos causados pela presença da heterogeneidade, sem a interferência da geometria. Como a mama é inteiramente composta por tecido mole, em primeira aproximação, podemos simulá-la como sendo constituída por água, e esse resultado serve de base para o que ocorre nos casos reais. O artefato metálico presente nos expansores de tecido (Figura 1), e simulado no presente trabalho com o código MCNP, é formado de uma peça, semelhante a um disco, de samário-cobalto (SmCo5) encapsulado em titânio (Ti), possuindo no total 3,5cm de diâmetro e 0,35 cm de espessura como mostrado na Figura 2. Para simular a irradiação da mama, o espectro de fótons gerado por um acelerador linear de elétrons foi aproximado por uma fonte pontual divergente de fótons de 6MV, com espectro descrito por Daryoush e Rogers11. A fonte foi posicionada a uma distância de 100 cm da superfície do simulador, gerando um campo de tamanho 10 cm x 10 cm na superfície do mesmo. Validação dos dados de entrada e da geometria da heterogeneidade Para a validação dos dados de entrada do MCNP e da geometria da heterogeneidade utilizada no trabalho foram Estudo da atenuação do feixe de 6MV em tratamentos radioterápicos de mama pós-mastectomia devido à heterogeneidade metálica de expansores de tecido realizadas simulações utilizando a configuração do trabalho de Beryl e colaboradores9. Os resultados obtidos pela simulação foram então, comparados com os resultados experimentais a fim de se verificar o grau de concordância entre os dois e assim validar os dados de entrada do código e a geometria da heterogeneidade. Para reproduzir o experimento9, foram simuladas as mesmas condições de irradiação utilizadas na referência: distância fonte-superfície de 100 cm, campo de irradiação de 10 cm x 10 cm, feixe de fótons de 6MV, e a heterogeneidade, localizada a 0,5 cm de profundidade, em duas posições; paralela e perpendicular a incidência do feixe (Figura 3). Esferas de água de 0,35 cm de raio foram posicionadas em dois planos transversais a incidência do feixe, em duas profundidades em relação α heterogeneidade: 2,2 e 5,2 cm. A energia depositada dentro dessas esferas foi integrada. Como, em geral, os tratamentos de mama são realizados com campos anteriores e tangenciais, foram consideradas duas situações extremas do posicionamento do artefato em relação α incidência do feixe: paralela e perpendicular. Como resultados foram obtidos valores da transmissão do feixe na presença e ausência (só água) da heterogeneidade. Para a avaliação foi calculada a transmissão relativa (TR) do feixe, pela seguinte fórmula: TR = T heterogeneida T água (1) Resultados A Figura 4 mostra os resultados obtidos para as curvas de transmissão relativa obtidas pela simulação. Cada gráfico representa uma posição da heterogeneidade em relação à direção de incidência do feixe: perpendicular e paralela, respectivamente. As linhas, que cortam o gráfico representam a sombra geométrica do disco. Os gráficos mostram curvas coincidentes para as duas profundidades, o que era esperado já que as duas apresentam uma diferença de apenas 3,0 cm de água, que não é suficiente para alterar o padrão de atenuação do feixe de 6MV significativamente. Também é visível a queda da transmissão relativa no eixo central do gráfico, à sombra da heterogeneidade. A curva de transmissão relativa para a heterogeneidade paralela ao feixe aparece com uma maior variação na atenuação, o que acontece devido ao maior caminho percorrido pelo feixe, dentro do material de alto Z, nesta posição. A Tabela 1 apresenta os dados de atenuação calculados pelo MCNP em comparação com os dados experimentais da literatura9. Podemos observar que os resultados da simulação e da referência experimental concordam bem, com exceção da atenuação da heterogeneidade na posição perpendicular a 5,2 cm para o potencial acelerador de 6MV. Cabe ressaltar que o trabalho experimental não menciona a incerteza nas medidas realizadas. A B Figura 3. Geometria de simulação. Ilustra a fonte, gerando um campo de área 10x10cm2 na superfície do simulador, a posição ocupada pelas esferas detectoras dentro do simulador e o artefato metálico nas duas possíveis posições de irradiação: (a) Posição paralela da heterogeneidade em relação ao eixo de incidência do feixe; (b) Posição perpendicular. A ! B Figura 4. Curvas de transmissão obtidas pelas simulações com o código MCNP para o espectro de 6MV. (a) Posição paralela da heterogeneidade em relação ao eixo de incidência do feixe; (b) Posição perpendicular. Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):7-10. 9 Trombetta DM, Cardoso SC, Facure A, Rosa LAR, Silva AX Tabela 1. Comparação dos dados experimentais da literatura com os dados da simulação. Profundidade (mm) Paralelo Perpendicular MCNPX (%) MCNPX (%) 22 22 7 52 22 7 Damast, et al. Damast et al.9 22 22 6 52 21 4 9 Conclusão Concluímos então, que: a existência de uma heterogeneidade metálica em alguns tipos de expansores de tecido pode alterar a transmissão do feixe de 6MV provocando uma diminuição de até 20% na região de sombra geométrica do disco. Essa diferença pode ser significativa em radioterapia, pois Θ apenas um dos fatores que pode contribuir para a alteração da distribuição de dose. Os protocolos de dosimetria recomendam que não existam subdosagens maiores que 5%. Referências 1. Heshmati HM, Hofbauer LC. Multiple endocrine neoplasia type 2: recent progress in diagnosis and management. Eur J Endocrinol. 1997;137(6):572-8. 10 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):7-10. 2. Overgaard MB, Hansen PS, Overgaard J, Rose C, M, Rose C, et al. Postoperative radiotherapy in high-risk postmenopausal women with breast cancer who receive adjuvant chemotherapy. Danish Breast Cancer Cooperative Group 82b Trial. N Engl J Med. 1997;337(14):949-55. 3. Overgaard M, Jensen MB, Hansen PS, Overgaard J, Adersson M, Rose C, et al. Postoperative radiotherapy in high-risk postmenopausal breast-cancer patients given adjuvant tamoxifen: Danish Breast Cancer Cooperative Group DBCG 82c randomised trial. Lancet. 1999;353(9165):1641-8. 4. Ragaz J, Olivotto IA, Spinelli JJ, Phillips N, Jackson SM, Wilson KS, et al. Locoregional radiation therapy in patients with high-risk breast cancer receiving adjuvant chemotherapy: 20-year results of the British Columbia randomized trial. J Natl Cancer Inst. 2005;97(2):116-26. 5. Carlson RW, Goldstein LJ, Gradishar WJ, Lichter AS, McCormick B, Moore RE, et al. NCCN breast cancer practice guidelines. The National Comprehensive Cancer Network. Oncology (Wilson Park). 1996;10(11 Suppl):47-75. 6. Moni J, Graves-Ditman M, Cedema P, Griffith K, Krueger EA, Fraass BA, et al. Dosimetry around metallic ports in tissue expanders in patients receiving postmastectomy radiation therapy: an ex vivo evaluation. Med Dosim. 2004;29(1):49-54. 7. Naomi RS, Eric AS, George HP, Isadora A, Marsha DMN, Howard NL, et al. Immediate breast reconstruction can impact postmastectomy irradiation. Am J Clin Oncol. 2005;28(5):485-94. 8. Thompson RC, Morgan AM. Investigation into dosimetric effect of a MAGNA-SITE tissue expander on post-mastectomy radiotherapy. Med Phys. 2005;32(6):1640-6. 9. Damast S, Beal K, Ballangrud A, Losasso TJ, Cordeiro PG, Disa JJ, et al. Do metallic ports in tissue expanders affect postmastectomy radiation delivery? Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2006;66(1):305-10. 10. X-5 Monte Carlo Team MCNP: A general Monte Carlo N-particle transport code. Version 5 Los Alamos National Laboratory Report LA-CP-03-0245, April; 2003. 11. Sheikh Bagheri D, Rogers DW. Monte Carlo calculation of nine megavoltage photon beam spectra using the BEAM code. Medi Phys.2002;29(3):391-402. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):11-4. Radioterapia em Medicina Veterinária: princípios e perspectivas Radiotherapy in Veterinary Medicine: beginnings and perspectives Marco A. R. Fernandes1, Alexandre L. Andrade2, Maria C. R. Luvizoto2, Juliana R. Pierô2, Luciana D. R. P. Ciarlini2 Departamento de Dermatologia e Radioterapia da Faculdade de Medicina da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” de Botucatu (Unesp) –São Paulo (SP), Brasil. 2 Departamento de Clínica Animal, Cirurgia e Reprodução do Curso de Medicina Veterinária da Unesp de Araçatuba – São Paulo (SP), Brasil. 1 Resumo Este trabalho apresenta um breve histórico do uso de radiações ionizantes em Medicina Veterinária, ilustrando os princípios físicos e técnicas envolvidas na realização dos procedimentos de radioterapia em animais, ilustrando alguns casos tratados, realçando as dificuldades e apontando as perspectivas e importância da atuação do físico-médico nessa modalidade terapêutica ainda pouco utilizada no cenário nacional. Palavras-chave: radioterapia; medicina veterinária; braquiterapia; proteção radiológica; raios X. Abstract This work presents a brief historical about the use of ionizing radiations in Veterinary Medicine, instructing the physical beginnings and techniques wrapped in the realization of the proceedings of radiotherapy in animals, illustrating some treated cases, highlighting the difficulties and pointing to the perspectives and importance of the acting of the medical physics in this kind of therapeutic still little used in the national scenery. Keywords: radiotherapy; veterinary medicine; brachyherapy; radiation protection; X-rays. Introdução A radioterapia como especialidade médica em humanos já está consagrada, e bem difundida pelos vários centros médicos das diversas regiões do Brasil, até mesmo àquelas regiões de poucos recursos socioeconômicos, tendo o Sistema Único de Saúde (SUS) como a maior fonte de aporte financeiro que garante a maioria dos custos e viabiliza a realização dos tratamentos nas instituições públicas e filantrópicas, embora ainda se verifique grande demanda de pacientes e falta de equipamentos, o que induz a filas de espera por atendimento com demora na inicialização da terapêutica, favorecendo o avanço da doença e comprometendo o prognóstico. O desenvolvimento do tratamento com radiações ionizantes está intimamente ligado à difusão do conhecimento entre os especialistas, principalmente médicos radioterapêutas e físicos-médicos envolvidos na rotina dos serviços, também depende da sofisticação tecnológica dos equipamentos emissores de radiação, e de estudos de protocolos integrados com outras terapias que visem a maior efetividade radiobiológica dos procedimentos. Nas técnicas de teleterapia, novos aceleradores lineares com complexos recursos liberam elevadas doses de radiação no volume alvo com maior proteção às células sadias dos tecidos circunvizinhos, diminuindo sensivelmente os efeitos deletérios. Na braquiterapia, o uso de microfontes de alta taxa de dose acionadas por controle remoto, tem proporcionado maior comodidade aos pacientes, mais agilidade nos procedimentos que passaram a ser realizados de forma ambulatorial, aumentando a oferta do tratamento a um numero maior de pacientes. Todos esses avanços, visando à melhoria e garantia da qualidade dos tratamentos também propiciaram a utilização das fontes de radiação com maior segurança radiológica 1. O primeiro relato de radioterapia em medicina veterinária data de 1906, e os primeiros estudos sobre radiosensibilidade e dosimetria, realizados em cães e cavalos foram apontados na Faculdade de Veterinária de Viena em 19272. Em Correspondência: Professor Dr. Marco Antônio Rodrigues Fernandes – Departamento de Dermatologia e Radioterapia da Faculdade de Medicina da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” de Botucatu (Unesp) – Distrito Rubião Junior, s/n – CEP 18618-000 – Botucatu – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 11 Fernandes MAR, Andrade AL, Luvizoto MCR, Pierô JR, Ciarlini LDRP 1938, foi instalado um aparelho de raios X de baixa energia (180 kVp) na Faculdade de Veterinária da Pensilvânia, nos Estados Unidos. Um treinamento extensivo em radioterapia foi idealizado em 1959 na Universidade do Colorado (Estados Unidos). Em 1960, na Universidade de Cambridge, utilizou-se pela primeira vez um acelerador linear (AL) para realização de um procedimento de radioterapia em veterinária. Nessa época também se inicia o primeiro programa de residência e treinamento de radioterapia veterinária na Universidade do Colorado, que posteriormente originou o núcleo de formação do Departamento de Radiologia e Ciências da Saúde composto por físicos e biofísicos especialistas em radiação além de veterinários. Os concluintes eram certificados pelo Colégio Americano de Radiologia Veterinária. Em 1969, surgem os primeiros protocolos de tratamento com radiações ionizantes em medicina veterinária, na Universidade do Colorado, onde em 1981 foi instalado o primeiro acelerador linear especificamente destinado para radioterapia em pequenos animais3. Algumas unidades de cobalto-60 já haviam sido instaladas, durante os anos de 1970, em destacados hospitais veterinários. Em 1994 criouse a especialidade de Radioterapia em Oncologia no Colégio Americano de Radiologia Veterinária. Em 1998, na Argentina, foi inaugurado o Centro de Radioterapia para Animais de Buenos Aires (CRABA), e em 2000 foi criado o Projeto de Desenvolvimento da Área de Radioterapia no Hospital Escola de Pequenos Animais da Faculdade de Ciências Veterinárias da Universidade de Buenos Aires, visando implantar o segundo Centro de Radioterapia para Animais, agora no Centro de Especialidades Médico-Veterinárias (CEMV) de Buenos Aires. No final do ano 2000, existiam 30 equipamentos de radioterapia veterinária em funcionamento na América do Norte e atualmente verifica-se uma tendência de crescimento e sofisticação tecnológica desses serviços4. No entanto, no Brasil, a radioterapia em animais resume-se em pesquisas isoladas em algumas universidades públicas5. Os procedimentos são realizados de forma ainda precária devido à dificuldade de aquisição de equipamentos de radiação e principalmente face à carência de profissionais especializados. Neste trabalho, são apresentados alguns casos de radioterapia desenvolvidos no Hospital Veterinário da Unesp de Araçatuba6,7,8, realçando a importância da atuação do físico na rotina dos procedimentos. transicionais, carcinoma nasal, CEC da terceira pálpebra. Os tumores de origem mesenquimal estudados foram: fibrossarcoma, sarcoide, mastocitoma, hemangiossarcoma cutâneo. Nos tumores de origem epitelial de pequenas dimensões foi realizado braquiterapia com discos de ouro-198 (Au-198), ou aplicações (em média 7 sessões) com raios X de 50 kV em equipamento de radioterapia superficial marca Siemens modelo Dermopan®. Em lesões maiores e mais profundas, foi realizada a radioterapia (sessão única) no leito operatório durante o procedimento cirúrgico. A Figura 1 ilustra uma lesão do tipo CEC de face anterior da pata de cão. A Figura 2 mostra um molde superficial de disco de Au-198 posicionado na lesão. A Figura 3 apresenta o animal durante monitoramento da braquiterapia. Figura 1. Carcinoma escamocelular (CEC) em pata de cão Figura 2. Molde de Au-198 Materiais e métodos Durante os anos de 1998 a 2006, a experiência do Hospital Veterinário da Unesp de Araçatuba relata com sucesso a realização de 69 procedimentos de radioterapia em animais, sendo 64 cães, 4 gatos e 1 cavalo, com lesões em diversas localizações e diferentes estágios evolutivos da doença. Todos os tumores tiveram diagnóstico citológico, e em alguns casos duvidosos foram realizadas a punção com agulha fina, citologia esfoliativa ou biópsia incisional das neoformações. As lesões do tipo epitelial tratadas foram: adenoma perianal, carcinoma escamocelular (CEC), tumor de células 12 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):11-4. Figura 3. Monitoramento da braquiterapia Radioterapia em Medicina Veterinária: princípios e perspectivas Na Figura 4 vê-se a realização de uma irradiação com o Dermopan®. Nos tumores de origem mesenquimal foi primeiramente feito a ressecção cirúrgica associada com a irradiação do leito operatório utilizando fios de irídio-192 (Ir-192) e raios X de 50 kV, conforme avaliações das margens cirúrgicas. Nos carcinomas envolvendo a terceira pálpebra realizou-se betaterapia exclusiva com estrôncio-90 (Sr-90). Carcinomas de células transicionais foram submetidos à betaterapia com Sr-90 e raios-X superficiais após ressecção cirúrgica da neoplasia intraluminal. A Figura 5 apresenta uma lesão do tipo sarcóide em pálpebra superior direita em equino. Na Figura 6 ilustra-se um procedimento de betaterapia no leito operatório seguida de braquiterapia com implante intersticial de cateteres com fios de Ir-192. Os cálculos para determinação da dose de radiação liberada com os moldes planares de disco e anéis de Au198 foram manualmente realizados com base nas regras do Sistema de Dosimetria de Manchester1,9. A taxa de dose média na superfície da lesão, na maioria dos moldes, foi 0,6 Gy/h (baixa taxa de dose), proporcionando uma dose de 25 Gy e 12 Gy à profundidade de 0,5 cm e 1,0cm respectivamente. Os implantes com fios de Ir-192 seguiram as regras da Técnica de Paris1,9, com fios paralelos e atividade linear homogênea. Para se verificar a simetria e garantir a correta localização das fontes de braquiterapia, foram analisadas radiografias convencionais das regiões anatômicas acometidas com o material radioativo posicionado para tratamento. Nos procedimentos de betaterapia foram utilizados dois aplicadores de Sr-90 da marca Amershan de geometria plana e circular com diâmetros ativos de 9,0 mm e 22,57 mm e taxa de dose na superfície da placa de 0,31 Gy/s (33,50 mCi) e 0,033 Gy/s (25,20 mCi) respectivamente. Na determinação da dose de radiação liberada com o equipamento de radioterapia superficial (Dermopan®) utilizou-se as tabelas de rendimento do feixe de raios-X de 50 kV em função das dimensões dos campos de radiação, limitados pelos cones aplicadores, e obtidos durante os testes de dosimetria do aparelho, levando em conta a profundidade da lesão e atenuação pelo tecido irradiado. Durante os procedimentos de braquiterapia, os animais implantados foram isolados em área de acesso restrito e com blindagem à radiação constituída de biombos de espessuras adequadas de acordo com levantamento radiométrico da vizinhança. Os profissionais envolvidos foram monitorados com dosímetros individuais do tipo TLD´s. A média das doses empregadas para o tratamento das neoplasias epiteliais e mesenquimais foram de 30 Gy e 50 Gy, respectivamente. As feridas cirúrgicas foram cuidadas com curativos locais e extrato aquoso do Triticum vulgare (Band-Vet®) para alívio das radiodermatites. Os animais foram acompanhados mensalmente durante o primeiro ano após o tratamento e por contato telefônico nos anos subseqüentes, durante 8 anos. Figura 4. Posicionamento no Dermopan®. Figura 5. Sarcoide em pálpebra de equino Figura 6. Betaterapia em leito operatório – face equina. Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):11-4. 13 Fernandes MAR, Andrade AL, Luvizoto MCR, Pierô JR, Ciarlini LDRP Resultados Até o termino desta análise, nenhum animal tratado apresentou evidências de recidiva de doença durante o período em que foram assistidos, com tempo de seguimento médio geral de 5,8 anos. Os animais com tumores epiteliais apresentaram discromia da pele e alopecia da região afetada após quatro semanas do término da radioterapia, os pêlos começaram a reaparecer após quatro meses (em média). Nos procedimentos de radioterapia intra-operatória, essas reações não foram constatadas. Os cães com adenoma perianal apresentaram redução de 50% do volume tumoral após 2 meses de tratamento, e cura clínica após 5 meses, em média. Dois dos 11 animais submetidos à radioterapia adjuvante após ressecção de lesões intra-luminares vesicais apresentaram incontinência urinária transitória durante 6 meses. As Figuras 7 e 8 ilustram o aspecto da área tratada, pata do cão e face do cavalo, respectivamente, após três anos de seguimento. animal, os resultados clínicos obtidos, com as técnicas convencionais de braquiterapia e radioterapia superficial, utilizadas aqui, são de mesma magnitude daqueles e extremamente satisfatórios e encorajadores para a rotina dos oncologistas veterinários. Os resultados clínicos e cosméticos favoráveis, obtidos com os moldes planares de anéis concêntricos de Au-198, foram também observados em 20 lesões de pele em pacientes humanos atendidos no serviço de radioterapia da cidade, que apresentava indisponibilidade de feixes de radiação para terapia superficial9. Assim como é lido na literatura, também foi observado neste trabalho que os animais submetidos à radioterapia em geral demonstram boa tolerância ao tratamento. A terapia com fontes de radiação proporcionou um aumento da sobrevida com preservação da qualidade dos animais tratados, quando comparado com as outras terapêuticas usualmente utilizadas na prática veterinária, além de reduzir os custos com os quimioterápicos. Assim como na prática da radioterapia humana, é de fundamental importância para o sucesso do tratamento, o planejamento adequado com cálculos precisos de distribuição de dose nos planos de tratamento, baseados nos protocolos já reconhecidos, além de eficiência no controle de qualidade dos equipamentos emissores de radiação. Para tanto, é essencial a presença de profissionais especialistas em radioterapia (físico e médico) durante toda a rotina dos procedimentos. Referências Figura 7. Pata de cão irradiada – após três anos. Figura 8. Face equina – após três anos de tratamento. Discussão e conclusões Embora, a casuística apresentada neste trabalho possa parecer pequena quando comparada com a experiência nos grandes centros internacionais de radioterapia 14 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):11-4. 1. Podgorsak EB (Technical Ed.) Radiation Oncology Physics: A Handbook for Teachers and Students. Vienna: Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA); 2005. 2. Burk RL, King GK. The Veterinay Clinics of North America – Small Animal Pratice – Radiation Oncology. Philadelphia-USA: W.B. Saunders Company; 1997. 3. Withrow SJ, MacEwen EG. Small Animal Clinical Oncology. 3ª Ed. Philadelphia, Pennsylvania-USA: Elsevier´s Health Sciences; 2001. 4. Morris J, Dobson J. Oncologia em pequenos animais. São Paulo: Roca Ltda.; 2007. 5. Cunha SCS, Carvalho LAV, Canary PC, Reisner M, Pereira NA, Corgozinho KB, et. al. Aplicação da radioterapia em felino portador de Carcinoma Epidermóide nasal e palpebral utilizando Protocolo de Hipofracionamento. Acta Scient Veterinariae. 2007;35(2):239-43. 6. Fernandes MAR, Andrade AL, Biazzono L, Luvizotto MCR, Santos A, Correa C. Braquiterapia com folhas de ouro-198 no tratamento de tumores de pele de pequenos animais. Anais da 41a Reunião Anual de Cancerologia do Hospital do Câncer A.C.Camargo; 2000; São Paulo-BR. 7. Fernandes MAR, Andrade AL, Biazzono L, Luvizotto MCR, Santos A, Correa C. Gold (198AU) foils brachytherapy use on canine skin tumor. Braz J Vet Res Anim Sci. 2003;40(5):321-27. 8. Andrade AL, Luvizotto MCR, Fernandes MAR. Impacto da radioterapia como modalidade exclusiva ou combinada à cirurgia, no tratamento de neoplasias. Anais do V ONCOVET; 2008. Resumos. São Paulo-BR. ABROVET; 2008;(1):60-1. 9. Fernandes MAR. Utilização de Moldes Radioativos Especiais de Folhas de Ouro-198 em Braquiterapia de Tumores de Pele. [tese]. São Paulo: Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN/CNEN); 2000. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):15-8. Verificação dosimétrica de tratamentos de IMRT utilizando câmara de ionização, filme radiográfico e função gama Dosimetric verification of IMRT treatments using ionization chamber, radiographic film and gamma function Tatiana M. M. T. Alves, Thais M. Casagrande, Wellington F. P. Neves-Júnior, Anselmo Mancini, Edilson L. Pelosi, Cecília M. K. Haddad e João L. F. Silva Setor de Radioterapia da Sociedade Beneficente de Senhoras Hospital Sírio-Libanês – São Paulo (SP), Brasil. Resumo Este trabalho teve por objetivo avaliar o método adotado para o controle de qualidade de planejamentos de radioterapia com intensidade modulada do feixe (IMRT) por meio da verificação das distribuições de dose medidas e planejadas, analisando a concordância dos resultados com os critérios de aceitação previamente estabelecidos. No sistema de planejamento, o plano completo do paciente foi transferido à tomografia de um fantoma simulador de pelve ou de cabeça e pescoço (CP), composto por placas de polimetilmetacrilato com encaixe para câmara de ionização e para filme radiográfico em plano coronal. A dose medida com câmara de ionização e a distribuição relativa de dose obtida com o filme foram comparadas com o planejamento. A comparação entre as distribuições de dose medida e planejada foi feita com função gama (γ), avaliando a porcentagem de pontos que respeitam os critérios de 3% de diferença de dose e 3mm de distância para concordância. Após o estabelecimento dos critérios de aceitação com base nos resultados médios de 111 planejamentos, os mesmos foram verificados em 30 novos casos. Os critérios de aceitação foram: 1,8%±1,4% (próstata), 2,7%±1,9% (CP) e 2,1%±1,7% (outros) para os erros absolutos médios entre as doses prevista pelo sistema de planejamento e medida com câmara de ionização e 97,2%±2,8% (próstata), 95,2%±3,3% (CP) e 92,3%±7,4% (outros) para a porcentagem média de concordância (γ≤1) entre as distribuições relativas de dose. Os novos casos analisados apresentaram erros absolutos médios de 1,1%±1,2% (próstata), 2,2%±1,5% (CP) e 1,6%±1,2% (outros) e porcentagem média de concordância de 98,3%±1,0% (próstata), 95,2%±2,3% (CP) e 96,7%±2,9% (outros). Os critérios de aceitação concordam com os adotados por outros autores e foram respeitados pelos planejamentos verificados posteriormente. Concluímos que os critérios de aceitação estabelecidos são apropriados para a realidade de nossa instituição, possibilitando tratar os pacientes com acentuada segurança. Palavras-chave: radioterapia de intensidade modulada; controle de qualidade; dosimetria. Abstract This study aimed to evaluate the method adopted for patient specific intensity modulated radiotherapy (IMRT) quality assurance through the verification of planned and measured dose distributions and analyzing the correlation of the results with the acceptance criteria previously established. In the planning system, the patient’s complete plan is transferred to the computed tomography images of a pelvis or head and neck (HN) phantom composed of slabs of polymethylmethacrylate with an ionization chamber and radiographic film in the coronal plane. The dose measured with the ionization chamber and the dose distribution obtained with the film were compared with the planning. The comparison between measured and planned dose distributions was performed using the gamma function (γ), assessing the percentage of points that meet the criteria of 3% dose difference and 3mm distance to agreement. By the previous analysis of 111 plans an acceptance criteria was defined based on the average results and after that they were applied on 30 new cases. The acceptance criteria were: 1.8%±1.4% (prostate), 2.7%±1.9% (HN) and 2.1%±1.7% (others) for the mean absolute errors between the doses provided by the planning system and those measured with the ionization chamber. The criteria for the average percentage of agreement (γ≤1) between the dose distributions was 97.2%±2.8% (prostate), 95.2%±3.3% (HN) and 92.3%±7.4% (others). The new analyzed cases showed mean absolute errors of 1.1%±1.2% (prostate), 2.2%±1.5% (HN) and 1.6%±1.2% (others) and average percentage of agreement of 98.3%±1.0% (prostate), 95.2%±2.3% (HN) and 96.7%±2.9% (others). The acceptance criteria agreed with other authors and were respected by the planning verified posteriorly. We conclude that the established acceptance criteria are appropriate for the reality of our institution, and we are able to treat the patients safely. Keywords: intensity-modulated radiotherapy; quality control; dosimetry. Correspondência: Tatiana Midori Martins Telles Alves – Hospital Sírio-Libanês – Radioterapia – Rua Dona Adma Jafet, 91 – CEP 01308-050, São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 15 Alves TMMT, Casagrande TM, Neves-Júnior WFP, Mancini A, Pelosi EL, Haddad CMK, Silva JLF Introdução Os planejamentos de radioterapia com intensidade modulada do feixe (IMRT) constituem planejamentos inversos que utilizam fluências não-uniformes para gerar isodoses altamente conformadas e, assim, melhorar a distribuição de dose nos volumes-alvo e poupar tecidos normais e órgãos de risco1. Esses planejamentos demandam controle de qualidade extremamente rigoroso e específico, principalmente porque: - o planejamento inverso é um processo de cálculo automatizado que gera distribuições de dose altamente complexas; - o desempenho do acelerador é essencial para o sucesso do tratamento; - os gradientes de dose podem ser muito grandes e, portanto, os erros são críticos e - a dose em um ponto não caracteriza a composição final da distribuição. O controle de qualidade de planejamentos específico por paciente constitui um processo fundamental para a segurança dos tratamentos com IMRT, pois analisa todas as etapas, desde o planejamento até a entrega da dose, incluindo as particularidades de cada planejamento. Vários métodos podem ser utilizados para realizar o controle de qualidade de IMRT específico por paciente2. O método adotado neste trabalho envolveu a medida da dose em um ponto de um fantoma com uma câmara de ionização, juntamente com a obtenção de um plano de distribuição de doses com filme radiográfico. Os resultados foram comparados àqueles previstos pelo sistema de planejamento para verificar a segurança do processo. A função gama3 (γ) foi a ferramenta adotada para a comparação entre as distribuições de dose medida e planejada. Ela combina diferença de dose – importante em regiões de baixo gradiente – e distância para concordância – importante em regiões de alto gradiente – em uma análise simultânea e quantitativa do grau de concordância entre o que foi planejado e o que foi medido. A função gama é dada pela fórmula: γ r ( r c , Dc ) ≡ ∆r 2 ∆D 2 + ≤1 2 2 ∆d M ∆DM (1) (2) sendo ∆r = r r − r c a distância entre o ponto de referência r r e o ponto comparado r c , ∆D = Dc ( r c ) − Dr ( r r ) (3) a diferença entre a dose Dc no ponto comparado r c em relação à dose Dr no ponto de referência r r e ΔDM e Δd M os critérios de aceitação para a diferença de dose e a distância para concordância, respectivamente. Sendo 16 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):15-8. assim, se 0<γ≤1, o ponto respeita os critérios estabelecidos e é considerado aprovado. Caso contrário, se γ>1, o ponto não respeita os critérios e é reprovado. O objetivo deste trabalho foi avaliar o método adotado em nossa instituição até o primeiro semestre de 2009 para o controle de qualidade de planejamentos de IMRT com câmara de ionização, filme radiográfico e função gama, verificando a concordância dos resultados com os critérios de aceitação previamente estabelecidos. Material e métodos No sistema de planejamento Oncentra MasterPlan, o planejamento completo do paciente (mesmos ângulos de gantry, mesmos segmentos e mesmos valores de unidades monitoras) foi transferido à tomografia de um fantoma, composto por placas de polimetilmetacrilato com encaixe para câmara de ionização em região central e para filme radiográfico em plano coronal. O isocentro foi posicionado no fantoma de modo que o volume sensível da câmara ficasse em região de dose homogênea – geralmente a região do volume-alvo de maior dose – diminuindo as incertezas de sua leitura. As medidas foram feitas nos aceleradores lineares Siemens KD2 ou PRIMUS, utilizando a técnica step-andshoot, fantomas simuladores de pelve e cabeça e pescoço (CP), câmaras de ionização PTW-23323 (0,1 cm3) e PTW-31014 (0,015 cm3), eletrômetro PTW UNIDOS-E e filme radiográfico de megavoltagem KODAK ECFLM, conforme mostra a Figura 1. A exposição indicada pela câmara de ionização foi convertida em dose e comparada àquela prevista pelo sistema de planejamento. O filme radiográfico foi processado, digitalizado com scanner Vidar Sierra Plus e, com a associação de uma curva sensitométrica (densidade ótica em função da dose absorvida), obtemos a distribuição de doses em um plano coronal. A curva sensitométrica foi obtida através de um filme de calibração irradiado com doses conhecidas. Na Figura 2 temos um filme radiográfico obtido para um planejamento de CP e a curva sensitométrica associada a ele. A comparação espacial das distribuições de dose medida e planejada foi feita no programa OmniPro I’mRT, avaliando a porcentagem de pontos da distribuição com função gama que respeitam os critérios de 3% de diferença de dose e 3mm de distância para concordância. A Figura 3 exemplifica esse processo. A comparação das distribuições de dose constitui dosimetria relativa. O ponto de normalização escolhido foi o ponto de máximo da distribuição prevista pelo sistema de planejamento e o respectivo ponto no filme radiográfico. Foram considerados na análise apenas os pontos com dose superior a 20% do valor de normalização, para exclusão de radiação espalhada e de fundo. Eventualmente, foram feitas pequenas translações e rotações para melhor sobreposição das distribuições de dose. Verificação dosimétrica de tratamentos de IMRT utilizando câmara de ionização, filme radiográfico e função gama Resultados Os critérios de aceitação para o controle de qualidade de planejamentos de IMRT com câmara de ionização, filme radiográfico e função gama foram estabelecidos com base nos resultados médios de 111 planejamentos, sendo 42 casos de próstata, 34 casos de CP e 35 de outros sítios de tratamento. Tais critérios encontram-se na Tabela 1. Os erros absolutos médios consideram apenas o módulo do desvio, ou seja, não levam em conta se houve subdosagem ou superdosagem da medida em relação ao planejamento. Em seguida, o controle de qualidade de planejamentos de IMRT foi realizado do mesmo modo para mais 30 casos (Figura 4), a fim de verificar a concordância dos resultados com os critérios de aceitação estabelecidos. Os resultados obtidos apresentam-se separados por categoria na Tabela 2. A distribuição dos desvios entre as doses, prevista pelo sistema de planejamento e medida com câmara de ionização encontra-se na Figura 5. Na Figura 6, encontram-se os resultados para a porcentagem de pontos com γ≤1, ou seja, a porcentagem de concordância entre as distribuições de dose medida e planejada. simples – como os de próstata – apresentaram melhores resultados em relação aos planejamentos mais complexos – como os de CP, por exemplo. As medidas subsequentes respeitaram e apresentaram resultados até mesmo melhores que os critérios de aceitação estabelecidos, provavelmente devido à curva de aprendizado dos operadores. O posicionamento da câmara de ionização em região de dose homogênea, A B C D 4. Discussão e conclusões Os critérios de aceitação estabelecidos para o controle de qualidade de IMRT com câmara de ionização, filme radiográfico e função gama concordam com critérios adotados por outros autores na literatura1. Os planejamentos mais Figura 3. (a) Distribuições de dose medida e (b) prevista pelo sistema de planejamento, (c) sobreposição das isodoses e (d) análise com função gama 3%/3mm, na qual as regiões vermelhas indicam discordância. Tabela 1. Critérios de aceitação para o controle de qualidade de planejamentos de IMRT Figura 1. Fantoma simulador de pelve, com filme radiográfico e câmara de ionização. Furos no envelope do filme indicam a origem do sistema de coordenadas. Figura 2. Filme radiográfico obtido para um planejamento de CP e respectiva curva sensitométrica associada a ele. N Próstata CP Outros 42 34 35 Dosimetria com câmara (erro absoluto) Média σ (%) (%) 1,8 1,4 2,7 1,9 2,1 1,7 Dosimetria relativa (pontos com γ≤1) Média σ (%) (%) 97,2 2,8 95,2 3,3 92,3 7,4 Figura 4. Distribuição dos tipos de planejamentos analisados. Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):15-8. 17 Alves TMMT, Casagrande TM, Neves-Júnior WFP, Mancini A, Pelosi EL, Haddad CMK, Silva JLF Tabela 2. Resultados para o controle de qualidade de planejamentos de IMRT após estabelecimento dos critérios de aceitação N Próstata CP Outros 10 10 10 Dosimetria com câmara (erro absoluto) Média σ (%) (%) 1,1 1,2 2,2 1,5 1,6 1,2 Dosimetria relativa (pontos com γ≤1) Média σ (%) (%) 98,3 1,0 95,2 2,3 96,7 2,9 Figura 5. Distribuição dos desvios entre as doses planejada e medida com câmara de ionização. A linha tracejada representa a média da distribuição. por exemplo, constitui uma etapa do processo altamente operador-dependente. A distribuição dos desvios entre as doses prevista pelo sistema de planejamento e medida com câmara de ionização é semelhante a outros trabalhos publicados4,5, e nos mostra que não há tendências à subdosagem ou à superdosagem em nossa instituição. Observamos que, na comparação entre as distribuições de dose medida e planejada, regiões com γ>1 podem ser consideradas aceitáveis se presentes em pequenas regiões de alto gradiente de dose ou em regiões de baixo gradiente de dose fora do campo modulado, como entradas de feixe, por exemplo. Se um planejamento de IMRT não é aprovado pelos critérios de aceitação, deve-se, primeiramente, tentar eliminar erros grosseiros, tais como medidas feitas em condições diferentes das planejadas, campos atenuados pelas barras laterais da mesa, problemas com a revelação ou calibração do filme radiográfico, entre outros. Poderá eventualmente ser necessário reposicionar a câmara de ionização em região de melhor homogeneidade de dose e repetir a medida, verificar o sistema de exportação dos dados do planejamento ou o desempenho das lâminas na formação dos segmentos. Em último caso, deve-se considerar a possibilidade de diminuir a complexidade do planejamento, pois assim ele será mais facilmente realizado pelo acelerador linear. Consequentemente poderá haver perda de cobertura dos volumes-alvo ou maior dose em órgãos de risco e a situação deverá ser discutida com o radioterapêuta. Concluímos que os critérios de aceitação estabelecidos são apropriados para a realidade clínica de nossa instituição, possibilitando tratar os pacientes com acentuada segurança. A partir do segundo semestre de 2009, o arranjo bidimensional de câmaras de ionização MatriXX Evolution passou a ser o sistema padrão para o controle de qualidade de IMRT em nossa instituição, após uma cuidadosa transição que será relatada em trabalhos futuros. Referências Figura 6. Distribuição da porcentagem de concordância entre as distribuições de dose medida e planejada. A linha tracejada representa a média da distribuição. 18 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):15-8. 1. Webb S. The physical basis of IMRT and inverse planning. Br J Radiol. 2003;76(910):678-689. 2. European Society for Therapeutic Radiology and Oncology. Guidelines for the verification of IMRT. Brussels:2008. 3. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative evaluation of dose distributions. Med Phys. 1998;25(5):656-61. 4. Agazaryan N, Solberg TD, DeMarco JJ. Patient specific quality assurance for the delivery of intensity modulated radiotherapy. J Appl Clin Med Phys. 2003;4(1):40-50. 5. Dong L, Antolak J, Salehpour M, Foster K, O’Neill L, Kendall R, et al. Patientspecific point dose measurement for IMRT monitor unit verification. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2003; 56(3):867-77. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):19-22. Estudo sobre quantificação e classificação dos tecidos biológicos em imagens tomográficas a partir de histogramas Study about quantification and classification of biological tissues in tomographic images from histograms Rafael T. F. Souza1, Diana R. Pina2, Altamir S. Teixeira2, Ney Lemke1, Joel Mesa Hormaza1, Matheus Alvarez1 Departamento de Física e Biofísica do Instituto de Biociências da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” – Botucatu (SP), Brasil. 2 Departamento de Doenças Tropicais e Diagnóstico por Imagem do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de Botucatu da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” – Botucatu (SP), Brasil. 1 Resumo Foi proposto um algoritmo para a determinação da espessura equivalente de tecidos biológicos pela remoção de gaussianas de histogramas. Esse algoritmo classifica os diferentes tecidos biológicos por meio de histogramas, construídos a partir de exames tomográficos no formato DICOM, e calcula a espessura média desses tecidos. Os resultados encontrados mostraram-se coerentes com a literatura, apresentando discrepâncias de até 21,6% relativas ao tecido ósseo, analisado para o fantoma antropomórfico (RANDO). Esses resultados permitem a utilização dessa metodologia em tecidos vivos, para a construção de fantomas homogêneos de tórax, de pacientes recém-nascidos e lactentes, que serão usados posteriormente no processo de otimização de imagens radiográficas pediátricas. Palavras-chave: classificação; tecidos; tomografia computadorizada por raios X. Abstract An algorithm for determining the equivalent thickness of biological tissue by the removal of Gaussian from the histograms was proposed. This algorithm classifies the different biological tissues using histograms, constructed from CT scans in DICOM format and calculates the average thickness of these tissues. The founded results show to be coherent with literature, with discrepancies of up to 21.6% on the bone, and analyzed for the anthropomorphic phantom (RANDO). These results allow the use of this method in living tissues for the construction of chest homogeneous phantoms of newborn and suckling patients, which are subsequently used in the optimization process of pediatric radiographic images. Keywords: classification; tissues; x-ray computed tomography. Introdução Por mais de 60 anos, diversos materiais simuladores de tecidos biológicos tem sido utilizados para a construção de fantomas1. Fantomas são estruturas constituídas por materiais que possuem características de absorção e espalhamento da radiação de forma análoga aos tecidos biológicos2. Os fantomas têm sido aplicados em radioterapia e radiologia diagnóstica para investigação dos efeitos dosimétricos da radiação em tecidos irradiados e circunvizinhos3, bem como para otimização de imagens radiográficas de tórax, crânio em perfil para pacientes adultos típicos e pacientes com diferentes espessuras2,4. Um pré-requisito para a construção de fantomas é a quantificação das espessuras médias dos tecidos biológicos presentes no livre caminho médio do feixe de raios X e a equivalência destes em espessura de materiais simuladores. A literatura apresenta trabalhos nos quais foram utilizados algoritmos para segmentação automática de tecidos biológicos, a partir de imagens tomográficas5,6. Esses algoritmos são denominados classificadores de tecidos e trabalham com a segmentação de pixels na imagem através de sua textura6. Para a grande maioria desses algoritmos, o objetivo é diferenciar uma imagem de CT em alguns órgãos ou tecidos como: aorta, gordura, rim, fígado, pulmão, músculo, baço e osso trabecular7. Correspondência: Rafael Toledo Fernandes de Souza – Departamento de Física e Biofísica do Instituto de Biociências de Botucatu da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” – Campus de Botucatu – Distrito de Rubião Júnior, s/n – CEP 18618-970 – CAIXA POSTAL: 510 – Botucatu (SP), Brasil – e-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 19 Souza RTF, Pina DR, Teixeira AS, Lemke N, Hormaza JM, Alvarez M Alguns trabalhos mostram a diferenciação de tecidos a partir de algoritmos capazes de criar máscaras através de densidades óticas em imagens de CT. Outros ainda trabalharam com algoritmos capazes de criar histogramas de escala de cinza para cada tipo de tecido, a partir de diferentes valores de densidade óptica, bem como informações tridimensionais (3-D) de uma dada vizinhança de pixels na imagem8. Os diferentes tipos de órgãos ou tecidos classificados por esses algoritmos são: pulmão, átrio, sangue, gordura, osso, músculo, pele, rim, ar, fígado, baço, esôfago, tecido mole, ventrículos esquerdo e direito, líquor, estômago, pâncreas, grandes vasos, tecido conjuntivo, papilas, intestino, fluído intestinal e medula óssea8. Trabalhos sobre a quantificação das espessuras médias de tecidos biológicos têm sido realizados a partir de imagens tomográficas com o auxílio de grades contendo células de 1,0 cm2. Nesses sistemas, a distinção dos tecidos é realizada a partir das densidades óticas dos diferentes tipos de tecidos em cada célula e a quantificação como o comprimento médio de uma linha de células contendo o mesmo tipo de tecido ao longo de um dos eixos ordenados (x, y)4. A literatura apresenta, em sua maioria, metodologias para segmentação de tecidos em pacientes adultos, existindo uma lacuna para a segmentação e quantificação de tecidos biológicos pediátricos. Dessa forma, este trabalho teve por objetivo desenvolver um algoritmo classificador e quantificador de tecidos, baseado na distribuição normal dos números de CT, das estruturas anatômicas encontradas no livre caminho médio do feixe de raios-X. Este estudo se faz necessário como uma medida preliminar para a construção de fantomas pediátricos para região do tórax de recém nascidos e lactentes, a serem utilizados no processo de otimização de imagens pediátricas em trabalhos futuros. Material e métodos Figura 1. Fluxograma do algoritmo que converte espessura de tecidos biológicos em materiais simuladores pela remoção de gaussianas do histograma 20 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):19-22. Foi desenvolvido um algoritmo computacional, capaz de ler cada corte axial da imagem tomográfica no formato DICOM (Digital Imaging and Communication in Medicine) e realizar a quantificação e distinção de tecidos biológicos presentes no livre caminho médio do feixe de raios X. Nesse procedimento foi estimada a espessura média de tecidos biológicos ao atravessar um tórax de um paciente pediátrico, na faixa etária em estudo. A seguir essas espessuras foram convertidas em materiais simuladores, para a construção de fantomas pediátricos. A validação dos resultados do algoritmo, desenvolvido neste estudo, foi realizado em imagens de pacientes adulto e padrão9. As tarefas executadas por esse algoritmo são apresentadas em um fluxograma, na Figura 1. Os tecidos biológicos foram classificados por meio de histogramas, os quais apresentaram a quantidade de pixels por número de Computed Tomographic (CT) – grau de enegrecimento da imagem medido em Hounsfield Unit Estudo sobre quantificação e classificação dos tecidos biológicos em imagens tomográficas a partir de histogramas (HU), em: tecido ósseo (compacto e esponjoso), tecido mole (muscular, nervoso e conjuntivo), tecido adiposo e pulmonar (ar, bronquíolos e alvéolos). Esses histogramas foram ajustados com base em funções gaussianas, as quais possibilitam maior precisão para os dados obtidos10. Os ajustes foram feitos tomando como parâmetro o número de CT de referência para cada tecido, o qual apresenta a maior quantidade de pixels em cada curva, e a partir da qual é possível obter os valores de desvio padrão (σ) das gaussianas10. O algoritmo, desenvolvido neste estudo foi escrito e executado utilizando o aplicativo Mathematica. Este algoritmo é capaz de ler o nome de todos os arquivos, dentro de um diretório do sistema operacional e armazená-los. A seguir, para cada imagem presente no diretório indicado, o algoritmo filtra artefatos (mesa do tomógrafo, tecidos não biológicos envoltos no paciente etc), conta e quantifica o tamanho dos pixels (em milímetros) e apresenta histogramas (número de pixels x intervalo de números de CT para cada tecido). A área diretamente abaixo das curvas apresentadas pelos histogramas representa a quantidade total de pixels para cada tecido avaliado, considerando o número de CT de referência. Considerando este fato, as áreas abaixo de cada curva foram convertidas em espessuras médias de seus respectivos tecidos biológicos e removidas do histograma. A remoção das gaussianas do histograma do exame original gera um segundo histograma (histograma de compensação), onde há regiões superestimadas (pixels “negativos”) e subestimadas (pixels não abrangidos pela soma de gaussianas). Essas regiões são redistribuídas entre os tecidos biológicos, considerando intervalos de números de CT que levam em conta as médias e os desvios padrões obtidos durante o ajuste das distribuições gaussianas. A redistribuição das “sobras” do histograma de compensação se faz necessária como forma de compensação das regiões superestimadas e subestimadas, pois deste modo a quantificação dos tecidos biológicos se torna mais coerente. Os limites dos intervalos de número de CT entre dois tecidos A e B são calculados pela equação 1: L A,B µA µB − σA µA . σA σB (1) simuladores (alumínio, lucite e ar) para cada fatia tomográfica avaliada. Neste estudo foi considerado a energia efetiva do feixe de raios X em 70keV, sendo esta a energia efetiva para um feixe de raios X em equipamentos tomográficos11. A validação do método foi realizada a partir de imagens tomográficas do tórax do fantoma antropomórfico radiation analog dosimetry (RANDO), o qual simula um paciente adulto e padrão9,12,13. A validação está sendo realizada, utilizando o RANDO, uma vez que as espessuras de tecidos biológicos e materiais simuladores, para o homem adulto e padrão, são conhecidas12,13. Resultados As Figuras 3, 4 e 5 ilustram, respectivamente, os histogramas obtidos para exames de tórax de um paciente pediátrico com um mês de vida, um adulto típico padrão e para o fantoma antropomórfico RANDO. Figura 2. Distribuição dos tecidos biológicos no histograma de compensação. Figura 3. Histograma de um exame tomográfico da região do tórax de um paciente com um mês de vida. Em que: LA,B: limite entre os tecidos A e B μA: média da gaussiana do tecido A σA: desvio padrão da gaussiana do tecido A μB: média da gaussiana do tecido B σB: desvio padrão da gaussiana do tecido B Desse modo, a redistribuição do histograma de compensação é apresentada na Figura 2, onde os tecidos biológicos estão representados pelos números: tecido pulmonar (1), tecido adiposo (2), tecido mole (3) e tecido ósseo (4). Para finalização deste processo, os tecidos biológicos (ósseos, moles e ar) foram então quantificados em espessuras médias e convertidos respectivamente em materiais Figura 4. Histograma de um exame tomográfico da região do tórax de um adulto típico padrão. Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):19-22. 21 Souza RTF, Pina DR, Teixeira AS, Lemke N, Hormaza JM, Alvarez M A Tabela 1 apresenta o resultado da quantificação dos tecidos ósseo, mole e ar para o fantoma antropomórfico RANDO. Esta relaciona os valores obtidos neste estudo com os valores apresentados pela literatura4. Discussão e conclusões Os histogramas ilustrados nas Figuras 3 e 4 mostram que é possível distinguir os tecidos ósseo, mole, adiposo, pulmonar e ar a partir de exames tomográficos de tórax. Com base na literatura, é possível identificar estes tecidos a partir do número de CT de referência, o qual representa a quantidade máxima de pixels em cada distribuição avaliada10,14. Segundo a literatura, o número de CT de referência para o ar está em torno de -1000; para o pulmonar, entre -500 e -200; para o tecido adiposo, entre -140 e -20; para tecido mole, entre 20 e 100 e para tecido ósseo, entre 200 e 40010,14. A avaliação dos histogramas das Figuras 3 e 4 permitem verificar que os resultados obtidos estão coerentes com os encontrados na literatura, e dessa forma poderão ser utilizados para a quantificação de tecidos biológicos. A etapa preliminar à quantificação de tecidos vivos foi realizada no fantoma antropomórfico RANDO. O histograma apresentado na Figura 5 mostra os diferentes materiais simuladores de tecidos biológicos para o RANDO. Neste é possível distinguir os tecidos ósseo, mole e adiposo (resina epóxi) e pulmonar, com seus respectivos números de CT de referência. Segundo a literatura, o número de CT de referência para o ar está em torno de -1000; para o pulmonar, entre -500 e -200; para o Figura 5. Histograma de um exame tomográfico da região do tórax do RANDO. Tabela 1. Espessura de tecidos do RANDO obtidos pelo algoritmo e apresentados na literatura Tecido Pulmonar Mole Ósseo compacto 22 Espessura do tecido algoritmo literatura (mm) (mm) 51,69 50 72,96 74 13,33 17 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):19-22. tecido mole e adiposo (resina epóxi), entre -60 e -30 e para tecido ósseo, entre 100 e 40013. A quantificação dos materiais constituintes do fantoma antropomórfico feita pelo algoritmo, apresentada na Tabela 1, confrontada com os dados da literatura mostram que a maior diferença encontrada foi de 21,6% para o tecido ósseo. Entretanto, a literatura mostra que variações de até 30% em espessura óssea não influenciam de forma significativa na qualidade da imagem radiográfica. Dessa forma, o algoritmo desenvolvido nesse estudo pode ser considerado apropriado para a distinção e quantificação dos tecidos biológicos encontrados no livre caminho médio do feixe de raios X, na região do tórax de pacientes pediátricos. Agradecimentos Ao apoio financeiro da Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de São Paulo (FAPESP). Referências 1. Homolka P, Gahleitner A, Prokop M, Nowotny R. Optimization of the composition of phantom materials for computed tomography. Phys Med Biol. 2002;47(16):2907-16. 2. Pina DR, Duarte SB, Ghilardi Netto T, Trad CS, Brochi MA, de Oliveira SC. Optimization of standard patient radiographic images for chest, skull and pelvis exams in conventional x-ray equipment. Phys Med Biol. 2004;49(14):N215-26. 3. White DR. The formulation of tissue substitute materials using basic interaction data. Phys Med Biol. 1997;22(5):889-99. 4. Pina DR, Duarte SB, Morceli J, Ghilardi Netto T. Development of phantom for radiographic image optimization of standard patient in the lateral view of chest and skull examination. Appl Radiat Isot. 2006;64(12):1623-30. 5. Oliveira DAB, Albuquerque MP, Macedo MMG, Pina DR, Duarte SB. Calibração de aparelhos de raio–x em imagens de tomografia de crânio e tórax. Proceedings of the: CMNE/CILAMCE, APMTAC, Portugal; 2007. 6. Kalinin M, Raicu DS, Furst JD, Channin DS. A classification approach for anatomical regions segmentation. Proceedings of the IEEE Int. Conf. on Image Processing; 2005. 7. Susomboon R, Raicu DS, Furst J. Pixel-based texture classification of tissues in computed tomography. Proceedings DePaul CTI Research Symposium; 2006. 8. Shrinidhi N, Haynor DR, Wang Y, Jorgenson DB, Bardy GH, Kim Y. An efficient tissue classifier for building patient - specific finite element models from X-ray CT Images. IEEE Trans Biomed Eng. 1996;43(3):333-7. 9. Gray JE, Winkler NT, Stears J, Frank ED. Quality control in diagnostic imaging. Baltimore University: Park Press; 1983. 10. Goodenough DJ, Stockham C, inventors; Columbia Scientific Inc., assignee. Quantitative computed tomography system. US patent 5068788; 1991. 11. Jessen KA, Shrimpton PC, Geleijns J, Panzer W, Tosi G. Dosimetry for optimisation of patient protection in computed tomography. Appl Radiat Isot. 1999;50:165-72. 12. Romeny BMH, Almsick MA. Rapid prototyping of biomedical image analysis applications with Mathematica. [cited 2010 Aug 3]. MEDICON: IschiaNaples; 2004. Available from: http://yp.bmt.tue.nl/pdfs/4390.pdf 13. Shrimpton PC, Wall BF, Fisher ES. The tissue-equivalence of the Alderson Rando anthropomorphic phantom for x-rays of diagnostic qualities. Phys Med Biol. 1981;26(1):133-9. 14. Troiano M. Visualização de regiões de ativação cerebral por FMRI sobre volumes multimodais. [dissertação]. Paraná: Universidade Federal do Paraná; 2004. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):23-5. Determinação do espectro de raios X a partir da curva de transmissão para um equipamento de radiografia dentária Determination of X-ray spectrum from transmission curve for a dental radiography equipment Gustavo S. P. Pamplona, Alessandro M. Costa Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo (USP) – Ribeirão Preto (SP), Brasil. Resumo A medição direta do espectro de um feixe de raios X por algum método espectroscópico é relativamente cara, demorada e exige considerável qualificação. O espectro pode ser alternativamente derivado por um método indireto a partir da medição da curva de transmissão do feixe de raios X e da utilização de transformadas de Laplace. O objetivo deste trabalho foi a aplicação de um método indireto que utiliza um modelo espectral baseado em um par de transformadas de Laplace para obter o espectro de raios X para um equipamento de radiografia dentária. O modelo espectral foi aplicado utilizando uma curva de transmissão medida e o espectro derivado mostra uma boa concordância com dados experimentais, mostrando o valor da análise da curva de transmissão em comparação com métodos espectroscópicos uma vez que os dados de transmissão podem ser obtidos com comparativa facilidade. Palavras-chave: radiologia; espectrometria por raios X; equipamentos odontológicos. Abstract The direct measurement of the spectrum of an X-ray beam by some spectroscopic method is relatively expensive, time consuming and require considerable expertise. Spectrum can be alternatively derived by an indirect method from measurement of transmission curve of the X-ray beam and the use of Laplace transforms. The objective of this work was the application of an indirect method that use a spectral model based on a pair of Laplace transforms to derive the X-ray spectrum for a dental radiography equipment. The spectral model was applied using a measured transmission curve and the derived spectrum show good agreement with experimental data, showing the value of the analysis of attenuation curves beside spectroscopic methods since the transmission data can be obtained with comparative ease. Keywords: radiology; x-ray emission spectrometry; dental equipment. Introdução A qualidade da radiação de um feixe de raios X pode ser completamente caracterizada pelo seu espectro. Os espectros podem ser medidos diretamente utilizando métodos espectroscópicos. No entanto, estes métodos são relativamente caros, demandam muito tempo para serem realizados e requerem considerável qualificação. Alternativamente os espectros podem ser derivados por métodos indiretos como, por exemplo, a partir da curva de transmissão do feixe de raios X e a utilização de transformadas de Laplace1-4. O objetivo deste trabalho foi a aplicação de um método indireto que utiliza um modelo espectral baseado em um par de transformadas de Laplace para determinar o espectro de raios X de um equipamento de radiografia dentária a partir da curva de atenuação medida experimentalmente. Material e métodos O kerma no ar K para um feixe de raios X é normalmente expresso pela equação ∞ K = ∫Φ E E 0 μtr ( E ) dE , ρ (1) em que FE é a distribuição em energia de fluência e mtr/r é o coeficiente de transferência de energia em massa do ar para fótons de energia E. Correspondência: Gustavo Santo Pedro Pamplona ou Alessandro Martins da Costa – Avenida Bandeirantes, 3.900 – CEP 14040-901 – Vila Monte Alegre – Ribeirão Preto (SP) – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 23 Pamplona GSP, Costa AM Se um feixe estreito é atenuado com um material de espessura em massa d, a distribuição em energia de fluência se torna Φ E ( d) = Φ E (0) e−μ md, (2) em que mm é o coeficiente de atenuação em massa do material atenuador. O kerma no ar se torna uma função de d e é dado pela equação ∞ K (d ) = ∫Φ E (0) E 0 μ tr (E ) e−μ mddE . ρ (3) A transmissão relativa T(d) é definida como a razão entre o kerma no ar total do feixe atenuado, K(d), e o kerma no ar total do feixe não atenuado, K(0): K (d ) . K (0) T (d) = (4) Seja μ tr (E ) ρ . K (0) Φ E (0) E F (E ) = (5) Então, a partir das equações (3), (4) e (5), d μm . dE (12) Neste trabalho, é assumido que a curva de transmissão é representada pelo modelo matemático proposto por Greening1: T (d) = a − b( e d+a d +a − a ) T (d ) = ∫ F ( E ) e−μ md dE . (6) 0 F(E)dE é a fração de K(0) que é devida aos fótons de energia entre E e E+dE. Mudando a variável de integração de E para mm e colocando ⎛ dE ⎞ F (E) ⎜ − ⎟ = f ( μm), ⎝ d μm ⎠ (7) a equação (6) se torna ∞ T ( d) = ∫ f ( μm) e− μmd d μm. (8) 0 Nesta mudança de variável é assumido que mm é uma função diferenciável e monotonicamente decrescente de E; mm→0 quando E→∞ e mm→∞ quando E→0. A definição de uma transformada de Laplace é5: ∞ £ [f (t ) ] = F (s) = ∫ f ( t) e−st dt . (9) 0 Então, a curva de transmissão de um feixe de raios X pode ser descrita como uma transformada de Laplace: T(d) = £[f(μm)]. (10) Se a curva de transmissão é conhecida, f(mm) é determinada pela transformada de Laplace inversa, f(μm)= £1[T(d)], e o espectro F(E) derivado dela como Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):23-5. (11) e−μmd , (13) 0 0 em que a e b são parâmetros a serem ajustados e μ m é o coeficiente de atenuação em massa do material atenuador para a energia máxima do espectro. A transformada de Laplace inversa correspondente à equação (13) é b a −( μ − μ0 ) a − a e f ( a, b, μm ) = π m 3 m b2 4( μm − μ0m) . (14) ( μm − μ m0 ) Os parâmetros a e b para a curva de transmissão foram obtidos a partir de um ajuste não linear a estes dados utilizando a equação (13). Os parâmetros de ajuste a e b foram aplicados ao modelo matemático dado pela equação (14) para determinar o espectro de kerma no ar aproximado: b a −( μm −μ 0m) a − ∞ 24 F ( E ) = − f ( μm) F (E) = a e π 3 b2 4( μm − μ 0m) ( μm − μ m0 ) ⎛ d μm ⎞. ⎜− ⎟ ⎝ dE ⎠ (15) O material atenuador utilizado neste trabalho foi o alumínio. Uma equação empírica6 foi utilizada para reproduzir os coeficientes de atenuação em massa do alumínio dados por Hubbell e Seltzer7 e para calcular os valores de dμm/dE. Foi utilizado um equipamento de radiografia dentária Dabi Atlante, modelo Spectro 70X que opera em 70 kV. A curva de atenuação foi medida utilizando-se placas de alumínio puro (99,99%) com espessuras de 0,5 mm (2 placas) e 1,0 mm (3 placas) e um medidor multipropósito PTW-Freiburg modelo Diavolt Multi. Mediu-se também a tensão no tubo utilizando-se este mesmo medidor. Resultados A Figura 1 mostra a curva de transmissão medida para o alumínio. Os círculos representam os pontos experimentais e a linha é o resultado do ajuste não linear aos pontos experimentais utilizando a equação (13). A Figura 2 mostra o espectro de raios X do equipamento de radiografia dentária, determinado a partir da curva de atenuação (círculos). Na mesma figura é mostrado um espectro medido diretamente por Ankerhold8 utilizando um detector de germânio (triângulos). Esse espectro corresponde à qualidade de radiação RQR-5 definida pela International Electrotechnical Commission9 e foi colocado na Figura 2 para comparação. A International Electrotechnical Commission define cada qualidade de Determinação do espectro de raios X a partir da curva de transmissão para um equipamento de radiografia dentária Figura 1. Curva de transmissão medida para o alumínio. radiação de radiodiagnóstico pela primeira camada semiredutora e por uma dada tensão aproximada no tubo de raios X. Assim, a qualidade de radiação RQR-5 foi utilizada para comparação, pois é definida pela tensão no tubo de raios X de 70 kV e pela primeira camada semi-redutora de 2,58 mm de alumínio, aproximadamente os mesmos valores medidos para o equipamento de radiografia dentária utilizado neste trabalho, isto é, uma tensão 71,1 kV e uma primeira camada semi-redutora de 2,66 mm de alumínio. Figura 2. Espectros de raios X determinado a partir da curva de transmissão medida para o equipamento de radiografia dentária utilizado neste trabalho (¡) e espectro de raios X medido diretamente em um outro equipamento para a qualidade de radiação RQR-5 (Δ). (MCT), ao Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq) e ao Instituto Nacional de Ciência e Tecnologia (INCT) em Metrologia das Radiações na Medicina pelo apoio financeiro. Discussão e conclusões Referências Como pode ser visto na Figura 1, a equação (13) representa com boa qualidade a curva de transmissão medida. O maior desvio entre transmissão relativa medida e calculada é de aproximadamente 2,0%. A comparação entre os dois espectros na Figura 2 sugere que o espectro determinado a partir da curva de transmissão é uma boa aproximação principalmente com relação à sua forma. Esse espectro aproximado pode ser utilizado para calcular grandezas dosimétricas ou radiométricas e pode ser útil na otimização da qualidade da imagem radiográfica e na redução de dose no paciente em radiografias dentárias. A análise da curva de transmissão em comparação com os métodos espectroscópicos é uma boa alternativa uma vez que a curva de transmissão pode ser obtida com comparativa facilidade. 1. Greening JR. The determination of x-ray wavelength distributions from absorption data. P Phys Soc Lond A. 1950;63(371):1227-34. 2. Archer BR, Wagner LK. A Laplace transform pair model for spectral reconstruction. Med Phys. 1982;9(6):844-47. 3. Delgado V. Determination of x-ray spectra from attenuation data by imposing a priori positiveness and bounded support: theory and experimental validation. Med Phys. 2007;34(3):994-1006. 4. Delgado V. Determination of x-ray spectra from Al attenuation data by imposing a priori physical features of the spectrum: theory and experimental validation. Med Phys. 2009;36(1):142-8. 5. McCollum PA, Brown BF. Laplace transform tables and theorems. New York: Holt, Rinehart and Winston; 1965. 6. Fewell TR, Shuping RE. Photon energy distribution of some typical diagnostic x-ray beams. Med Phys. 1977;4(3):187-97. 7. Hubbell JH, Seltzer SM. Tables of x-ray mass attenuation coefficients and mass energy-absorption coefficients (version 1.4). [Online] Available from: http://physics.nist.gov/xaamdi [cited 2009, July 15]. National Institute of Standards and Technology, Gaithersburg, MD; 2004. 8. Ankerhold U. Catalogue of x-ray spectra and their characteristc data – ISO and DIN radiation qualities, therapy and diagnostic radiation qualities, unfiltered x-ray spectra. PTB-Report Dos-34; 2000. 9. International Electrotechnical Commission. IEC 61267: Medical diagnostic X-ray equipment – radiation conditions for use in the determination of characteristics. Geneva; 2005. Agradecimentos À Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de São Paulo (FAPESP), ao Ministério da Ciência e Tecnologia Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):23-5. 25 Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):27-30. Estudo do desempenho de monitores LCD em radiologia com imagem digital Study of performance of LCD display devices in radiology with digital imaging Leandro D. Ribeiro, Tânia A. C. Furquim Instituto de Eletrotécnica e Energia da Universidade de São Paulo (USP) – São Paulo (SP), Brasil. Resumo O desempenho de monitores tem grande importância na qualidade da imagem de sistemas radiográficos digitais. Em ambientes sem filmes, tornouse necessário implementar testes de aceitação e controle de qualidade em monitores usados para interpretação de imagens médicas. O objetivo deste estudo foi comparar o desempenho de cinco monitores comerciais de cristal líquido (LCD): quatro de classe primária (3 MP e 5 MP) e um de classe secundária (1,24 MP). Esses testes foram executados seguindo recomendações da publicação AAPM Report 03. A avaliação das imagens padrão considerou os seguintes parâmetros: distorções geométricas, uniformidade e resposta da luminância, contraste, reflexões, resolução e ruído. Os resultados indicam que há pouca diferença de desempenho entre os monitores primários. No entanto, o monitor Eizo 3 MP mostrou superioridade de resposta à luminância máxima e, mostrou-se similar em resolução aos de 5 MP avaliados. O monitor de classe secundária mostrou resposta inferior aos de classe primária, nos parâmetros: luminância máxima, resolução, ruído e reflexão. Essas medidas formam um passo necessário para caracterizar um monitor e decidir que monitor tem o melhor comportamento para cada aplicação médica. Os monitores que estão em uso clínico (classe primária) devem ser avaliados com frequência para garantir que mantenham um nível mínimo de desempenho. Palavras-chave: radiologia; instrumentação; controle de qualidade; diagnóstico por imagem. Abstract The performance of display devices plays a significant role in the overall image quality of a digital radiographic system. Then, in a filmless environment it is necessary to implement acceptance and constancy tests on display devices used for interpretation of medical images. The objective of this study was to compare the performance of the five different commercial liquid crystal displays (LCD): four primary class (3 MP and 5 MP) and a secondary class (1,24 MP). These tests were executed following AAPM Report 03. The evaluation of test pattern considered these parameters: geometric distortions, luminance uniformity and response, contrast, reflections, resolution, and noise. The results indicated that the differences among the four primary class displays devices are small. Nonetheless, Eizo 3 MP showed superiority over all the others in maximum luminance and resolution similar to 5 MP displays. The secondary class showed reduced response compared with primary class in maximum luminance, resolution, noise and reflection. These measurements form a necessary step to characterizing a display device and decided what display device had a optimal behavior to each medical application. Displays devices that are in clinical (primary class) use should be evaluated on a regular basis to assurance that they maintain a minimum performance level. Keywords: radiology, instrumentation, quality control, diagnostic imaging. Introdução A qualidade da imagem pode ser afetada por diversos fatores, começando com os dispositivos e processos de aquisição e incluindo a maneira como essas imagens são mostradas. Em radiologia digital, as funções de aquisição e visualização das imagens são completamente separadas tal que a avaliação e otimização da qualidade da imagem devem ocorrer nestes dois pontos do processo da obtenção da imagem. A análise desta qualidade também depende do tipo de imagem que se quer obter, da modalidade a que se destina, uma vez que a radiografia digital se destina a diversos tipos de diagnóstico, como tórax, genitourirário, esqueleto, mamografia entre outros. Mas, há parâmetros básicos da qualidade da imagem que devem ser mantidos e aplicados a todos os exames diagnósticos1. Assim, o desenvolvimento de estudos que mostrassem a qualidade dos monitores na obtenção de diagnóstico tornou-se necessário. Como em cada etapa desta cadeia, Correspondência: Leandro D. Ribeiro – Instituto de Eletrotécnica e Energia da Universidade de São Paulo – Avenida Professor Luciano Gualberto, 1289 – Cidade Universitária – CEP 05508-010 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 27 Ribeiro LD, Furquim TAC devem-se executar testes de aceitação e de qualidade em monitores utilizados para interpretação de imagens médicas. Os monitores devem fornecer imagem com densidade adequada de pixels para visualização de toda a imagem com detalhe espacial suficiente em uma distância de visualização normal de cerca de 30 a 60 cm. Com base na necessidade de se avaliar os monitores para diagnóstico nas mais diversas aplicações radiológicas, este trabalho implementou os procedimentos do AAPM Report 032 em vários monitores a fim de definir suas propriedades antes de adotá-los para alguma modalidade de imagem específica. Materiais e métodos Avaliaram-se cinco estações de trabalho com monitores de três marcas distintas instalados no início de 2009 no Instituto do Câncer da Secretaria da Saúde do Estado de São Paulo (ICESP). Destes, dois conjuntos de monitores de 3 mega pixels (MP) e dois conjuntos de 5 MP eram monitores de classe primária (dedicados a laudos médicos) e um de 1,24 MP de classe secundária (monitor comum, não dedicado). Os testes foram desenvolvidos de acordo com as especificações da publicação AAPM Report 03. Os parâmetros analisados foram: distorção geométrica, reflexão, uniformidade e resposta de luminância, resposta de contraste, resolução, ruído e velamento por reflexão interna. Estes parâmetros e a forma de execução foram escolhidos de acordo com as especificidades de uso dos monitores de laudo do departamento de radiologia. Com o auxílio de imagens padrão gravadas no PACS, os testes eram realizados visualmente ou através de medições de luminância com um fotômetro, dependendo da característica Figura 1. O padrão TG18-QC apresenta estruturas onde podem ser avaliados vários aspectos da imagem, dentre eles resolução contraste 28 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):27-30. em estudo. Em seguida são apresentados brevemente os procedimentos utilizados para testar cada parâmetro. Distorção geométrica O teste de distorção geométrica é sugerido pelo report para ser executado somente em monitores de tubo de raios catódicos, já que monitores de cristal líquido (LCD) têm matriz fixa e não deformam a imagem. Porém, neste trabalho, esse teste foi realizado para verificar a proporção das imagens, ou seja, se o monitor exibia imagens achatadas, o que pode ocorrer caso a resolução não esteja corretamente configurada na placa de vídeo. Este teste é feito utilizando-se a imagem padrão de teste TG18-QC (Figura 1) medindo regiões conhecidamente quadradas com uma régua flexível. A variação entre as medidas horizontal e vertical não pode exceder 2%. Uniformidade da luminância O teste de uniformidade da luminância verifica se há regiões da tela onde a intensidade luminosa varia para um mesmo tom de cinza. Para tanto, foram utilizadas as imagens padrões de teste TG18-UNL80 (80% da luminância máxima) e TG18UNL10 (10% da luminância máxima). Com um fotômetro, medem-se as regiões das quatro bordas e do centro, sendo que essas medidas não podem variar em mais de 30%. Resposta de luminância e contraste O teste de resposta de luminância e contraste indica se a luminância máxima (Lmáx) do monitor é suficiente para visualização de imagens médicas (Lmáx deve ser maior que 170 cd/m2) e se o nível de contraste está de acordo com o padrão DICOM GSDF (Nema PS 3.14-20073), além de verificar, no caso de estações de trabalho com duas telas, a variação da luminância máxima entre elas, que não pode ser maior que 10%. À relação entre as luminâncias máxima e mínima atribui-se o parâmetro resposta de contraste (RC), o qual não pode ser < 250. Essa verificação é feita medindo-se com um fotômetro a luminância dos 18 níveis de cinza dos padrões de teste TG18-LN (Figura 2). A avaliação é feita em gráficos que relacionam a luminância e a variação da luminância (nível de contraste) com o índice JND (just noticeable difference - Nema PS 3.14-2007). Ambas as curvas não podem exceder o limite de 10% de diferença em relação ao padrão DICOM GSDF. Reflexão Existem dois tipos de reflexão que podem ser verificadas na tela de um monitor: a reflexão difusa e a especular. Ambas diminuem o contraste da imagem e são avaliadas com o monitor desligado. Para a reflexão difusa, mede-se a luminância da tela do monitor desligado com um fotômetro encostado à tela. Convencionou-se chamar essa medida de luminância ambiente (Lamb), a qual não pode ser maior que 2/3 do valor de luminância mínima do monitor. Estudo do desempenho de monitores LCD em radiologia com imagem digital No teste de reflexão especular, verifica-se se há algum objeto iluminado refletindo na tela desligada e, havendo, verifica-se visualmente se este objeto afeta o contraste do padrão de teste TG18-AD. Resolução O teste de resolução verifica a capacidade de o monitor mostrar a menor estrutura possível de uma imagem. Para tanto, verifica-se o aspecto da imagem padrão de teste TG18-CX (Figura 3), que apresenta elementos do tamanho do pixel do monitor. Garantindo que a imagem esteja sendo visualizada em 100% de seu tamanho, usa-se uma lupa para analisar as pequenas estruturas comparando seu aspecto com os padrões numerados que estão relacionados com a tabela de RAR (resolution-addressability ratio), que não pode ser maior que 1,15. A B C Figura 2. Padrões de teste de luminância TG18-LN8-01; (a) TG18-LN8-09; (b) e TG18-LN8-18; (c) que apresentam incrementos iguais de valores de luminância dos pixels cobrindo toda faixa de escala de cinzas. Ruído O teste de ruído analisa se existem artefatos ou pixels defeituosos que possam comprometer a visualização de estruturas pequenas e com baixo nível de contraste na imagem. Através da imagem padrão de teste TG18-AFC visualizada em seu tamanho natural, deve-se analisar se as estruturas em cada quadrante são visíveis. O padrão de teste apresenta pontos que variam em tamanho (2, 3, 4 e 6 pixels) e nível de contraste de quadrante para quadrante da imagem. A publicação AAPM Report 03 pede que pelo menos três dos quadrantes tenham todos os pontos visíveis. Reflexão interna Monitores apresentam um suporte de vidro ou acrílico sobre a camada fosforescente ou o cristal líquido. Esse suporte pode apresentar reflexões internas que podem prejudicar a visualização de estruturas escuras próximas de grandes áreas claras da imagem. Para o teste de reflexão interna são utilizadas duas imagens padrões de teste: o padrão TG18-GV consiste de um disco branco sobre um fundo negro; este disco, por sua vez, apresenta um pequeno disco negro onde temos cinco estruturas de baixo contraste; o padrão TG18-GVN tem as mesmas estruturas de baixo contraste, porém não apresenta o disco branco. Primeiro verifica-se se as estruturas são visíveis no padrão TG18-GVN e depois quantas das estruturas ainda são visíveis no padrão TG18-GV, sendo que essa visualização deve ser feita com o uso de uma máscara que cubra completamente a região clara da imagem para evitar a adaptação natural do olho, o que pode comprometer o teste. No padrão TG18-GV devem ser visualizadas no mínimo três estruturas de baixo contraste. Resultados A maioria dos testes realizados tem caráter relativo, não gerando valores absolutos; portanto, os resultados de interesse neste trabalho são quanto à conformidade ou não com a publicação AAPM Report 03 em cada parâmetro testado. Figura 3. Padrão de teste para resolução TG18-CX. Os valores medidos nesse teste de aceitação serão usados como linha de base no programa de controle de qualidade a ser executado posteriormente. A seguir, na Tabela 1, são apresentados os resultados para cada teste. Discussão Monitores de classe primária são utilizados para a interpretação de imagens médicas e são normalmente utilizados em determinadas especialidades médicas. Monitores de classe secundária são utilizados para a visualização de imagens médicas que não tenham como fim a interpretação médica. Nessa classe de monitores estão também as estações de trabalho de sistemas digitais onde as imagens são ajustadas antes de serem enviadas para o PACS ou impressora. Como o uso dos monitores de classe secundária não exige tanta fidelidade na apresentação das imagens, Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):27-30. 29 Ribeiro LD, Furquim TAC Tabela 1. Resultados de cada parâmetro testado divididos entre os cinco modelos de monitores avaliados, sendo que os limites se referem a monitores de classe primária e os limites entre parênteses se referem a monitores de classe secundária (quando diferentes do primeiro). Teste Distorção geométrica Uniformidade de luminância Resposta de luminância e Contraste Limites Resultados Eizo 3 MP Barco 3 MP AOC 1,24 MP ≤ 2% (≤ 5%) Não-uniformidade maior que 30%. Lmáx ≥ 170 cd/m2 (≥ 100 cd/m2) 283 cd/m2 Resposta de Contraste ≥ 250 (≥ 100) 570 Reflexão Resolução Ruído Reflexão interna Variação em relação ao padrão DICOM GSDF ≤ 10% (≤ 20%) Luminância ambiente ≤ 2/3 da luminância mínima 0 ≤ Cx ≤ 4 (0 ≤ Cx ≤ 6). Alvos de 3, 4 e 6 pixels visíveis (alvos de 6 e 4 pixels visíveis) 3 ou mais alvos visíveis (1 ou mais alvos visíveis) Barco 5 MP Todos os monitores apresentaram 0% de distorção Não-uniformidade ≤ 30% Variação entre monitores ≤ 10% Eizo 5MP Não-aplicável Todos os monitores dedicados apresentaram não uniformidade inferior a 20% 1130 cd/m2 760 cd/m2 780 cd/m2 835 cd/m2 500 660 400 630 Nenhum dos conjuntos de monitores dedicados apresentou variação maior que 5% Nenhum dos monitores apresentou não-conformidade Nenhuma estação de trabalho apresentou não-conformidade Cx = 1 Todos os alvos de 4 e 6 pixels visíveis e 86% dos alvos de 3 pixels visíveis. 1 alvo visível Cx = 0 Cx = 1 Cx = 0 Cx = 0 Todos os monitores dedicados apresentaram alvos de 3, 4 e 6 pixels visíveis Em todos os monitores dedicados eram visíveis 5 alvos Cx: Parâmetro do dispositivo de teste TG18-CX para avaliar resolução como é o caso dos de classe primária, os limites exigidos para estes monitores são menos restritivos. Os resultados mostram que os monitores de classe primária apresentam resultados bastante superiores aos de classe secundária. A luminância máxima de um monitor secundário chega a apenas 37% do pior resultado dos monitores primários além de apresentar maior nível de ruído e muito mais reflexão. Quando se compara o desempenho entre os próprios monitores primários, percebe-se que o monior Eizo 3 MP chega a ter luminância máxima de até 68 % a mais que os demais, porém isso não o leva a apresentar o melhor contraste. Com relação a ruído, não há uma distinção perceptível entre eles. Uma vez que possuem matrizes diferentes, o resultado de resolução mostra que o monitor Eizo 3 MP apresenta o mesmo resultado que os de 5 MP, podendo assim ser utilizado em muitas especialidades que necessitam de maior resolução, apesar de que estes testes têm caráter subjetivo, necessitando de implementação de um teste que apresente um valor absoluto para que esta afirmação possa ser feita com maior rigor. Conclusão Os resultados indicam que há pouca diferença de desempenho entre os monitores primários. No entanto, o monitor Eizo 3 MP mostrou superioridade de resposta à 30 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):27-30. luminância máxima e, mostrou-se similar em resolução aos de 5 MP avaliados. O motivo desta similaridade pode ser a baixa sensibilidade do testes a diferenças pequenas entre características de monitores de mesma classe, sendo necessária, por tanto, a implementação de testes que apresentem valores absolutos das características dos equipamentos. O monitor de classe secundária mostrou resposta inferior aos de classe primária, nos parâmetros: luminância máxima, resolução, ruído e reflexão. Essas medidas formam um passo necessário para caracterizar um monitor e decidir que monitor tem o melhor comportamento para cada aplicação médica. Os monitores que estão em uso clínico (classe primária) devem ser avaliados com frequência para garantir que mantenham um nível mínimo de desempenho. Referências 1. Krupinski EA, Williams MB, Andriole K, Strauss KJ, Applegate K, Wyatt M, et al. Digital radiography image quality: image processing and display. J Am Coll Radiol. 2007;4(6):389-400. 2. Samei E, Badano A, Chakraborty D,Compton K, Cornelius C, Corrigan K, et al. Assessment of display performance for medical imaging systems: Executive summary of AAPM TG18 report. Med Phys. 2005;32(4):1205-25. 3. National Electrical Manufacturers Association. Digital Imaging and Communications in Medicine (DICOM) Part 14: Grayscale Standard Display Function. PS 3.14-2000. Rosslyn, VA: National Electrical Manufacturers Association; 2001. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):31-3. Uso da biblioteca para baixas energias no programa GATE: avaliação sobre o coeficiente de atenuação mássico efetivo Validation of use of the low energies library in the GATE program: assessment of the effective mass attenuation coefficient Jackson Argenta1, Gabriela Hoff2, Cláudia R. Brambilla1, Ana Maria Marques da Silva1 Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul (PUC-RS); Núcleo de Pesquisa em Imagens Médicas da Faculdade de Física – Porto Alegre (RS), Brasil. 2 PUC-RS; Grupo de Experimentação e Simulação Computacional em Física Médica da Faculdade de Física – Porto Alegre (RS), Brasil. 1 Resumo O programa Geant4 application for emission tomography (GATE) é uma ferramenta versátil para simulações de imagens de medicina nuclear, como SPECT e PET. O GATE se beneficia das bibliotecas de processos físicos, da descrição de geometria dos detectores, do rastreamento de partículas através de materiais, da configuração de resposta de detectores e das ferramentas de visualização oferecidas pelo GEANT4. Uma das bibliotecas utilizadas para simular as interações eletromagnéticas no GATE é a low energy electromagnetic processes (LEP). O objetivo deste trabalho foi verificar o uso da biblioteca LEP pelo GATE (versão 4.0) nas simulações de barreiras em Medicina Nuclear. Foram realizadas simulações envolvendo uma fonte pontual monodirecional e monoenergética emitindo fótons de 140 keV por meio de barreiras de espessuras variáveis de água e chumbo. Os resultados mostraram concordância com o modelo teórico, indicando que o GATE utiliza corretamente a biblioteca LEP. Palavras-chave: simulação por computador; radiação; método de Monte Carlo. Abstract Geant4 Application for Emission Tomography program (GATE) is a versatile toolkit for nuclear medicine simulations of SPECT and PET studies. GATE takes advantage of well-validated libraries of physics processes models, geometry description, tracking of particles through materials, response of detector and visualization tools offered by Geant4 (version 4.0). One package available to simulate electromagnetic interactions is low energy electromagnetic processes (LEP). The purpose of this work was to evaluate the LEP package used by GATE 4 for nuclear medicine shielding simulations. Several simulations were made involving a monodirectional and 140 keV monoenergetic point source beam, passing through barriers of variable thickness of water and lead. The results showed good agreement with the theoretical model, indicating that GATE 4 uses correctly the LEP package. Keywords: computer simulation; radiation; Monte Carlo method. Introdução Simulações utilizando o método de Monte Carlo (MC) têm sido amplamente utilizadas em estudos para tomografia por emissão de pósitrons (PET) e tomografia computadorizada por emissão de fótons (SPECT)1. O programa GATE - versão 4.0 (Geant4 application for emission tomography) combina as vantagens da ferramenta Geant4 (Geometry and Tracking 4)2, com ferramentas computacionais dedicadas para imagens de medicina nuclear, como cintilografia plana, SPECT e PET3,4. Para simular processos eletromagnéticos no GATE, duas bibliotecas estão disponíveis: Standard energy electromagnetic processes (SEP) e low energy electromagnetic processes (LEP). Com a biblioteca SEP é possível simular interações de absorção fotoelétrica e espalhamento Compton com energias acima de 10 keV. A atual versão do pacote LEP permite que os processos sejam simulados com energias a partir de 250 eV estendendo-se até 100 GeV, cobrindo os elementos com número atômico (Z) de 1 a 99. Todos os processos envolvem duas fases distintas: o cálculo da secção de choque total e a geração do estado Correspondência: Ana Maria Marques da Silva – Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul – Faculdade de Física – Avenida Ipiranga, 6681, Pr. 10 – CEP 90619-900 – Porto Alegre (RS), Brasil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 31 Argenta J, Hoff G, Brambilla CR, Silva AMM final. Os dados utilizados para a determinação das seções de choque e para a amostragem do estado final são extraídos de um conjunto de dados distribuído livremente5: evaluated photons data library (EPDL97), evaluated electrons data library (EEDL), evaluated atomic data library (EADL), dados do poder de freamento e valores das bandas de energia baseados nos dados de Scofield6. O objetivo deste trabalho foi verificar o uso da biblioteca LEP pelo GATE (versão 4) na simulação de materiais utilizados em barreiras de diferentes espessuras. Materiais e métodos Foram realizadas simulações de MC no programa GATE, utilizando uma fonte pontual, monoenergética, posicionada a 20 cm do centro do mundo, com atividade de 0.1 GBq, emitindo fótons gama de 140 keV (Tc99m) em uma única direção. O mundo foi definido com dimensões 700 x 700 x 700 cm3, preenchido por vácuo. Uma barreira de dimensões 200 x 200 cm2 foi posta no centro do mundo. O material escolhido para a barreira foi água e a espessura variou de 2 cm a 20 cm em passos de 2 cm (Figura 1). Os fótons que atravessaram a barreira foram coletados de três formas; cada uma utilizando um detector, de NaI(Tl) diferente, posicionado a 40 cm da fonte pontual. As características dos detectores são mostradas na Tabela 1. A mesma simulação foi feita definindo o material da barreira como chumbo, com a espessura variando de 0,02 cm a 0,20 cm em passos de 0,02 cm. Os processos físicos envolvendo interações gama (efeito fotoelétrico, espalhamento Compton e espalhamento Rayleigh) foram modelados usando a biblioteca LEP. Ao todo foram realizadas 60 (sessenta) simulações na versão 4 do GATE, sendo o tempo computacional total gasto aproximadamente de 480 h utilizando uma CPU Pentium Intel Xeon 1.60 GHz Quad-core 64-bit. Resultados Figura 1. Geometria do sistema simulado. Tabela 1. Característica dos detectores. Janela de energia centrada em 140 keV. Detector DetP DetP2 DetG Dimensões (cm) X Y Z 1 1 699 1 1 699 0.95 0.95 0.95 Janela de Energia (keV) Limite Limite Inferior superior 133 147 1 200 1 200 Através do número de fótons coletados e da espessura da barreira, o coeficiente de atenuação mássico efetivo foi calculado pela Equação 1: I = Io e –[(µ/ρ).x.ρ] (1) onde x é a espessura da barreira, µ/ρ é o coeficiente de atenuação mássico efetivo (cm2/g), ρ é a densidade do material, I é o número de fótons coletados e Io é o total de fótons emitidos pela fonte. O valor de Io foi obtido com uma simulação do sistema sem barreira, para cada detector. Os resultados são apresentados nas Figuras 2 e 3. Devido ao grande número de dados gerados não foi possível construir o espectro de energia dos fótons coletados para cada simulação. Discussão e conclusões Figura 2. Coeficiente de atenuação mássico efetivo calculado para as espessuras da barreira de água e detectores simulados (0,1530± 0,0001 cm2/g). Para 140 keV, o valor teórico de µ/ρ é 0,154 cm2/g7. 32 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):31-3. A geometria dos detectores DetP2 e DetP, de menor área, favoreceu a coleta dos fótons que não sofreram espalhamento. Isto manteve a energia média do feixe atenuado próxima a 140 keV. Os valores apresentados na Figura 2 e Figura 3 para esses detectores não mostraram diferenças significativas em relação aos valores teóricos de 0,154 cm2/g para água e 2,39 cm2/g para chumbo, para fótons de 140 keV7. Uso da biblioteca para baixas energias no programa GATE: avaliação sobre o coeficiente de atenuação mássico efetivo Devido à grande área do detector DetG, todos os fótons espalhados foram coletados nesta configuração. A Equação 1 exclui qualquer fóton que interage de alguma forma com a barreira. Quando esta equação é utilizada, considerando os dados gerados pelo DetG, o valor calculado do µ/ρ mostra como os fótons espalhados afetam a energia média do feixe atenuado. No caso da barreira de água, de Z igual a 10, efeitos de espalhamento são predominantes, mantendo o valor de µ/ρ baixo. No caso da barreira de chumbo, de Z igual a 82, o efeito fotoelétrico é predominante4. Dessa forma, os valores de µ/ρ tendem a aumentar, porque à medida que a espessura da barreira aumenta, apenas os fótons que não interagem atravessam a barreira e são coletados, fazendo com que a energia média do feixe atenuado aumente. O pacote LEP utiliza os valores de secção de choque obtidos a partir de um grupo de bibliotecas. A secção de choque depende da energia da partícula incidente, da composição do material o tipo de interação sofrida (efeito fotoelétrico, espalhamento Compton e espalhamento Rayleigh). Estas secções de choque parciais são somadas para formar a secção de choque total. A razão entre a secção de choque parcial e a total resulta na probabilidade de uma interação em particular ocorrer. A probabilidade de um fóton com uma energia E sofrer uma absorção fotoelétrica ou um espalhamento quando atravessa uma camada de material Z pode ser expressa quantitativamente em termos do coeficiente de atenuação. Baseado neste fato, os resultados apresentados mostram coerência interna, indicando que o GATE, versão 4, utiliza corretamente a biblioteca LEP, em concordância com os valores teóricos. Agradecimentos Este trabalho teve o apoio do Fondo Regional para La Inovacion Digital de La America Latina y Caribe (FRIDA) e da Financiadora de Estudos e Projetos (FINEP). Figura 3. Coeficiente de atenuação mássico efetivo calculado para as espessuras da barreira de chumbo e detectores simulados (2,3900±0,0004 cm2/g). Para 140 keV, o valor teórico de µ/ρ é 2,39 cm2/g [7]. Referências 1. Zaidi H. Relevance of accurate Monte Carlo modeling in nuclear medical imaging. Med Phys. 1999;26(4):574-608. 2. Agostinelli S, Allison J, Amako K, Apostolaskis H, Araujo H, Arce P. et al. Geant4: A simulation toolkit. 2003. [internet]. [cited 29 jul 2010]. Available from: http://documents.cern.ch/cgi-bin/setlink?base=preprint&categ=cer n&id=it-2002-003. 3. Santin G, Strul D, Lazaro D, Simon L, Krieguer M, Vieira Martins M, et al. GATE, a GEANT4-based simulation platform for PET integrating movement and time management. IEEE Trans Nucl Sci 2003;50:1516-21. 4. Lazaro D, Breton V, Buvat I. Feasibility and value of fully 3D Monte Carlo reconstruction in Single Photon Emission Computed Tomography. Nucl. Instrum. Methods A, 527:195-200, 2004. 5. Buvat I, Castiglioni I. Monte Carlo simulation in SPECT and PET. Q J Nucl Med. 2002;46(1):48-61. 6. Scofield JH. Theoretical photoionization cross sections from 1 to 1500 keV. Lawrence Livermore National Laboratory, Report No. UCRL-51326; 1973. 7. Attix FH. Introduction to Radiological Physics and Radiation Dosimetry. New York: Wiley-VCH;1986. Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):31-3. 33 Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):35-8. Estudo preliminar da distribuição de dose em pacientes com doença de Graves submetidos a exame de captação de iodo131 utilizando simulação Monte Carlo Preliminary study of the distribution of dose in patients with Graves’ disease undergoing examination of uptake of iodine-131 using Monte Carlo simulation Marcelo Schwarcke1, Tatiana Marques1, Clarissa Bornemann2, Patrícia Nicolucci1, Oswaldo Baffa1 Departamento de Física e Matemática da Faculdade de Filosofia Ciências e Letras da Universidade de São Paulo – Ribeirão Preto (SP) Brasil. 2 Serviço de Medicina Nuclear de Santa Maria do Hospital de Caridade Astrogildo de Azevedo – Santa Maria (RS), Brasil. 1 Resumo Pacientes com doença de Graves sofrem de um grande distúrbio hormonal, ocasionando a alteração de seu comportamento na sociedade. Uma das formas de tratar essa doença é a utilização de doses elevadas de iodo-131, sendo necessário que o paciente realize o exame de captação de 131I para realização do cálculo da atividade a ser administrada. Utilizando esses dados da captação e comparando com os dados simulados por meio do código Monte Carlo PENELOPE é possível determinar uma distribuição de dose para a região vizinha à tireoide. Como observado, a diferença entre os valores simulados e os adquiridos experimentalmente foram de 10,36%, caracterizando assim o código de simulação como acurado para a determinação da dose absorvida nos tecidos próximos à tireoide. Palavras-chave: Medicina Nuclear, método de Monte Carlo, Simulação Computacional. Abstract Patients with Graves’ disease have a high hormonal disorder, which causes behavioral changes. One way to treat this disease is the use of high doses of iodine-131, requiring that the patient carries out the examination of 131I uptake to estimate the activity to be administered. Using these data capture and compared with the simulated data using the Monte Carlo code PENELOPE is possible to determine a distribution of dose to the region surrounding the thyroid. As noted the difference between the simulated values and the experimentally obtained were 10.36%, thus showing the code of simulation for accurate determination of absorbed dose in tissue near the thyroid. Keywords: Nuclear Medicine; Monte Carlo method; computer simulation. Introdução Doença de Graves, ou hipertireoidismo, é uma doença patológica caracterizada por grande alteração hormonal. Historicamente, a terapia com iodo-131 é uma maneira de tratar casos extremos da doença1-2. O avanço das pesquisas na dosimetria em Medicina Nuclear vem assegurando o uso dessa modalidade de terapia, resultando em um aumento considerável na utilização do isótopo 131 do Iodo em tratamentos precoces de hipertireoidismo. Um crescente número de mulheres em idade fértil tem se submetido a esse tipo evasivo de tratamento no Brasil e na América do Sul, como reportado na literatura3. Considerando esses índices, metodologias dosimétricas acuradas capazes de mapear as distribuições de dose em tratamentos de tireóide tornam-se altamente necessárias para a garantia da eficiência dessa modalidade de terapia. Um programa de radioproteção combinado a um controle de qualidade do tratamento em Iodoterapia deve Correspondência: Marcelo Schwarcke – Departamento de Física e Matemática da Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo – Avenida dos Bandeirantes, 3900 – Monte Alegre – CEP 14040-901 – Ribeirão Preto (SP), Brasil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 35 Schwarcke M, Marques T, Bornemann C, Nicolucci P, Baffa O aliar cálculos precisos da atividade administrada, conduta restritiva dos profissionais envolvidos e instrução aos pacientes com o mapeamento preciso das distribuições de dose tanto no ambiente de tratamento, como na sala de manipulação contribuindo para a determinação das distribuições de dose in vivo4. A complexidade da dosimetria em Medicina Nuclear reside, principalmente, na administração intravenosa de fontes não seladas e na excreção biológica desse material. O acúmulo de material radioativo em regiões de interesse contribui inevitavelmente para doses em tecido adjacentes vizinhos. Especialmente na região do pescoço, a disposição complexa de estruturas moles e vascularizadas contribui para o aumento da dificuldade desta modalidade de dosimetria. A simulação Monte Carlo aplicada à Medicina Nuclear se apresenta como ferramenta fundamental para a estimativa das distribuições de dose dentro das regiões biológicas de interesse clínico5-7. Com facilidade, é possível considerar o fluxo de material radioativo, quantificando-se, assim, doses de trânsito e de acúmulo. Neste trabalho, é apresentado um estudo preliminar da distribuição de dose na região da tireóide baseado em medidas experimentais obtidas através de contagem externa e simulação Monte Carlo utilizando o código PENELOPE8. Figura 1. Cintilômetro do Serviço de Medicina Nuclear de Santa Maria Material e métodos Para a realização deste trabalho utilizamos medidas in vivo e simulação Monte Carlo. Medidas in vivo As medidas in vivo foram realizadas no Serviço de Medicina Nuclear de Santa Maria, no período de março a agosto de 2009. A Figura 1 apresenta o cintilômetro utilizado no estudo da distribuição de dose absorvida em pacientes submetidos a tratamento com iodo-131. As medidas em pacientes foram realizadas durante o procedimento de captação e posterior cálculo da dose administrada. Simulação Monte Carlo As simulações foram realizadas com o código de simulação Monte Carlo PENELOPE. Para a representação das regiões de interesse, foi utilizado o código de simulação de geometrias quadráticas PENGEOM. A Figura 2 apresenta cortes da representação virtual do volume estudado. Para o estudo simulado foram reproduzidas as mesmas condições experimentais, considerando as secções de choque dos principais tecidos presentes nas principais estruturas do pescoço e adjacências. As simulações foram calibradas correlacionando-se a fluência primária simulada com a atividade do material dentro da tireoide no momento do exame. 36 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):35-8. A B C Figura 2. Geometria utilizada no PENELOPE: (a e b) Visões do pescoço e suas estruturas; (c) Posicionamento do cintilômetro em relação ao pescoço na simulação. Estudo preliminar da distribuição de dose em pacientes com doença de Graves submetidos a exame de captação de iodo-131 utilizando simulação Monte Carlo Resultados Foram analisados 53 pacientes submetidos ao exame de captação de iodo-131, sendo administrada uma atividade média de 15,17MBq. O cintilômetro detectou um valor médio de 1.416.040 contagens, correspondendo a 9,33% do que foi administrado. A situação experimental foi reproduzida computacionalmente, sendo adotado o mesmo valor da atividade para o número de partículas simuladas. Por meio da simulação, foi obtida uma distribuição de dose ao redor da tireóide que pode ser visualizada na Figura 3. O valor de fótons coletados pelo cristal de iodeto de sódio, simulado fora de 1.918.110 fótons que interagiram com o cristal, resultando em 10,36% do número total de fótons simulados. Resultando em uma diferença próxima a 10% entre os valores de captação do cintilador com os mesmos dados simulados pelo código PENELOPE. Foram obtidas ainda as distribuições de dose separadamente para fótons e elétrons como mostra a Figura 4. A Discussão A diferença encontrada entre os valores de captação experimentais e os simulados pode ser atribuída a não completa reprodução das características biológicas do pescoço humano na simulação realizada, uma vez que o pescoço humano apresenta uma grande gama de tecidos que os compõem. Da mesma forma que a tireóide possui uma distribuição no pescoço de forma obliqua e não reta com fora simulado. Entretanto, o grau de coerência entre estes resultados pode ser considerado ainda elevado, quando comparado com outras medidas experimentais presentes na literatura, evidenciando que a extrapolação das distribuições de dose em regiões internas do corpo humano por simulação Monte Carlo sejam adequadas. B C D Figura 3. Distribuição simulada ao redor da tireóide. A legenda da figura representa a porcentagem de dose absorvida. Figura 4. Contribuições em doses separadas para fótons (a e b) e elétrons (c e d). Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):35-8. 37 Schwarcke M, Marques T, Bornemann C, Nicolucci P, Baffa O Conclusões O código de simulação Monte Carlo PENELOPE demonstrou ser uma ferramenta eficaz para a determinação da distribuição de dose próxima à tireoide e em situações de dosimetria externa. Agradecimentos Ao Centro de Instrumentação, Dosimetria e Radioproteção da Universidade de São Paulo (CIDRA-USP), pelo apoio técnico; e ao Serviço de Medicina Nuclear de Santa Maria, pelos dados experimentais; à Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior (CAPES); e ao Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq), pelo apoio financeiro. Referências 1. Wilderman SJ, Gunnett RB, Kearfott KJ, Dewaraja YK. Fast CT/SPECT derived 3D Monte Carlo dose computations for 131 internal emitter therapy, IEEE; 2004. 38 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):35-8. 2. Sgouros G, Kolbert KS, Sheikh A, Pentlow KS, Mun EF, et al. PatientSpecific Dosimetry for 131I Thyroid Cancer Therapy Using 124I PET and 3-Dimensional–Internal Dosimetry (3D–ID) Software, Journal of Nuclear Medicine 2004;45:1366-1372. 3. Siegel JA, Thomas SR, Stubbs JB, Stabin MG, Hays MT, Koral KF, et al. MIRD pamphlet No. 16: Techniques for quantitative radiopharmaceutical biodistribution data acquisition and analysis for use in human radiation dose estimates. J NucI Med. 1999;40(2):37S-61S. 4. Schwarcke M, Marques T, Nicoluci P, Cardoso D, Ferreira N. Evaluation of dose rate of occupational exposure in Nuclear Medicine Service. Medical Physics. 2009;36(6):2452-3. 5. Smith T, Petoussi-Henss N, Zanki M. Coparison of internal radiation doses estimated by MIRD and voxel techniques for a “family” of phantoms”. Eur J Nucl Mes. 2000;27:1387-98. 6. Yoriyaz H, Stabin MG, dos Santos A. Monte Carlo MCNP-4B-Based absorbed dose distribution estimates for patient-specific dosimetry. J Nucl Med. 2001;42(4):662-9. 7. Sgouros G, Kolbert KS, Sheikh A, Pentlow KS, Mun EF, Barth A, et al. Patient-specific dosimetry for 131I thyroid cancer therapy using 124I PET and 3-dimensional-internal dosimetry (3D-ID) software. J Nucl Med. 2004;45(8):1366-72. 8. Salvat F, Fernández-Varea JM, Sempau J. PENELOPE, a code system for Monte Carlo simulation of electron and photon transport. Facultat de Física (ECM). Universitat de Barcelona, Spain; 2006. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):39-43. Espectrometria Compton aplicada à medição de doses em mamografia para combinações W/Mo e Mo/Mo Compton spectrometry applied to dose measurement in mammography for W/Mo and Mo/Mo combinations José N. Almeida Jr1, Ricardo A. Terini2, Silvio B. Herdade3, Tânia A. C. Furquim3 Curso de Física da Pontifícia Universidade Católica (PUC) – São Paulo (SP), Brasil. 2 Departamento de Física da PUC – São Paulo (SP), Brasil. 3 Instituto de Eletrotécnica e Energia da Universidade de São Paulo (USP) – São Paulo (SP), Brasil. 1 Resumo A dose glandular média (DGM) não pode ser medida diretamente em equipamentos mamográficos. Métodos baseados na espectrometria Compton são alternativas para avaliar distribuições de dose em um simulador de mamas, tornando possível a estimativa da DGM. Neste trabalho, um detector de CdTe foi usado para as medições espectrométricas de feixes de raios X espalhados a aproximadamente 90o, por efeito Compton, por um cilindro de PMMA, inserido entre as placas de um simulador de mama. A reconstrução do espectro dos feixes primários, a partir dos medidos, foi feita utilizando a teoria de Klein-Nishina e o formalismo de Compton, seguida pela determinação do kerma no ar incidente na superfície do simulador, da dose absorvida e, finalmente, da DGM. Os espectros dos feixes de raios X incidentes e as distribuições de dose em profundidade em um simulador de BR-12 foram determinados para a faixa de mamografia (28 a 35kV). Os resultados mostraram bom acordo com dados da literatura, obtidos com TLD. Palavras-chave: espalhamento Compton; mamografia; detector de raios X; simuladores; dosimetria. Abstract Mean Glandular Dose (MGD) cannot be measured directly in mammography equipments. Therefore, methods based on Compton spectrometry are alternatives to evaluate dose distributions in a standard breast phantom, as well as mean glandular dose. In this work, a CdTe detector was used for the spectrometry measurements of radiation scattered by Compton Effect, at nearly 90o, by a PMMA cylinder inserted between the breast phantom plates. For this, the reconstruction of primary beam spectra from the scattered ones has been made using Klein-Nishina theory and Compton formalism, followed by a determination of incident air kerma, absorbed dose values in the breast phantom and, finally, MGD. Incident and attenuated X-ray spectra and depth-dose distributions in a BR-12 phantom have been determined and are presented for the mammography range (28 to 35kV). Results have shown good agreement with previous literature data, obtained with TLD. Keywords: Compton scattering; mammography; x-ray detectors; imaging phantoms; dosimetry. Introdução A mamografia com raios X é amplamente utilizada para prevenção do câncer de mama. Nessa técnica, há um risco pequeno, mas significativo, de carcinogênese induzida por radiação. Assim, a dosimetria em mamografia é essencial. A partir de medidas de kerma no ar incidente na superfície de simuladores de mama, fatores de conversão podem ser aplicados para avaliar a dose glandular média (DGM), uma grandeza relevante para a avaliação do risco de câncer na mamografia. Esses fatores de conversão são geralmente obtidos por cálculos de Monte Carlo, ou por medidas de dose em profundidade, em simuladores homogêneos de mama, realizadas utilizando TLD´s ou câmaras de ionização1,2. Neste trabalho, são apresentados os resultados de distribuições de dose em profundidade e de DGM, em um simulador mamário de BR-12, bem como os respectivos espectros de raios X, determinados com o auxílio de um espectrômetro Compton. Com essa finalidade, placas do simulador foram localizadas perpendicularmente a feixes padrões de raios X incidentes, produzidos por dois equipamentos adaptados para mamografia, para tensões de 28 a 35kV. Um cilindro espalhador de radiação foi inserido em algumas profundidades dentro do simulador, para as medições espectrométricas. Correspondência: Ricardo Andrade Terini – Pontifícia Universidade Católica de São Paulo, Faculdade de Ciências Exatas e Tecnologia, Departamento de Física, Rua Marquês de Paranaguá, 111, Consolação 01303-050 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 39 Almeida Jr JN, Terini RA, Herdade SB, Furquim TAC Material e métodos Os raios X eram produzidos por dois aparelhos: um mamógrafo clínico GE Senographe 700T, com combinação anodo/filtro Mo/30μmMo, e um sistema industrial Philips com tubo MCN323, adaptado para funcionar na faixa de mamografia, utilizando combinação W/60μmMo. Os feixes de raios X foram medidos com um espectrômetro de CdTe (Amptek, Inc.), após espalhamento a cerca de 90° em relação à direção de incidência do feixe primário, por uma vareta de Lucite® (PMMA) de 6mm de diâmetro, localizada sob determinadas espessuras do simulador de mamas de BR-12 (50% glandular-50% adiposo) (Nuclear Associates, NY, USA). O simulador, formado por placas retangulares, configurava 6 cm de espessura total, para 30, 32 e 35kV, e 4cm, para 28kV. Os dados foram obtidos para repetidas exposições de 100 mAs (GE), ou para exposições contínuas com correntes de 25 ou 30mA (Philips). Para as medições com o mamógrafo clínico foi adaptado um diafragma de chumbo (10 mm de diâmetro total), na saída do tubo e para o outro sistema, um colimador de chumbo de 21mm de abertura. A distância do ponto focal à superfície do simulador era de 58cm (para 30kV a 35kV) e 60 cm (para 28 kV), para os dois equipamentos. Determinação do ângulo de espalhamento O espectrômetro foi calibrado por meio de energias conhecidas de raios X e γ, de fontes radioativas de 241Am e 133Ba. Em seguida, a partir de cada espectro medido do feixe mamográfico espalhado e calibrado, foi calculado o ângulo de espalhamento através da equação (1), usando o formalismo de Compton 3, utilizando, para tanto, as energias medidas dos raios X característicos incidente (E) (Kα–17,48keV, e Kβ – 19,61keV) e espalhados (E’), com E e E’ em keV: E − E ’ E.E ’ θ = cos −1 1−511. (1) Na combinação Mo/Mo, obteve-se a energia E’ do feixe espalhado ajustando múltiplas curvas lorentzianas aos dados dos raios X característicos do espectro, por meio do método dos mínimos quadrados, aplicado aos picos deslocados (Kα e Kβ), e aos referentes às energias originais (E) do molibdênio. Na combinação W/Mo, E e E’ foram obtidas através de um método de determinação da tensão de pico (kVp), através de regressão linear no final do espectro4. Nesse caso, E (keV) é numericamente igual ao valor de tensão (em kV) de referência aplicada ao tubo e E’(keV), ao valor obtido pelo método de regressão. O ângulo de espalhamento θ foi calculado para cada feixe medido com o mamógrafo clínico e com o equipamento de potencial constante. Todos os espectros dos feixes de raios X espalhados foram corrigidos para eficiência intrínseca do detector, escape K e atenuação nos 40 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):39-43. absorvedores situados entre espalhador e região sensível do detector. A Figura 1 mostra o equipamento usado nas medições dos espectros dos feixes espalhados pelo cilindro de PMMA, incluindo o espectrômetro Compton e as placas de BR-12, para a combinação Mo/Mo. Para a combinação W/Mo, o arranjo foi semelhante ao usado com Mo/ Mo. A distância entre o ponto focal e o suporte das placas foi mantida em 64cm. Determinação dos espectros dos feixes primários Para a reconstrução do espectro do feixe primário, via feixe espalhado, as teorias de Compton e de Klein-Nishina foram utilizadas. A contribuição do espalhamento coerente foi determinada e subtraída, porque é relevante na faixa de mamografia (acima de 18%). Na análise dos dados, foi usado um método5 baseado no descrito por Yaffe et al.6 e Matscheko et al.7. Determinou-se a taxa de fluência, Φinc (E,θ), do feixe incidente no espalhador, a partir da taxa de fótons, Nd,incoh (E,θ), que sofreram espalhamento Compton e foram detectados, e da seção de choque do espalhamento incoerente, dσ/dΩ (E,θ) dada através de : dσ ( Eθ ) dΩ incoh 2 r 0 2 .(1 cos 2θ ).( F KN ( E,θ )).(S (χ , Z )) (2) A correção para energia de ligação dos elétrons atômicos do material espalhador foi feita através da função de espalhamento incoerente, S (χ,Z)8. Além disso, r0 = 2,81794.10-13cm é o raio clássico do elétron; χ = [sen (θ/2)] /λ, é o momento do fóton, de comprimento de onda λ, transferido ao elétron; Z é o número atômico efetivo do PMMA e FKN é o fator de Klein-Nishina3. Assim, a taxa de fluência de fótons incidentes no simulador, Φinc (E,θ), em [fótons. s-1.cm-2.keV-1], foi obtida por: Φ inc ( E,θ ) N d ,incoh ( E ’,θ ) dσ M . ( E,θ ) .d Ω. f incoh dΩ ( E, E ’,t ).na (3) onde M é a massa irradiada do espalhador, que espalha os fótons que alcançarão o detector; na = Na / A, é o número de moléculas/grama de PMMA, para Na, o número de Avogrado e A, a massa molecular do PMMA; dΩ é o ângulo sólido de detecção da radiação espalhada; f(E,E’,t) é um fator de correção para a absorção de fótons no espalhador, antes e depois do espalhamento, na espessura efetiva t7. Determinação da dose absorvida no “phantom” O espectro de kerma no ar (Kar) foi obtido a partir do espectro do feixe primário3. Os espectros de dose absorvida no simulador foram determinados utilizando valores experimentais de coeficientes mássicos para absorção de energia no BR-12 Espectrometria Compton aplicada à medição de doses em mamografia para combinações W/Mo e Mo/Mo ((μAb/ρ)BR-12), (em [mGy.mAs-1.keV-1]), determinados por nós9, como mostrado na equação (4): 6 µ Ab −19 ⋅ 10 ⋅ 1 , 602 ⋅ 10 (4) ρ mAs BR −12 DBR −12 ( E ) = E ⋅ Φinc (E, θ ) ⋅ O kerma no ar incidente e a dose absorvida no BR12, em [mGy.mAs-1], foram determinados integrando os respectivos espectros obtidos. As taxas de kerma no ar determinadas foram comparadas com medidas diretas feitas com uma câmara de ionização (6M modelo 10x5,Radcal,Co). A partir dos valores de dose absorvida, obtidos para várias profundidades de BR-12, pelo método espectrométrico, doses relativas foram calculadas e comparadas a valores obtidos com TLD’s por Stanton1 (para combinação Mo/Mo). Aplicando fatores de conversão (fg) para tecido glandular, e de retroespalhamento (B), calculou-se a DGM em uma mama comprimida de espessura τ, pelo modelo de Hammerstein et al.10. Assim, a dose glandular média DGMN normalizada por unidade direta do kerma no ar na entrada do simulador (KS) incidente na superfície é: DGM N fg .B τ −1 τ − 0, 5 ∫ Figura 1. Arranjo experimental usado para combinação Mo/ Mo, mostrando (1) espectrômetro de CdTe, com colimador de tungstênio com orifício de 2mm, suporte e pré-amplificador, (2) cilindro espalhador de PMMA entre (3) placas do simulador de BR-12, o qual é colocado entre (4) bandeja de compressão e (5) receptor de imagens, no equipamento GE Senographe 700T. Tabela 1. Resultados de dose absorvida em BR-12 (DBR-12), kerma no ar incidente(KAr), dose glandular média normalizada (DGMN) e camada semi-redutora (CSR), obtidos por espectrometria Compton, para combinação Mo/Mo. Todas as medições se referem a 0 cm de atenuação de BR-12. Tensão (kV) K (z ) dz K S (5) 0, 5 onde K(z) é o kerma no ar medido no espaço entre as placas de BR-12, à profundidade z da superfície. Obteve-se DGMN, para o mamógrafo clínico, também por medição direta na entrada do simulador com câmara de ionização, com base em algoritmo de Sobol11. Resultados Na Tabela 1, para a combinação Mo/Mo, estão listados valores de dose absorvida na superfície de BR-12, de DGMN e de kerma no ar, bem como de camada semi redutora (CSR) e de ângulo de espalhamento, determinados para as medições feitas para os feixes incidentes no simulador. Na Tabela 2, estão listados os mesmos parâmetros da Tabela 1, obtidos para W/Mo sem atenuação e com profundidades de 1 a 4cm de BR-12. Nas Tabelas 3 e 4, estão presentes os resultados de kerma no ar, dose absorvida, DGMN, e CSR, obtidos com a câmara de ionização, para o mamógrafo clínico (Tabela 3) e para o sistema industrial (Tabela 4). Incertezas estão expressas com fator de abrangência k = 1. A influência da tensão do tubo pode ser notada na Figura 2 (para W/Mo). Os espectros de feixes incidentes na superfície de BR-12, podem ser observados para tensões de 28 a 35kV. A maior diferença entre eles está no final da região contínua. 28 30 35 Ângulo DBR-12 KAr (graus) (mGy) (mGy) 103,05(5) 6,23(19) 6,42(20) 102,38(5) 29,14(15) 30,88(16) 100,68(5) 47,54(22) 48,55(22) CSR DGMN (mmAl) 0,38(3) 0,23(2) 0,39(3) 0,16(2) 0,43(4) 0,20(3) Tabela 2. Resultados de dose absorvida em BR-12 (DBR-12), kerma no ar incidente(KAr), dose glandular média normalizada (DGMN) e camada semi-redutora (CSR), obtidos por espectrometria Compton, para combinação W/Mo, em diferentes profundidades .no simulador de BR-12. Tensão Prof. (kV) BR12 (cm) 0 1 28 2 3 0 1 30 2 3 4 0 1 32 2 3 4 0 1 35 2 3 4 Ângulo (graus) 88,13(10) 90,05(11) 90,01(08) 84,38(30) 89,94(08) 90,50(12) 89,95(07) 89,86(07) 84,28(31) 89,71(10) 90,29(08) 90,10(07) 89,86(07) 84,48(31) 90,91(10) 90,15(08) 90,26(07) 89,83(06) 84,58(32) DBR-12 (mGy) 6,12(22) 1,26(15) 0,46(5) 0,18(3) 7,89(18) 3,39(12) 1,52(9) 0,92(7) 0,29(6) 8,53(24) 4,51(17) 2,40(13) 1,54(12) 0,63(10) 12,63(35) 7,07(20) 3,98(18) 1,78(13) 1,15(12) KAr (mGy) 6,39(23) 1,29(15) 0,45(5) 0,15(2) 8,10(19) 3,33(12) 1,46(9) 0,76(7) 0,22(4) 8,57(24) 4,37(16) 2,10(11) 1,31(10) 0,47(8) 12,09(36) 6,39(18) 3,02(14) 1,20(9) 0,67(7) CSR (mmAl) 0,39(3) 0,42(3) 0,45(4) 0,48(4) 0,40(3) 0,45(4) 0,49(4) 0,54(5) 0,58(5) 0,42(4) 0,49(5) 0,55(5) 0,61(5) 0,66(6) 0,46(5) 0,50(5) 0,58(6) 0,68(6) 0,75(8) DGMN 0,05(1) 0,14(2) 0,15(2) 0,18(2) Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):39-43. 41 Almeida Jr JN, Terini RA, Herdade SB, Furquim TAC Tabela 3. Resultados obtidos com câmara de ionização, para dose na entrada da pele (DEP(CI)BR-12) kerma no ar incidente (KAr), dose glandular média normalizada (DGMN) e camada semi-redutora (CSR), para combinação Mo/Mo, para 100 mAs. Tensão (kV) DEP(CI)BR12 (mGy) KAr (mGy) 28 30 35 9,5(3) 12,6(4) 19,4(7) 8,7(3) 11,5(4) 17,8(6) CSR (mmAl) DGMN 0,38(1) 0,40(3) 0,44(1) 0,23 0,16 0,20 Tabela 4. Resultados obtidos com câmara de ionização, para dose na entrada da pele (DEP(CI)BR-12) (comparada ao obtido por espectro, DEP(esp)BR12), kerma no ar incidente (KAr), e camada semi-redutora (CSR), para combinação alvo/filtro W/Mo, normalizadas para 100mAs. DEP(esp)BR12 Tensão (kV) (mGy) 28 7,0(2) 30 8,8(2) 32 9,3(3) 35 13,2(3) DEP(CI)BR12 (mGy) 4,9(1) 6,0(2) 6,7(2) 7,8(2) KAr (mGy) 4,1(1) 5,0(2) 5,6(2) 6,5(2) CSR (mmAl) 0,38(5) 0,39(6) 0,40(6) 0,42(7) Figura 2. Comparação entre espectros de taxa de fluência de fótons incidente (normalizados pelas áreas) na faixa de mamografia (28, 30, 32 e 35 kV), para combinação W/Mo. Figura 3. Espectros de taxa de fluência de fótons (normalizados pelo número de exposições do espectro obtido sem atenuação), para todas as espessuras de BR-12, com equipamento GE e 30 kV. 42 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):39-43. Na Figura 3, é mostrada uma comparação entre os espectros de feixes primários de raios X, obtidos para 30kV (Mo/Mo), para todas as atenuações do simulador mamário. As Figuras 4 e 5 mostram as distribuições de dose em profundidade para combinações Mo/Mo e W/Mo, obtidas para tensões de 28 a 35kV. Para comparação, os valores de kerma no ar e de dose absorvida foram corrigidos pelo inverso do quadrado da distância à superfície. As curvas exponenciais ajustadas aos valores de dose apresentaram resultados mais próximos entre si para a combinação de Mo/Mo. Discussão e conclusões Neste trabalho, foram apresentados resultados de distribuição de dose em profundidade e de DGM em BR-12, além de espectros de feixes de raios X primários, para dois Figura 4. Dose relativa, por unidade de kerma no ar incidente, em função da espessura de BR-12, para 28, 30 e 35 kV (para combinação Mo/Mo). Figura 5. Dose relativa, por unidade de kerma no ar incidente, em função da espessura de BR-12, para 28, 30, 32 e 35 kV (para combinação W/Mo). Espectrometria Compton aplicada à medição de doses em mamografia para combinações W/Mo e Mo/Mo diferentes equipamentos na faixa de mamografia (com combinações alvo/filtro diferentes), obtidos via espectrometria Compton. Como as medições não foram feitas em situação clínica (foi usado feixe estreito e colimado), os resultados supõem que toda a mama seja homogênea e irradiada homogeneamente. Pelos resultados, o método empregado é uma boa alternativa para a determinação da DGMN e distribuições relativas de dose em profundidade em mamografia. O método possibilita, em paralelo, o conhecimento dos espectros dos feixes primários, para equipamentos clínicos, através de espectrometria Compton. A diferença de comportamento entre as distribuições de dose, obtidas com o mesmo simulador para os dois equipamentos analisados (Figuras 4 e 5), pode ser entendida a partir das alterações que os espectros dos feixes sofrem à medida que varia a profundidade no simulador ou a tensão no tubo (Figuras 2 e 3). Para o mamógrafo, a energia média do espectro varia pouco, pois predominam os picos dos raios X característicos do Mo. Por outro lado, para a combinação W/Mo, varia significativamente a relação entre as intensidades dos raios X com energias menores e maiores do que 20 keV, alterando sensivelmente o poder de penetração do feixe. Agradecimentos Ao Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq), pelo apoio financeiro; à Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de São Paulo (FAPESP), pelos equipamentos; à International Atomic Energy Agency (IAEA), pelo mamógrafo; e ao Instituto de Eletrotécnica e Energia da Universidade de São Paulo (IEE/USP), pela infraestrutura e pelo suporte técnico. Referências 1. Stanton L, Villafana T, Day JL, Lightfoot DA. Dosage evaluation in mammography. Radiology. 1984;150(2):577-84. 2. Dance DR, Skinner CL, CArlsson GA. Breast dosimetry. Appl Rad Isot. 1999;50(1):185-203. 3. Johns HE, Cunningham JR. The physics of radiology. 4th ed. Springfield, Ilinois: Charles C. Thomas, USA; 1983. 4. Silva MC, Herdade SB, Lamoglia P, Costa PR, Terini RA. Determination of the voltage applied to x-ray tubes from the bremsstrahlung spectrum obtained with a silicon PIN photodiode. Med Phys. 2000;27(11):2617-23. 5. Vieira AA, Linke A, Terini RA, Herdade SB. Compton Spectrometer for x-rays in the Energy Range from 10 to 150 keV. In: International Nuclear Atlantic Conference, 2007, Santos. Proceedings of the International Nuclear Atlantic Conference. Rio de Janeiro: Associação Brasiliera de Energia Nuclear (ABEN), RJ; 2007. 6. Yaffe M, Taylor KW, Johns HE. Spectroscopy of diagnostic x-rays by a Compton-scatter method. Med Phys. 1976;3(5):328-34. 7. Matscheko G, Ribberfors R. A Compton scattering spectrometer for determining x-ray photon spectra. Phys Med Biol. 1987;32(5): 577-94. 8. Hubbell JH, Veigele WJ, Briggs EA, Brown RT, Cromer DT, Howerton RJ. Atomic form factors, incoherent scattering functions and photons scattering cross sections. J Phys Chem Ref Data. 1975;4:471-538. 9. Almeida Jr. JN, Terini RA, Herdade SB. Determinação experimental de coeficientes de atenuação de BR-12 através de espectrometria de fótons. In: XIV Congresso Brasileiro de Física Médica, 2009, São Paulo. Anais do XIV CBFM. São Paulo: Associação Brasileira de Física Médica (ABFM), SP; 2009. 10. Hammerstein GR, Miller DW, White DR, Masterson ME, Woodard HQ, Laughlin JS. Absorbed radiation dose in mammography. Radiology. 1979;130(2):485-91. 11. Sobol WT. et al. (1997) Parametrization of mammography normalized average glandular dose tables. Med Phys. 1997;24(4):547-54. Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):39-43. 43 Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):45-8. Calibração do filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-RV2 para radiologia Calibration of GAFCHROMIC XR-RV2 Film for radiology Maria S. R. Silva1, Helen J. Khoury1, Cari Borrás1, Vagner F. Cassola1, Juan L. Ginori2 Universidade Federal de Pernambuco, Departamento de Energia Nuclear, Recife-PE, Brasil. 2 Universidad Central Marta Abreu de las Villas, Santa Clara, Vila Clara, Cuba. 1 Resumo Este trabalho apresentou os resultados de três métodos de calibração de filmes radiocrômicos GAFCHROMIC XR-RV2, visando a sua utilização com feixes de raios X, qualidade radiodiagnóstico. A resposta do filme radiocrômico em função dose foi avaliada utilizando-se um scanner de reflexão e dois densitômetros óticos, um comum, utilizado para filmes radiográficos convencionais e outro especifico para medidas de filmes radiocrômicos. Os resultados encontrados com os vários métodos de calibração avaliados não apresentaram diferenças significativas. Entretanto, devido à facilidade de aquisição e de uso do densitômetro comum, concluiu-se que a determinação da dose em pacientes com esse densitômetro era uma opção prática. Palavras-chave: dosimetria fotográfica; dosimetria; radiologia. Abstract This work presented the results of three methods of calibrating GAFCHROMIC XR-RV2 radiochromic film, in order to use it at diagnostic radiology x-ray beam qualities. The radiochromic film response as a function of dose was assessed by using a reflection scanner and two optical densitometers, a common one used for conventional radiographic films, and another one specifically developed to measure radiochromic films. The results of the various calibration methods did not show significant differences. Given the ease of use of the common densitometer, it was concluded that patient dose determination with this densitometer was a practical option. Keywords: film dosimetry; dosimetry; radiology. Introdução A radiologia intervencionista é uma modalidade médica que vem sendo largamente utilizada, não apenas para diagnóstico, mas principalmente com finalidade terapêutica, evitando que o paciente seja submetido a um procedimento de maior risco como a cirurgia convencional. A dose absorvida na região mais irradiada da pele de pacientes, submetidos a esses procedimentos, é a grandeza dosimétrica de maior relevância para a avaliação do risco de possíveis danos na pele. A avaliação por meio do produto kerma área (PKA), apesar de ser um indicador da quantidade total de radiação incidente, é considerada inadequada para avaliação do risco de lesões uma vez que não fornece informação sobre a área da pele que foi mais irradiada1,2. Uma metodologia que vem sendo empregada para o mapeamento de dose na pele de pacientes utiliza filmes radiocrômicos. Esses filmes têm em sua composição polímeros que mudam a coloração em função da dose de radiação recebida. Quando colocados em baixo do paciente, sobre a mesa de exames, produzem uma imagem fotográfica dos pontos irradiados que pode ser vista logo após o procedimento. É uma opção prática uma vez que, não necessitam de revelação. A dose recebida pelo filme pode ser estimada por comparação do grau de escurecimento do filme utilizando a fita de referência, fornecida pelo fabricante. Nessa fita, os valores das doses são fornecidos em faixas com intervalos de 2Gy, não permitindo maior detalhamento. O objetivo desse estudo foi estabelecer uma metodologia para a calibração dos filmes radiocrômicos, visando obter uma relação matemática entre o grau de escurecimento do filme e a dose absorvida. Material e métodos Para este estudo foi utilizado o filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-RV2, fabricado pela International Correspondência: Maria do Socorro Rocha da Silva – Departamento de Energia Nuclear, GDOIN-UFPE Avenida Prof. Luiz Freire, 1000 – Cidade Universitária – CEP 50740‑540 – Recife (PE), Brasil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 45 Silva MSR, Khoury HJ, Borrás C, Cassola VF, Ginori JL Figura 1. Tiras irradiadas com: 0 mGy (não irradiada); 150/ 500/ 1000/ 2000/ 3000/ 4000 e 5000 mGy, respectivamente. Figura 2. Valor médio por pixel, da intensidade da luz refletida das médias ponderadas, das componentes de cor nas imagens das tiras irradiadas. Figura 3. Valor médio por pixel da intensidade da luz refletida para cada componente de cor, nas imagens das tiras irradiadas, obtido com o software ImageJ. Figura 4. Curvas de calibração selecionadas. Specialty Products, New Jersey-USA, o qual apresenta uma camada de 17 microns, sensível à radiação, depositada sobre uma superfície branca de poliéster de 97mm e coberta por uma camada protetora de 3 mm e de um adesivo3,4. Estes filmes foram desenvolvidos para medidas 46 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):45-8. na faixa de 0,01 a 50 Gy e tem dependência energética menor que 8% para energias de 30 keV a 40 MeV . Para a calibração do filme GAFCHROMIC XR‑RV2, foram preparadas oito tiras de 3 cm x 3 cm, as quais foram encapsuladas em sacos plásticos pretos, de modo a evitar o efeito da luz ambiental. Estas tiras foram irradiadas com feixes de raios X, com qualidade RQR 5 (tensão 70 kV/ filtração total 2,5 mmAl, 1ª CSR 2,35 mmAl) no Laboratório de Metrologia das Radiações Ionizantes, do Departamento de Energia Nuclear da UFPE. Cada tira do filme radiocrômico foi irradiada separadamente, com a face branca voltada para entrada do feixe de raios X, com doses entre 150 mGy a 5 Gy, determinadas com câmara de ionização previamente calibrada. A radiação altera a coloração do filme, conforme mostra a imagem das tiras irradiadas com doses na faixa de 0 a 5 Gy (Figura 1). Após 24h da irradiação foram efetuadas as digitalizações das tiras utilizando o scanner comercial HP 3500C no modo RGB (Red-Green-Blue). Este scanner opera no modo reflexão. As imagens com 200dpi foram arquivadas em formato jpeg e foram analisadas com dois programas computacionais: o software IMAGEJ, de domínio publico, e um programa de processamento de imagens, desenvolvido utilizando o programa Matlab7. Em cada tira irradiada foram efetuadas análises em 5 áreas de modo a reduzir as influências das variações do filme e do sistema digital. Os filmes também foram calibrados utilizando dois densitômetros ópticos: o X-Rite 361T, fabricado pela X-Rite Ltd, e o densitômetro FWT_92D, que operam no modo transmissão. É importante ressaltar que o densitômetro FWT 92D foi desenvolvido para medidas de dosímetros radiocrômicos, enquanto o X-rite 361T é um densitômetro comum utilizado para filmes radiográficos convencionais. Resultados A Figura 2 mostra os valores médios ponderados das componentes de cor RGB das imagens das tiras irradiadas em função de dose, no caso das imagens digitalizadas com o scanner e analisadas nos programas ImageJ e MatLab7. Na figura percebe-se que os programas de análise de imagens utilizados não apresentaram diferenças significativas. Contudo, optou-se por utilizar o software ImageJ porque ele apresenta mais recursos de processamento de imagens. Com o software ImageJ, foi possível mostrar não só a média RGB das componentes de cor, mas também, a influência de cada componente separadamente (Figura 3). A Figura 3 mostra que as curvas de calibração são dependentes do espectro de emissão da luz refletida, sendo a luz vermelha a que apresenta maior sensibilidade. Este resultado foi encontrado em outros trabalhos da literatura5. Observa-se também que a componente azul apresenta um comportamento inverso ao das outras componentes diminuindo sua intensidade com o aumento da dose. A Figura 4 mostra os resultados das densidades óticas obtidos com o densitômetro FWT 92D e o Calibração do filme radiocrômico GAFCHROMIC XR-RV2 para radiologia densitômetro X-Rite 361, comparados com os dados obtidos com a digitalização da imagem no scanner e análise da componente vermelha. Os dados mostram que os valores das densidades óticas obtidas com os dois densitômetros são similares, não apresentando diferença significativa. Observa-se também que a curva de calibração obtida com os densitômetros não apresenta a saturação encontrada com as medidas realizadas com o scanner, possibilitando a leitura em maiores faixas de doses. Contudo, foi descartada a utilização do BTW 92D devido a não praticidade em efetuar as medidas nos filmes de pacientes, uma vez que exigiria que os filmes fossem recortados em pequenos pedaços para serem lidos no equipamento. A partir das curvas de calibração obtidas procurouse analisar um filme radiocrômico que foi utilizado em um paciente submetido a um procedimento intervencionista cardíaco. A imagem do filme mostrando as áreas de escurecimento em função da dose está mostrada na Figura 5 em que estão indicados, por letras, os pontos nos quais foram efetuadas as leituras da densidade ótica para a determinação da dose com base nas curvas de calibração já obtidas. Os parâmetros de irradiação foram: fluoroscopia pulsada 30 frames.s-1; cinegrafia 15 frames.s-1; 35 sequências com 2069 imagens; tempo fluoroscopia 12,4min; projeções e magnificação mais utilizadas: (39°LAO/33°caudal) e (31°LAO/6°caudal) com magnificação 12. A Tabela 1 mostra os resultados das doses estimadas nas regiões indicadas na Figura 5. Por razões já discutidas, não foram tomadas medidas com o densitômetro BTW 92D. As diferenças entre os resultados encontrados com os vários métodos aplicados estão dentro das incertezas experimentais. Discussão e conclusões Os resultados mostram que a utilização de sistemas de digitalização comerciais é possível para a dosimetria com filmes radiocrômicos. Neste caso a análise das leituras das imagens deve ser efetuada com a componente vermelha, a fim de se obter maior sensibilidade. É importante assegurar a uniformidade de resposta do scanner como discute Paelinck e Wagter6. Por outro lado, densitômetros de transmissão podem ser utilizados para o filme radiocrômico GAFCHROMIC XR‑RV2, apresentando curvas de calibração com maior faixa de utilização do que no caso da digitalização com a luz vermelha. Uma provável explicação para a saturação observada na curva de calibração obtida com as imagens digitalizadas pode ser a reflexão da luz no filme devido à camada superficial que é brilhante e não devido à camada mais interna que é sensível à radiação. Desta forma, variações no grau de escurecimento do filme não afetam significativamente a luz refletida. Figura 5. Imagem do filme utilizado em um procedimento intervencionista com a indicação dos pontos de medição. Tabela 1. Dose Absorvida (Gray) estimada nas regiões indicadas na Figura 5 com base nas curvas de calibração Local A B C D E F G H I J L M N Fita Fabricante <0,5 2 4 0,5 4 2 1 0,5 <0,5 1 1 0,5 0 IMAGE J MatLab7 X-Rite-361T 0,25 1,61 3,24 0,31 3,58 1,74 1,03 0,63 0,31 1,03 0,83 0,12 0,00 0,25 1,47 2,80 0,35 3,14 1,65 1,12 0,71 0,31 0,98 0,83 0,13 0,00 0,34 1,81 3,54 0,46 3,54 1,97 1,26 0,65 0,31 1,20 1,03 0,19 0,03 Agradecimentos À Fundação de Amparo à Ciência e Tecnologia do Estado de Pernambuco (FACEPE) pelo suporte financeiro para a realização do trabalho. Referências 1. Vano E, Gonzales L, Ten JI, Fernandez JM, Guibelalde E, Macaya C. Skin dose and dose-area product values for interventional cardiology procedures. Br J Radiol. 2001;74(877):48-55. 2. van de Putte S, Verhaegen F, Taeymans Y, Thierens H. Correlation of patient skin doses in cardiac interventional radiology with dose-area product. Br J Radiol. 2000;73(869):504-13. 3. International Specialty Products [internet]. Calibration Method for GAFCHROMIC XR-RV2. [acesso em 10 mar 2009]. Disponível em: http:// online1.ispcorp.com/_layouts/Gafchromic/index.html. Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):45-8. 47 Silva MSR, Khoury HJ, Borrás C, Cassola VF, Ginori JL 4. International Specialty Products [internet]. GafChromic XR-RV2 dosimetry film: User Reference Guide for Visual Evaluation of Surface Peak Skin Dose Using a Comparator Strip. [acesso em 10 mar 2009]. Disponível em: http://online1.ispcorp.com/_layouts/Gafchromic/index.html. 5. Devic S, Seuntjens J, Hegyi G, Podgorsak EB, Soares CG, Kirov AS, et al. 48 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):45-8. Dosimetric properties of improved GafChromic films for seven different digitizers. Med. Phys. 2004; 31:2392-2401. 6. Paelinck L, De Neve W, De Wagter C. Precautions and strategies in using a commercial flatbed scanner for radiochromic film dosimetry. Phys Med Biol. 2007;52(1):231-42. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):49-53. Avaliação dosimétrica de um detector microMOSFET Dosimetric evaluation of microMOSFET detector Guilherme R. A. Resende, Camila P. Sales, Gabriela R. Santos, Bruno L. Gialluisi, Ângela B. Habtizreuter, Laura N. Rodrigues Serviço de Radioterapia do Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo (USP) – São Paulo (SP), Brasil. Resumo Este trabalho teve como objetivo caracterizar um dosímetro mMOSFET em feixe de fótons de alta energia por meio da avaliação dos parâmetros de desempenho, tais como: estabilidade; linearidade com a dose; dependência com a taxa de dose, dependência energética; distância fonte-detector e fator campo. Outras características analisadas foram a capacidade de determinação da porcentagem de dose profunda (PDP) na região de build-up, e a influência em sua leitura devida à irradiação de seu cabo e do lado oposto ao volume sensível. A PDP e o fator campo obtidos com o mMOSFET foram comparados com dados medidos com uma câmara de ionização (CI) cilíndrica de 0,6 cm3. Comparando os fatores de calibração obtidos para 6 e 15 MV, verificou-se que o dosímetro apresenta uma certa dependência energética, sendo ele mais sensível para feixes de 6 MV, em média, +3,2%. A estabilidade do conjunto foi alcançada 30 minutos após ligá-lo, sendo a variação máxima das leituras de 4% até 30 minutos e após este intervalo de tempo de 2,3%. O dosímetro mostrou-se linear na faixa de dose medida (23,6 a 661,6 cGy), com um coeficiente de correlação de 0,999 e a variação das medidas foi da ordem de 1,5%. O mMOSFET apresentou baixa dependência com a taxa de dose, tendo um desvio de 0,2% com relação as leituras médias nas taxas de dose utilizadas. A fim de avaliar o efeito haste, foi irradiado o maior comprimento do cabo, não sendo encontrado um aumento significativo em sua leitura –2,4% ± 2,6% (erro maior que a medida). Verificando a influência de se irradiar o lado oposto ao do volume sensível do mMOSFET, observa-se que isso não interfere em sua resposta. Foi possível verificar a lei do inverso do quadrado da distância utilizando-se o mMOSFET com erro máximo de 3,4% para um campo de 10x10 cm2. A comparação entre as PDPs obtidas com o mMOSFET e câmara de ionização foi feita analisando-se a razão das leituras nas profundidades de 20 e 10 cm (PDP20,10), sendo a diferença encontrada de 0,5%. Já a diferença entre as profundidades de dose máxima foi de -1 mm com o mMOSFET. Comparou-se o fator campo e obteve-se um desvio médio de 1,8%. Concluiu-se que o mMOSFET após um tempo mínimo de estabilização, é linear e apresenta baixa dependência com a taxa de dose, porém necessita ser calibrado para cada qualidade de feixe utilizado devido a sua dependência energética. Um problema observado foi seu baixo limite de saturação, em torno de 200 Gy ou 20.000 mV. Palavras-chave: transistores eletrônicos; dosímetro; benchmarking; radioterapia. Abstract The goal of this work was to characterized mMOSFET detector’s of high energy photon beams. This characterization consisted in evaluate its stability, dose and dose rate response, energy dependence, influence on source-detector distance and field size. Other characteristics analyzed were the capacity to determine the percentage depth dose (PDD) in build-up region, and the influence in its reading due to cable irradiation and flat side irradiation. The PDD and the relative dose factor obtained with the mMOSFET were compared with cylindrical ionization chamber (0,6 cm3) measurements. A comparison between the calibration factors obtained for 6 and 15 MV photon beams showed a small energetic dependence. For 6 MV the mMOSFET’s showed a higher sensitivity, +3,2% higher on average. The device stability was reached after it was turned on for a period of 30 minutes, being the maximum variation in the reading equal to 4% in the first 30 min and 2,3% later on. The dosimeter showed linearity in the dose range (25 to 700 cGy), with a correlation coefficient equal to 0,999 and the data uncertainty was near 1,5%. The mMOSFET showed small dose rate dependence, with a deviation from the average response of 0,2%. The stem effect was evaluated irradiating a larger length of the cable and no significant influence on the readings was found. Readings resulted in a decrease of -2,4% ± 2,6% (standard deviation greater than the data). The irradiation on the opposite side of the sensitive volume of mMOSFET showed no influence on the reading. It was possible to verify the inverse square distance law with 3,4% of maximum error for a 10x10 cm² field. The PDDs obtained with mMOSFET were compared with measurements made with a cylindrical ionization chamber. The ratio of the readings in depths of 20 and 10 cm (PDD20,10) were analyzed, obtaining a difference of 0,5%. The differences between maximum depths were -1 mm. The comparison between the relative dose factors measured with the obtained with the chamber had medium deviation of the 1,8%. After the mMOSFET stabilized, it is linear with dose and have a small dose rate dependence. However, it needs to be calibrated for each energy utilized, due to energy dependence. Its low saturation limit, about 200 Gy or 20,000 mV, was an observed problem. Keywords: eletronic transistors; dosimeter; benchmarking; radiotherapy. Correspondência: Guilherme Righetti de Andrade Resende ou Laura Natal Rodrigues– Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – Radioterapia – Avenida Doutor Enéas de Carvalho Aguiar, 255, CEP 05403-001 – Cerqueira Cesar – São Paulo (SP), Brasil – e-mail: [email protected] / [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 49 Resende GRA, Sales CP, Santos GR, Gialluisi BL, Habtizreuter AB, Rodrigues LN Introdução Na radioterapia existe um grande interesse na determinação da dose pontual depositada por um feixe de fótons no tecido irradiado. Para tal finalidade são utilizados vários sistemas dosimétricos, podendo ser eles absolutos, aqueles que produzem um sinal a partir do qual a dose em seu volume sensível possa ser determinada sem requerer calibração em um campo de radiação conhecido, ou relativos, que necessitam de uma calibração prévia1. Dentre os dosímetros relativos existentes há o Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor (MOSFET), o qual pode ser fabricado com um pequeno volume sensível, sendo denominado de microMOSFET (mMOSFET). O mMOSFET, por ser um semicondutor, apresenta uma região (zona de depleção) onde existe uma tensão intrínseca. Ao se aplicar uma tensão externa, aumentase essa zona de depleção, que é a região sensível desse detector2. Após ser irradiado, são criados pares elétronsburaco em número proporcional a dose absorvida pelo detector e a diferença de tensão gerada é medida. Então, irradiando este detector com uma dose conhecida, é possível estabelecer uma relação entre a variação de tensão e a dose absorvida, gerando assim um fator de calibração para o mMOSFET. Esse tipo de detector apresenta uma ótima resolução espacial e alta sensibilidade, sendo muito útil na dosimetria de campos pequenos (radiocirurgia como exemplo) e na determinação da dose na superfície, podendo ser utilizado em dosimetrias in vivo, como por exemplo, na irradiação de corpo inteiro3,4. Figura 1. Diagrama esquemático de um corte transversal da região sensível do mMOSFET. Figura 2. (A) Visualização do receptor wireless dos cinco mMOSFET; (B) Visualização do volume sensível do mMOSFET (epoxy). 50 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):49-53. Na ilustração da Figura 1, pode-se observar um corte do mMOSFET, em que seu volume sensível situa-se entre uma camada de epoxy e um substrato de silício. Neste artigo, o mMOSFET foi denominado como tendo dois lados, o da epoxy e o plano (lado do cabo de poliamida). Antes de se introduzir um dosímetro na prática clínica de um hospital, deve-se verificar seu desempenho a fim de garantir uma maior segurança em sua utilização, principalmente em medidas in vivo. Dentre os testes sugeridos nesta avaliação de desempenho, destacam-se a análise da estabilidade; linearidade com a dose; dependência com a taxa de dose; dependência energética; distância fonte-detector; fator campo; medida de PDP e efeito haste do detector3,4. Material e métodos Para este trabalho, foi utilizado um acelerador linear dual 2100C da Varian do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo (HC/FMUSP), um conjunto de cinco mMOSFET Dosimeter da Best Medical Canada modelo TN-502RDM (dimensões 1,0 mm x 3,5 mm x 0,3 mm; (Figura 2), um conjunto de placas de água sólida RW3 com área de 30x30 cm2 e espessuras de 1, 2, 5, 10 mm. Para a calibração nos feixes de 6 e 15 MV, foram feitas 5 leituras com os mMOSFET posicionados a uma profundidade de 1,5 cm e 2,9 cm respectivamente, e ainda foram utilizados 5 cm de placas de água sólida para se obter a dose devido ao retro espalhamento. Os dosímetros foram irradiados com uma dose de 100 cGy, em um campo de 10x10 cm2 e uma distância fonte-superfície (DFS) de 100 cm. Para a verificação da estabilidade, o conjunto foi irradiado com fótons de 6 MV a cada 5 minutos, no mesmo setup da calibração. Dentre os cinco mMOSFET foi escolhido apenas um para a realização dos demais testes. O parâmetro analisado para tal escolha foi a estabilidade do detector que, nesse caso, foi de 1,16% (mMOSFET 5). Já nos testes de linearidade com a dose, taxa de dose, tamanho de campo, verificação da lei do inverso do quadrado da distância (IQD) e a influência da irradiação do cabo e do seu lado sensível, foi utilizado o mMOSFET 5 a 5 cm profundidade em um feixe de 15 MV. A linearidade foi avaliada na faixa de 24,6 a 689,5 cGy. A taxa de dose avaliada foi de 80, 160, 240 e 320 cGy/min, taxa de dose nominal na profundidade de máxima dose. Na determinação do fator output, foram utilizados campos quadrados de 0,5x0,5 a 28,0x28,0 cm2. Para o teste do IQD, a DFS variou de 80 a 120 cm. A verificação da influência da irradiação do cabo do mMOSFET foi analisada com irradiações de campos assimétricos 3x10, 3x20 e 3x28 cm2, sendo um conjunto de medidas com ângulo de colimador zero e a outra com o colimador em 90o, a fim de irradiar um maior comprimento de cabo com ângulo de colimador Avaliação dosimétrica de um detector microMOSFET igual a zero. E para a verificação da influência da irradiação do lado não-sensível do mMOSFET, foram utilizados tamanhos de campos quadrados de 5x5, 10x10, 20x20 e 28x28 cm2. Estabilidade A estabilidade do conjunto foi atingida 30 min após ligá-lo, sendo a variação máxima das leituras igual a 4% até 30 minutos e 2,3% a partir desse tempo (Figura 3). Dessa forma, é importante ligar o sistema dosimétrico com esse tempo mínimo de estabilização a fim de assegurar uma boa estabilidade nas medidas. Dependência com a taxa de dose O mMOSFET apresentou uma baixa dependência com a taxa de dose, tendo um desvio de 0,2% com relação as leituras médias nas taxas de dose utilizadas. Porém para baixas taxas (80 e 160 cGy/min) existe uma maior reprodutibilidade, desvio de 0,22% em relação à dose de 320 cGy/min. Para uma melhor interpretação dos dados, foi feito o desvio das leituras em relação à leitura média com a taxa de dose de 320 cGy/min, que é a mais utilizada na prática clínica (Tabela 1). 1 2 3 4 5 120 110 100 90 80 0 10 20 30 40 50 Tempo (min) Figura 3. Estabilidade dos mMOSFET. Dependência energética Ao se determinar o fator de calibração dos cinco mMOSFET, observou-se que o dosímetro possui uma pequena dependência energética. Para feixes de 6 MV os fatores de calibração foram de 1,9 a 4,8% maiores quando comparados com os fatores obtidos para 15 MV. O detector se mostrou em média 3,2% ± 1,5% mais sensível para feixes de 15MV. Linearidade com a dose O dosímetro mostrou-se linear na faixa de dose medida, apresentando um valor de coeficiente de correlação de 0,999. A variação média dos dados foi de 1,5% (Figura 4). mMOSFET mMOSFET mMOSFET mMOSFET mMOSFET 130 Leituta (mV) Resultados 140 Leitura (mV) 600 300 Dados medidos Linear fit y = 1,07703*x-3,14 2 R = 0,999 0 0 300 600 Dose (cGy) Figura 4. Linearidade do mMOSFET. Tabela 1. Dependência do mMOSFET com a taxa de dose. As leituras médias foram normalizadas para a taxa de 320 cGy/ min, que é a mais utilizada na rotina do hospital Taxa de dose* (cGy/min) Leitura média normalizada para 320 cGy/min 1-D/D320 (%) 80 50,30 -0,11 160 50,30 -0,11 240 50,46 -0,42 320 50,24 0,00 * Taxa de dose na profundidade de dose máxima. Irradiação do cabo: Efeito Haste Irradiando um maior comprimento do cabo do mMOSFET (campos em negrito) observa-se, em vez do aumento esperado em sua leitura, uma diminuição média de 2,4% (Tabela 2). Porém, devido ao alto desvio padrão, desvio médio igual 0,9 entre as medias feitas com menor comprimento de cabo irradiado, essa diminuição não é estatisticamente significativa. É importante, assim, observar que o comprimento do cabo irradiado não interfere em sua leitura. Inverso do Quadrado da Distância (IQD) Primeiramente, para se verificar a lei do IQD, foi analisada a variação das leituras obtidas em função da DFS com o valor teórico (Figura 6). Para esse caso, teve-se um desvio máximo de 3,4%. E, por meio de um gráfico da leitura média em função do inverso do quadrado da distância, obteve-se uma reta com um coeficiente de correlação de 0,999 (Figura 7). Lado irradiado do mMOSFET Não foi observada diferença significativa, menor do que 0,2%, em sua leitura quando o mMOSFET foi irradiado com seu lado plano para cima (lado oposto a epoxy). (Figura 5). Porcentagem de dose profunda As porcentagens de dose profundas (PDPs) obtidas com mMOSFET foram comparadas com as medidas com uma câmara de ionização tipo Farmer e analisou-se a razão das leituras nas profundidades de 20 e 10 cm (PDP20,10), Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):49-53. 51 Resende GRA, Sales CP, Santos GR, Gialluisi BL, Habtizreuter AB, Rodrigues LN Tabela 2. Influência na Leitura do mMOSFET devido à maior irradiação do cabo. Campo (cm²) 3,0 x 10,0 3,0 x 10,0* 3,0 x 20,0 3,0 x 20,0* 3,0 x 28,0 3,0 x 28,0* Leitura Média (mV) 49,08 ± 0,49 47,50 ± 1,43 48,83 ± 1,05 47,39 ± 1,71 49,18 ± 0 47,98 ± 0,46 Variação Percentual (%) Variação Percentual Média (%) -3,3 ± 3,0 -3,04 ± 4,1 -3,0 ± 1,7 -2,5 ± 0,9 1,3 80 Lado plano para cima Lado com epoxy para cima 1,2 T e ó rico D a d o s m e d id o s 70 60 1,1 Leitura média (mV) Leitura Média Normalizada para o Campo 10x10 cm² * Estes campos estão com ângulo de colimador de 90o. 1,0 0,9 0,8 0,7 50 40 30 20 10 0,6 0 5 10 15 20 25 0 30 80 90 Lado do Campo Quadrado (cm) Figura 5. Diferença na leitura do mMOSFET devido à irradiação de seu lado plano com relação ao lado com epoxy. As leituras foram normalizadas para o campo 10x10 cm². 1 00 11 0 D F S (cm ) 1 20 Figura 6. Verificação do comportamento do inverso do quadrado da distância (IQD), por meio da comparação dos dados teóricos com os medidos. 90 100 mMOSFET Câmara de Ionização 80 60 D a d o s M e d id o s L in e a r F it y = 0 ,0 5 0 7 8 * x 2 R = 0 ,9 9 9 50 40 PDP (%) Leitura Média (mV) 80 70 60 40 20 30 600 800 1000 1200 DFS -2 1400 1600 -2 (c m ) 10 15 20 Figura 8. Comparação entre as porcentagens de dose profundas (PDPs) medidas com o mMOSFET e com a Câmara de Ionização (CI). encontrando-se uma diferença de apenas 0,5% (Figura 8). Analisando a profundidade de dose máxima encontrou-se com o mMOSFET uma profundidade de 29 mm, enquanto com a câmara de ionização, 30 mm. 1,2 1,1 1,0 Fator Campo 5 Profundidade (cm) Figura 7. Verificação do comportamento do inverso do quadrado da distância (IQD), por meio de um ajuste linear. 0,9 0,8 Fator Campo Comparando-se os valores dos fatores campo obtidos com o mMOSFET com os obtidos com a câmara de ionização tipo Farmer, obteve-se um desvio médio de 1,8% (Figura 9). mMOSFET Câmara de ionização 0,7 0,6 0,5 0 5 10 15 20 25 30 Lado do campo quadrado (cm) Figura 9. Comparação entre os fatores campo medidos com o mMOSFET e com a Câmara de Ionização (CI). Os valores das medidas foram normalizados para o campo 10x10 cm2. 52 0 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):49-53. Limite de Saturação Durante as medidas, o detector mMOSFETs utilizado foi saturado em função da dose acumulada. Consultando o manual do detector, viu-se que o limite de saturação Avaliação dosimétrica de um detector microMOSFET estabelecido para este tipo de dosímetro segundo o fabricante é de 200 Gy ou 20.000 mV. Discussão e conclusões O deslocamento entre as PDPs medidas com o mMOSFET com relação à medida com a câmara de ionização pode ser explicado devido ao mMOSFET apresentar um build-up intrínseco que não foi levado em consideração neste trabalho. Essa espessura, denominada de (Water-Equivalent-Thickness (WET), é obtida por meio da razão medida entre a dose na superfície para a dose na profundidade de máximo, considerando a PDP gerada pelos cálculos de Monte Carlo5,6. O WET varia com a energia e com lado do mMOSFET utilizado. Na Tabela 3 se vê alguns valores de WET obtidos por meio dos cálculos de Monte Carlo. Levando-se em consideração esses valores de WET, obtém-se uma concordância melhor entre as PDPs e a profundidade de máximo obtida com o mMOSFET e a câmara de ionização. O objetivo inicial deste trabalho foi caracterizar o mMOSFET para feixes de fótons de 6 e 15 MV e para feixes de elétrons de 6, 9, 12 e 15 MeV, porém, após sua caracterização com o feixe de 15 MV, no início de sua caracterização para o feixe de 6 MV, o dosímetro saturou. Este dosímetro, por ser um semicondutor, possui um valor de dose de saturação, a partir do qual se torna inutilizável2. A partir desse problema, estimou-se uma dose de saturação de aproximadamente 170 Gy. A partir de contato com o fabricante confirmou-se que o mMOSFET satura com 200 Gy ou com um acúmulo de 20.000 mV. A influência da temperatura nesse tipo de detector torna-se uma preocupação quando utilizado para medidas in vivo, devido ao contato com o paciente. Scalchi et al.4 e Cheung et al.7 encontraram que esse detector não apresenta influência significativa em sua leitura em uma faixa de temperatura de 20 a 37oC. Conclui-se que o mMOSFET é independente da taxa de dose e possui uma resposta linear com a dose na faixa utilizada na prática clínica. O dosímetro possui dependência energética sendo necessária sua calibração para cada energia3,6,8. Além disso, o dosímetro apresentou boa concordância em comparação com medidas realizadas com uma câmara de ionização, que é o instrumento de referência usual na Radioterapia. Notou-se a importância de deixar o conjunto dosimétrico estabilizar durante aproximadamente 30 minutos após ser ligado para que o erro associado à medida seja Tabela 3. Valores de Water-Equivalent-Thickness (WET) para os lados plano e da epoxy do mMOSFET. Esses valores foram obtidos de medidas e porcentagens de dose profundas (PDPs) geradas a partir de cálculos de Monte Carlo5. Energia do Feixe WET (mm) Lado plano WET (mm) Lado da Epoxy 6 MV 0,87 ± 0,20 0,72 ± 0,20 10 MV 0,99 ± 0,20 0,76 ± 0,20 minimizado3. O mMOSFET, ao contrário do MOSFET, não apresenta dependência em relação ao lado irradiado9. Com o teste de IQD, verificou-se a influência na resposta do detector com relação à distância fonte-detector. Em medidas in vivo, no caso de TBI, esse teste é de fundamental importância, pois a distância fonte-detector é maior, da ordem de 4 m, que as condições de referência (da ordem de 1 m), podendo influenciar em sua resposta. Porém, observou-se que o detector apresentou uma boa concordância com o valor teórico calculado. Referências 1. International Atomic Energy Agency. Review of Radiation Oncology Physics: A handbook for teachers and students. Educational report series. Vienna, Austria; 2004, p. 250. 2. Knoll GF. Radiation detection and measurement, 3ed. New York: Wiley, 2000. 3. Ramaseshan R, Kohli KS, Zhang TJ, Lam T, Norlinger B, Hallil A, et al. Performance characteristics of a microMOSFET as an in vivo dosimeter in radiation therapy. Phys Med Biol. 2004;49(17): 4031-48. 4. Scalchi P, Francescon P. Calibration of a mosfet detection system for 6-MV in vivo dosimetry. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1998;40(4):987-93. 5. Xiang HF, Song JS, Chin DW, Cormack RA, Tishler RB, Makrigiorgos GM, et al. Build-up and surface dose measurements on phantoms using microMOSFET in 6 and 10 MV x-ray beams and comparisons with Monte Carlo calculations. Med Phys. 2007;34(4):1266-73. 6. Panettieri V, Duch MA, Jornet N, Ginjaume M, Carrasco P, Badal A, et al. Monte Carlo simulation of MOSFET detectors for high-energy photon beams using the PENELOPE code. Phys Med Biol. 2007;52(1):303-16. 7. Cheung T, Butson M, Yu PK. Effects of temperature variation on MOSFET dosimetry. Phys Med Biol. 2004;49(13):N191-6. 8. Bharanidharan G, Manigardan D, Devan K, Subramani V, Gopishankar N, Ganesh T, Joshi R, Rath G, Velmurugan J, Aruna P, Ganesan S. Division of Medical Physics and Lasers. Characterization of responses and comparison of calibration factor for commercial MOSFET detector. Med Dosim. 2005;30(4):213-8. 9. Rowbottom, CG, Jaffray DA. Characteristics and performance of a microMOSFET: an “imageable” dosimeter for image-guided radiotherapy. Med Phys. 2004;31(3):609-15. Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):49-53. 53 Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):55-8. CALDose_X: a software for the calculation of absorbed dose to radiosensitive organs and for the assessment of radiological risks for patients submitted to X-ray radiography CALDose_X: um software para calcular dose absorvida em órgãos radiossensíveis e avaliar riscos radiológicos em pacientes submetidos aos exames de radiodiagnóstico Richard Kramer1, Helen J. Khoury1, José W. Vieira2,3 Departamento de Energia Nuclear da Universidade Federal de Pernambuco (UFPE) – Recife (PE), Brasil. 2 Instituto Federal de Educação, Ciência e Tecnologia de Pernambuco (IFPE) – Recife (PE), Brasil. 3 Escola Politécnica de Pernambuco da Universidade de Pernambuco (UPE) – Recife (PE), Brasil. 1 Abstract CALDose_X is a software tool that provides the possibility to calculate incident air kerma (INAK) and entrance surface air kerma (ESAK), two important quantities used in X-ray diagnosis, based on the output of the X-ray equipment. Additionally, the software uses conversion coefficients (CCs) to assess absorbed dose to organs and tissues of the human body, the effective dose as well as the patient’s cancer risk for radiographic examinations. The CCs, ratios between organ and tissues absorbed doses and measurable quantities, have been calculated with the FAX06 and the MAX06 phantoms for 65 projections of 21 commonly performed X-ray examinations, for 40 combinations of tube potential and filtration ranging from 50 to 120 kVcp and from 2.0 to 5.0 mm aluminium, respectively, various field positions, for 29 selected organs and tissues and simultaneously for the measurable quantities: INAK, ESAK and kerma area product (KAP). Based on the X-ray irradiation parameters defined by the user, CALDose_X shows images of the phantom together with the position of the X-ray beam. By using true to nature voxel phantoms, CALDose_X improves earlier software tools, which were mostly based on mathematical MIRD5-type phantoms, i.e. poor representations of human anatomy. Keywords: radiation protection; radiographic phantoms; Monte Carlo method; dosimetry. Resumo O CALDose_X é uma ferramenta computacional que fornece a possibilidade de se estimar o kerma incidente no ar (INAK, INcident Air Kerma) e o kerma no ar na superfície de entrada (ESAK, Entrance Surface Air Kerma), duas importantes quantidades utilizadas em radiodiagnóstico, com base na saída do equipamento de raios X. Além disso, o software utiliza coeficientes de conversão (CCs) para avaliar a dose absorvida de órgãos e tecidos do corpo humano, a dose efetiva, bem como o risco de câncer em pacientes submetidos a exames radiográficos. Os CCs, razões entre doses absorvidas por órgãos e tecidos e quantidades mensuráveis, foram estimados com os fantomas FAX06 e MAX06 para 65 projeções de 21 exames de raios X comumente realizados, usando 40 combinações entre o potencial do tubo (50 a 120 kVcp) e a filtração (2,0 a 5,0 mm de alumínio), e várias posições do campo. As estimativas foram realizadas para 29 órgãos e tecidos selecionados com saídas simultâneas para as quantidades mensuráveis INAK, ESAK e o produto área-kerma (KAP, Kerma Area Product). Com base nos parâmetros de irradiação de raios X definidos pelo usuário, o CALDose_X mostra imagens do fantoma selecionado juntamente com a posição do feixe de raios X. Ao utilizar a anatomia real do corpo humano contida nos fantomas de voxels, o CALDose_X melhora ferramentas computacionais anteriores, que foram baseadas principalmente em fantomas matemáticos do tipo MIRD5, ou seja, em precárias representações da anatomia humana. Palavras-chave: proteção radiológica; simuladores; método Monte Carlo; dosimetria. Correspondência: Richard Kramer – Departamento de Energia Nuclear – Universidade Federal de Pernambuco – Avenida Professor Luiz Freire, 1000 – CEP 50740-540 – Recife (PE), Brazil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 55 Kramer R, Khoury HJ, Vieira JW Introduction Conversion coefficients (CCs) between absorbed or equivalent dose to organs at risk and measurable quantities commonly used in X-ray diagnosis have been calculated by Monte Carlo methods for the last 30 years mostly with mathematical MIRD5-type phantoms1,2. Consequently, softwares for organ absorbed dose calculations were developed based on MIRD5-type phantoms, like PCXMC3 or DoseCal4, however, software using voxel phantoms with improved anatomy was not available. The purpose of this study was therefore: a) to calculate organ and tissue CCs for the most common examinations in X-ray diagnosis with the recently developed MAX06 and FAX06 voxel phantoms for various projections and different X-ray spectra; b) to make these CCs available to the public through a software tool, called CALDose_X (CALculation of Dose for X-ray diagnosis), to be used for the assessment of organ and tissue absorbed doses for X-ray examinations and exposure conditions defined by the user, for determining the effective dose with sex-specific phantoms5 and for estimating the patient’s cancer risks. Materials and methods 2.1 The MAX06 and the FAX06 phantoms The MAX06 and the FAX06 phantoms6 have organ and soft tissue masses in accordance with the reference data from ICRP897. The most important soft tissue organs and the skeletons of the two phantoms are shown in Figure 1. The EGSnrc Monte Carlo code The EGSnrc MC code8 was used to calculate organ and tissue absorbed doses in the FAX06 and the MAX06 phantoms. FAX06 MAX06 Figure 1. The FAX06 and the MAX06 phantoms (Adipose and muscle tissues removed). 56 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):55-8. Normalization quantities According to the concepts outlined in ICRU749, CALDose_X presents organ and tissue absorbed doses normalized to the following measurable quantities: a) incident air kerma (INAK); b) entrance surface air kerma (ESAK); c) air kerma-area product (KAP). Diagnostic X-ray examinations Calculations have been made for 65 projections of 21 diagnostic X-ray examinations, together with focus-tosurface distances (FSDs) and field sizes in the plane of the image receptor shown in Table 1. The 40 X-ray spectra used were generated from the “Catalogue of Diagnostic X-Ray Spectra and Other Data” IPEM/SR78 by Cranley et al.10 for constant potential generators, X-ray tubes with 17° Table 1. Diagnostic X-ray examinations covered by CALDose_X. Examination Head Head Cervical spine Cervical spine Throat Thorarcic spine Thorarcic spine Chest Chest Stomach Stomach Lumbar spine Lumbar spine Lumbar spine Duodenum Duodenum Abdomen Pelvis Bladder Colon Heart Heart Hip Joint Kidneys LS Joint Oesophagus Rectum Rectum Rectum Shoulder Small Intestine Upper Stomach Projection AP, PA RLAT, LLAT AP RLAT, LLAT RLAT, LLAT AP RLAT, LLAT AP, PA RLAT, LLAT AP, PA RAO, LPO, LAO AP RLAT, LLAT LPO, RPO AP, PA RAO, LPO AP, PA AP, PA AP LAO, LPO, RAO AP, PA LLAT, RLAT AP, left, right AP, PA LLAT, RLAT LAO, LPO, RAO AP, PA LLAT, RLAT LPO,RAO AP, left, right AP, PA AP, PA FSD (MC) cm 80 85 80 80 75 80 70 160 150 40 40 80 70 70 45 45 80 80 75 75 45 45 75 75 60 60 45 45 45 75 45 45 Field size cm x cm 24 x 30 30 x 24 18 x 24 18 x 24 18 x 24 20 x 40 20 x 40 35 x 40 25 x 40 24 x 30 24 x 30 20 x 40 20 x 40 24 x 30 15 x 15 20 x 20 35 x 40 40 x 35 24 x 20 35 x 35 15 x 15 15 x 15 24 x 36 36 x 24 18 x 24 15 x 45 18 x 18 18 x 18 18 x 18 24 x 18 24 x 18 15 x 15 FSD: Focus-to-surface distance; Field size: width x height in detector plane; AP: anteriorposterior projection; PA: posterior-anterior projection; RLAT: right lateral projection; LLAT: left lateral projection; RAO: right anterior oblique; LAO: left anterior oblique; RPO: right posterior oblique; LPO: left posterior oblique CALDose_X: a software for the calculation of absorbed dose to radiosensitive organs and for the assessment of radiological risks for patients submitted to X-ray radiography target angles, peak potentials between 50 and 120 kV and total beam filtrations of 2.0 to 5.0 mm Al. Results Figure 2 shows the main user interface of the CALDose_X software. Here, the user can define the institution and the exposure parameters of the X-ray unit, can calculate the INAK and ESAK, can select the X-ray examination, the projection and field position and can pass patient data to CALDose_X. When all data have been filled into the CALDose_X form and the sex of the patient was defined, the image shown in Figure 3 pops up, which is a visualization of the exposure geometry of the examination chosen by the user. Clicking on “Calculate Dose” and after selection of the normalization quantity, Table 2 appears with the results for the examination and the exposure conditions chosen by the user. Discussion and conclusions CALDose_X can be used: • To calculate the INAK based on the output curve of the X-ray equipment; Figure 2. CALDose_X user interface for the calculation of the INAK (ESAK), the selection of the X-ray examination and the definition of the patient data. Figure 3. Visualization of the X-ray exposure geometry chosen by the user. • to assess the ESAK in order to control compliance with diagnostic reference levels, • to calculate organ and tissue absorbed doses for patients with anatomies similar to the MAX06 and the FAX06 phantoms; • to assess the effective dose based on ICRP103 and/or the patient’s cancer risk; Table 2. CALDose_X results for a PA chest radiograph for a 52-year old male patient Institution: Room: X-ray tube identification: Local Hospital R203 Theoretical Output 3,0 mm Al Patient: Male Age: 52 years Name: John Walker Patient identification: M34 Calculation date: May 17th 2009 CALDose_X 3.4 Exposure conditions Max06: Chest, posterioranterior (PA) Image in front of the body 90 kVcp 3.0 mm Al 17 Deg Tungsten IPEM/SR78 Mean spectral energy: 46.8 keV Absorbed fraction: 0.65 Source-to-detector (film): 188 cm Source-to-skin: 160 cm Field size in detector plane: 35 cm x 40 cm Field position: STANDARD Charge: 12 mAs Organ/tissue mGy Esak 0.87 Adrenals 0.19 Brain 0.00 Colon wall 0.03 Breasts 0.08 Kidneys 0.14 Liver 0.12 Lungs 0.22 Oesophagus 0.13 Pancreas 0.09 Small intestine wall 0.02 Skin entrance 7.2 cm X 7.2 cm 0.89 Spleen 0.15 Stomach wall 0.10 Thymus 0.08 Thyroid 0.03 Lymphatic nodes 0.09 BSC dose mainly in beam volume 0.82 RBM dose mainly in beam volume 0.19 Weighted male whole body dose 0.09 % 1.42 2.18 2.60 1.11 2.63 0.57 0.26 0.22 1.56 1.03 0.95 1.42 0.78 0.96 2.56 4.77 0.63 0.14 0.16 0.44 Risk of cancer incidence 0.63 cases per 100,000 Risk of cancer mortality 0.50 cases per 100,000 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):55-8. 57 Kramer R, Khoury HJ, Vieira JW • to demonstrate how organ and tissue absorbed doses, i.e. the radiation risk for the patient, depend on the proper selection of the exposure parameters. This information can be used in educational programs to train radiologists and technicians to understand how to perform X-ray examinations with the minimum exposure to the patient; • to compare organ and tissue absorbed doses, effective doses or radiation risks from different radiological procedures, or from different X-ray units, or from different hospital, etc., to identify high and low risk examinations, or cases of good and bad practice; and • to make risk assessments for surveys on radiological exposures, taking into account risk factors for the age and gender distribution of the patient population under consideration. 2. 3. 4. 5. 6. CALDose_X can be downloaded gratis from www. grupodoin.com. Together with the downloaded software comes a copy of the official CALDose_X release paper11. 7. Acknowledgement 8. The authors would like to thank the Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq) and the Fundação de Amparo à Ciência do Estado de Pernambuco (FACEPE) for financial support. 9. 10. References 11. 1. Snyder WS, Ford MR, Warner GG. Revision of MIRD Pamphlet No.5 Entitled “Estimates of absorbed fractions for monoenergetic photon 58 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):55-8. sources uniformly distributed in various organs of a heterogeneous phantom”. ORNL-4979, Oak Ridge National Laboratory, Oak Ridge, Tenn. USA,1997. Kramer R, Zankl M, Williams G, Drexler G. The calculation of dose from external photon exposures using reference human phantoms and Monte Carlo methods. Part I: The male (ADAM) and female (EVA) adult mathematical phantoms. GSF-Report S-885, Institut für Strahlenschutz, GSF – Forschungszentrum für Umwelt und Gesundheit, NeuherbergMünchen; 1982. Servomaa A, Tapiovaara M. Organ Dose Calculation in Medical X-Ray Examinations by the Program PCXMC. Rad Prot Dos. 1998;80:213-19. Kyriou JC, Newey V, Fitzgerald MC. Patient doses in diagnostic radiology at the touch of a Button. The Radiological Protection Centre, St. George’s Hospital, London, UK; 2000. International Comission on Radiological Protection (ICRP). Recommendations of the International Commission on Radiological Protection. ICRP Publication 103, Ann. ICRP 2007:37 (2-3). Oxford: Elsevier Science Ltd., 2007. Kramer R, Khoury HJ, Vieira JW, Lima VJ. MAX06 and FAX06: update of two adult human phantoms for radiation protection dosimetry. Phys Med Biol. 2006:51(14): 3331-46. International Commission on Radiological Protection (ICRP). Basic anatomical and physiological data for use in radiological protection: reference values. ICRP Publication 89. Ann. ICRP. 2002;32 (3-4):5-265. Kawrakow I. Accurate condensed history Monte Carlo simulation of electron transport. I. EGSnrc, the new EGS4 version. Med Phys. 2000;27(3): 485-98. ICRU Patient dosimetry for X-rays used in medical imaging. ICRU Report n 74. International Commission on Radiation Units and Measurement, Bethesda, MD, USA; 2005. Cranley K, Gilmore BJ, Fogarty GWA, Desponds L. Catalogue of Diagnostic X-ray Spectra and Other Data of the Institute of Physics and Engineering in Medicine (IPEM). Report n 78. Electronic version prepared by D. Sutton; September 1997. Kramer R, Khoury HJ, Vieira JW. 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(22):6437-59. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):59-61. Objeto simulador de cabeça em imagens por ressonância magnética de 3T Phantom Head in Magnetic Resonance Imaging 3T Gisene B. Martins1, Carlos G. Salmon2 Universidade Federal de Sergipe (UFS), São Cristóvão, Brasil Departamento de Física e Matemática da Universidade de São Paulo (USP), Ribeirão Preto, Brasil 1 2 Resumo Este estudo investigou soluções de íons paramagnéticos mais convenientes para a elaboração de objetos simuladores de cabeça em imagens por ressonância magnética com intensidade de campo de 3T e determina as constantes de proporcionalidade entre os tempos de relaxação e a concentração do íon. Foram utilizados seis recipientes com diferentes concentrações de uma solução com MnCl2.4H2O. Para a determinação do tempo de relaxação longitudinal, utilizou-se a sequência inversão-recuperação Spin Eco e para o tempo de relaxação transversal a sequência Spin Eco. A partir de uma função linear das taxas de relaxação com a concentração do íon paramagnético, foi possível obter as constantes de proporcionalidade, em que os valores dessas concentrações foram obtidos para os tecidos do cérebro como a substância branca (0,095 mM) e substância cinzenta (0,073 mM). Nossos resultados mostraram que é possível encontrarmos as concentrações necessárias para os diferentes tecidos da cabeça com a solução de MnCl2.4H2O, porém essas soluções conduzem a presença de ondas de radiofrequência (RF) causando distorções do campo de RF. Palavras-chave: controle de qualidade; imagem por ressonância magnética; simuladores; íons. Abstract This study investigated the paramagnetic ions solutions more convenient to elaborate phantom of head in magnetic resonance imaging operating at 3T and determines the relaxivity between relaxation times and concentration of the paramagnetic ions. Six recipients with different MnCl2.4H2O concentrations were used. For determination of the longitudinal relaxation time the inversion recovery spin echo sequence and the transverse relaxation time the spin echo sequence were used. The relaxivities was obtained with linear relaxation rates and ions concentration. The values of these concentrations for tissue of brain as the white matter (0.095 mM) and gray matter (0.073 mM). The results shown that is possible to find the concentration necessary for different tissues of head with the solution of MnCl2.4H2O. However, these solutions lead presence of radiofrequency waves causing distortions of the radiofrequency field. Keywords: quality control; magnetic resonance imaging; phantoms; ions. Introdução A introdução de íons paramagnéticos para afetar os tempos de relaxação longitudinal (T1) e transversal (T2) tem sido utilizada em uma grande variedade de aplicações em Ressonância Magnética Nuclear (RMN), incluindo a preparação de objetos de teste ou phantoms. Dependendo do tecido que se deseja simular, será necessário utilizar um determinado íon paramagnético. Os mecanismos de contraste associados com a relaxividade são derivados de diferenças de T1 e T2 de tecidos vizinhos. Os termos T1 ou T2 podem ser tipicamente discutidos em termos de taxas de relaxação R1 (1/T1) e R2 (1/T2) de uma solução como uma função linear da concentração do íon paramagnético envolvido (C). Para fazer um controle de qualidade de diferentes técnicas quantitativas utilizadas no estudo do cérebro com o equipamento de RMN de 3T (volumetria e relaxometria) é necessário um objeto simulador de cabeça. Assim, surgiu a necessidade de encontrar um íon paramagnético capaz de simular os valores das taxas de relaxação dos principais tecidos cerebrais. Para isso, precisamos definir qual a solução de íon paramagnético mais conveniente para a elaboração dos objetos simuladores de cabeça, determinar as constantes de proporcionalidade entre os tempos de relaxação e a concentração do íon para 3T. A desvantagem de se utilizar essas soluções em grandes volumes e em altos campos magnéticos, portanto com alta permissividade elétrica (e=80), e a presença de ondas Correspondência: Gisene Bolzan Martins – Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto, Avenida Bandeirantes, 3900, Monte Alegre, CEP 14040-901, Ribeirão Preto, Brasil – e-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 59 Xxxxxxxx XX, XXXXxxxx xXX de RF causando distorções do campo de RF. Apesar disso, em relaxometria esse efeito torna-se irrelevante. Este estudo mostra que é possível encontrarmos as concentrações necessárias para os diferentes tecidos da cabeça com a solução de MnCl2.4H2O em imagens por ressonância magnética de 3T1-3. Resultados Material e Métodos Neste estudo utilizamos seis recipientes com diferentes concentrações de MnCl2.4H2O (0.21, 0.17, 0.13, 0.12, 0.09, 0.06) mM. Os tempos de relaxação longitudinal (T1) e transversal (T2) foram determinados a partir de imagens de ressonância magnética realizadas no equipamento Philips Achieva 3T do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo utilizando uma bobina de cabeça de 8 canais. Para a determinação de T1 foi utilizada uma sequência Inversão-recuperação Spin Eco (IR-SE) com diferentes tempos de inversão (TI=100, 200, 400, 600, 800, 1200, 1600) ms, TE = 14 ms, TR = 6000 ms, FOV = (160x124) mm, espessura da fatia 3 mm, 1 corte, matriz de aquisição (160x124). No caso das estimativas dos valores de T2 foi usada uma seqüência Spin Eco (SE) com diferentes tempos ao eco TE (20, 40, 60, 80, 100, 120, 140 e 160) ms, TR=5000 ms, FOV = (200x138) mm, espessura da fatia 4 mm, 1 corte, matriz de aquisição (200x138). a b a b a b c d c d c d e f e f e f (a) (b) A B A B A B C D C D C D E F E F E F (e) (f) Figura 2. Sequência SE, TR=5000 ms, (d) TE=40 ms, (e) TE=80 ms e (f) TE=160 ms. Onde A, B, C, D, E e F correspondem aos valores das concentrações e são: 0,09 mM, 0,06 mM, 0,13 mM, 0,12 mM, 0,21 mM, 0,17 mM, respectivamente. 60 A solução com MnCl2.4H2O foi escolhida para os objetos simuladores de cabeça pois para este íon com uma mesma concentração é possível reproduzir ambos os valores T1 e T2 próximos aos valores dos tecidos cerebrais reportados in vivo. As Figuras 1 e 2 mostram as imagens geradas com a sequência IR-SE com TR=6000 ms variando o tempo de inversão (TI=800, 1200 e 1600 ms) e a sequência SE com TR=5000 ms variando o tempo ao eco (TE=40, 80 e 160 ms). As constantes de proporcionalidade para T1 (r1 = 8,1 mM-1·s-1) e T2 (r2 = 102 mM-1·s-1) e das taxas de relaxação da H2O (R10= 0,25 s-1 e R20=0,51 s-1) para 3T obtiveram valores significativamente coerentes se comparadas aos valores das constantes de proporcionalidade para T1 (r1 = 8,0 mM-1·s-1) e T2 (r2 = 80 mM-1·s-1) e das taxas de relaxação da H2O (R10= 0,28 s-1 e R20=0,4 s-1) para 1,5T descritas na literatura4-5. A concentração da solução com MnCl2.4H2O encontrada para a substância branca foi 0,095 mM, onde foi possível obter os valores de T1 (980 ms) e T2 (98 ms) e 0,073 mM com T1 (1188 ms) e T2 (125 ms) para a substância cinzenta de cabeça para 3T. Os valores reportados na literatura para T1 e T2 da substância branca de 3T foram 1097 ms e 86 ms, conforme Figuras 3 e 4, e para a substância cinzenta 1470 ms e 100 ms, respectivamente. Podemos observar o comportamento do sinal ao longo dos tempos de inversão e tempo ao eco para cada seqüência aplicada, conforme as Figuras 5 e 6. (c) Figura 1. Sequência IR-SE com TR=6000 ms, TE=14 ms, (a) TI=800 ms, (b) TI=1200 ms e (c) TI=1600 ms. Onde a, b, c, d, e, f correspondem aos valores das concentrações e são: 0,03 mM, 0,015 mM, 0,06 mM, 0,045 mM, 0,085 mM, 0,065 mM, respectivamente. (d) Após as determinações dos tempos, os comportamentos das taxas de relaxação (R1 e R2, s-1) em função da concentração foram ajustados a uma equação linear para estimar as constantes de proporcionalidade (r1 e r2, mM1 -1 ·s ) e as taxas de relaxação da água pura (R10 e R20 s-1). Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):59-61. Discussão As soluções, quando utilizadas em grandes volumes, provocam uma perda variável da magnetização transversal sem seqüências SE, gerando um aumento da não uniformidade dos phantoms em um campo de RF não uniforme. De acordo com estudos realizados por Tofts2, o mais indicado é a utilização do gel agarose, pois existem evidências de estabilidade, não provocando distorções do campo magnético de RF em grandes volumes. Conclusão Nossos resultados mostraram que é possível encontrarmos as concentrações necessárias para os diferentes tecidos da cabeça com a solução de MnCl2.4H2O, porém, essas soluções conduzem a presença de ondas de RF Objeto simulador de cabeça em imagens por ressonância magnética de 3T Valores experimentais. 1/T1 (ms-1) = 2,50E-4 + 0,0081· Conc (mM). SB SC Figura 3. Comportamento da taxa de relaxação longitudinal para diferentes concentrações da solução de MnCl2.4H2O com seu respectivo ajuste linear. Figura 5. Comportamento da magnetização longitudinal versus TI para as diferentes concentrações da solução de MnCl2.4H2O para a seqüência IR-SE. Valores experimentais. 1/T2 (ms-1) = 5,15E-4 + 0,102· Conc (mM). SB SC Figura 4. Comportamento da taxa de relaxação transversal para diferentes concentrações da solução de MnCl2.4H2O com seu respectivo ajuste linear. Figura 6. Comportamento da intensidade do sinal versus tempo ao eco para as diferentes concentrações da solução de MnCl2.4H2O para a seqüência Multieco. causando distorções do campo de RF. Portanto, o mais indicado seria utilizar o gel agarose no lugar dessas soluções com estas mesmas concentrações para os objetos simuladores de cabeça em Imagens por Ressonância Magnética de 3T. Referências Agradecimentos Ao Departamento de Física e Matemática da Universidade de São Paulo pelo espaço cedido para o desenvolvimento deste trabalho, ao Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de são Paulo de Ribeirão Preto por ter fornecido o equipamento utilizado para a obtenção destes dados e a Capes pelo apoio financeiro. 1. Schneiders NJ. Solutions of two paramagnetic ions for use in nuclear magnetic resonance phantoms. Med Phys. 1988;15(1):12-6. 2. Tofts PS (Ed). Quantitative MRI of the brain: measuring changes caused by disease. Chichester: John Wiley & Sons, Ltd,; 2003. 3. Runge VM. Contrast media in magnetic resonance imaging: a clinical approach. Philadelphia: JB Lippincott Company; 1992. 4. Stanisz GJ, Odrobina EE, Pun J, Escaravage M, Graham SJ, Bronskill MJ, et al. T1, T2 relaxation and magnetization transfer in tissue at 3T. Magn Reson Med. 2005;54(3):507-12. 5. Gold GE, Han E, Stainsby J, Wright GA, Brittain J, Beaulieu C. Musculoskeletal MRI at 3.0T: relaxation times and image contrast. AJRoentgenol. 2004;183(2):343-51. Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):59-61. 61 Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):63-6. Uso do conceito de entropia associado à densidade espectral de energia na detecção de regiões de ativação cerebral em neuroimagens funcionais Using the entropy concept associated to energy spectral density for detection of active brain regions in functional neuroimaging Ana C. T. Souza, Marcio J. Sturzbecher, Joaquim C. Felipe Departamento de Física e Matemática da Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo (FFCLRP/USP) – Ribeirão Preto (SP), Brasil. Resumo Uma importante aplicação das imagens de Ressonância Magnética Funcional (fMRI) é a detecção e o mapeamento de regiões cerebrais ativas. Esta detecção pode ser realizada por meio da variação observada na intensidade dos pixels, que são relacionadas à mudança na oxigenação do sangue quando o cérebro detecta um estímulo curto. Neste trabalho é proposto um novo método para realizar análises em fMRI evento-relacionado. Este método avalia a intensidade do pixel na série temporal usando o conceito de entropia associado à densidade espectral de energia. Os resultados mostram a capacidade do método da Entropia com Densidade Espectral de Energia (EDEE) para discriminar entre regiões em repouso e ativadas por um estímulo motor. Comparado a outros métodos, o EDEE apresenta duas vantagens: 1) é menos afetado por ruídos de aquisição; 2) não necessita da implementação e do uso de uma função teórica de referência representando a aplicação do estímulo. Palavras-chave: IRM funcional; imagem por ressonância magnética; análise de Fourier; mapeamento cerebral. Abstract An important application of Functional Magnetic Resonance Imaging (fMRI) is the detection and mapping of active brain regions. This detection can be accomplished by the variations observed in pixel intensity, which are related to changes in blood oxygen signal when the brain detects short stimuli. In this work we propose a new method to perform analysis of event-related fMRI. This method analyzes pixel intensity time series by the use of Entropy concept applied to energy spectral density. The results show the ability of Entropy-Energy Spectral Density to discriminate between active and resting brain regions for motor stimuli. Compared to others, our method presents two advantages: 1) it is less affected by acquisition noise; 2) it does not need the implementation and use of a theoretical reference function to represent the stimulus application. Keywords: functional MRI; magnetic resonance imaging; Fourier analysis; brain mapping. Introdução Nos últimos anos, a área de pesquisa que aborda as neuroimagens funcionais tem apresentado progressos significativos. A possibilidade de se obter imagens funcionais por ressonância magnética (functional magnetic resonance imaging - fMRI) com faixas de resolução anatômica milimétrica e resolução temporal da ordem de milissegundos, aliada ao aprimoramento de técnicas de aquisição e processamento de sinais, tem viabilizado a aplicação dessa modalidade de imagens para o estudo de vários processos envolvendo a atividade cerebral humana. Em ambiente hospitalar, essa nova modalidade de neuroimagem abre uma nova perspectiva de aplicações, como, por exemplo, no mapeamento pré-cirúrgico de funções primárias de pacientes indicados à cirurgia, podendo contribuir fundamentalmente na avaliação, no planejamento e na segurança do ato cirúrgico. No campo da neurociência, o uso de fMRI possibilita o estudo de funções cognitivas e emocionais do cérebro ainda não totalmente caracterizadas. Correspondência: Joaquim Cezar Felipe – Universidade de São Paulo – Departamento de Física e Matemática – Avenida Bandeirantes, 3900 – Monte Alegre – CEP 14040-901 – Ribeirao Preto (SP), Brasil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 63 Souza ACT, Sturzbecher MJ, Felipe JC Uma importante técnica de geração de fMRI baseiase na ocorrência de um contraste endógeno, conhecido como efeito BOLD (blood oxygen level dependent), que consiste na variação da concentração local de hemoglobina desoxigenada nas regiões de atividade cerebral1 que, por sua vez, altera localmente o contraste das imagens. Infelizmente, essa alteração no contraste não é grande da ordem de 3%, o que impossibilita uma inspeção visual direta, tornando necessária a utilização de algoritmos computacionais de identificação dessas áreas2. Na maioria dos exames de fMRI, o indivíduo não observa passivamente o estímulo, mas é solicitado a realizar alguma tarefa que requer uma resposta comportamental, definindo um procedimento. Paradigmas em fMRI correspondem às séries de tarefas apresentadas aos indivíduos a fim de se observar áreas de atividade cerebral. Pode-se enquadrar esses paradigmas em três grupos, que determinam o modo como serão pós-processadas as imagens: 1. discretos, ou paradigmas em bloco: alternam-se períodos de atividade com períodos de repouso; 2. contínuos ou paramétricos: os estímulos são apresentados continuamente, em geral de forma aleatória; 3. eventos-relacionados: estímulos curtos são intercalados com períodos longos de repouso. Neste projeto utilizamos imagens obtidas em experimentos baseados no paradigma evento-relacionado. Conceitos Nesta seção faremos uma breve descrição dos conceitos que sustentam o método proposto na seção seguinte. Transformada rápida de Fourier A análise de Fourier é a representação de sinais em termos de onda senoidal. Essa representação fornece eficiência no tratamento de sinais em um grande número de aplicações práticas nas áreas da ciência3. A transformada rápida de Fourier (fast Fourier transform - FFT) é um algoritmo simplificado da Transformada Discreta de Fourier (discret Fourier dransform - DFT). Para que se realize uma análise das frequências é necessário o processamento do resultado da FFT para obter a densidade espectral de energia (energy spectral density - ESD), comumente chamada de periodograma. Existem dois métodos para se obter a ESD: aplicando diretamente na transformada de Fourier, ou com uma abordagem baseada na aplicação de uma função de autocorrelação na transformada de Fourier4. Neste projeto foi utilizado o primeiro método. A ESD é calculada da seguinte forma: G(T , f ) = | X (T , f ) | 2 T (1) sendo X (T, f) a FFT de uma função f avaliada ao longo do intervalo [0, T]. 64 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):63-6. Entropia de Shannon Entropia de Shannon é um conceito que pode ser usado como uma medida da incerteza sobre as informações relativas a um conjunto de dados5. Conceitos de entropia permitem uma comparação entre propriedades de sistemas em termos numéricos, por meio da sua distribuição de probabilidades6, uma vez que a entropia pode ser usada como uma medida da sua dispersão. A entropia de Shannon é calculada da seguinte forma: n H ( X ) = −k∑ pi( x) log 2 { p i ( x ) }, (2) i =1 sendo X uma série, pi(x) a frequência do valor x e k uma constante positiva. Por convenção, assume-se xlog(x)=0 quando x=0, para preservar a continuidade de H (X)5. Materiais e método proposto As imagens utilizadas neste trabalho foram geradas por meio de um experimento usando sequências do tipo EPIBOLD, seguindo o paradigma evento-relacionado de fMRI. Nesse experimento, foi pedido ao voluntário para produzir um estímulo motor que consistiu no movimento bilateral dos dedos das mãos. Esse conjunto de imagens possui as seguintes características: imagens com resolução de 128 x 128 pixels, composto por três cortes axiais, sendo que para cada um deles há uma sequência de 336 imagens. Nesse exame, foi solicitado ao indivíduo que produzisse o estímulo por pequenos períodos de tempo, sendo que para cada período foi possível adquirir três imagens. Entre esses períodos curtos houve um período de tempo maior de repouso, que possibilitou a aquisição de 11 imagens por período. Dessa forma, uma época (período de ativação-repouso) é composta de 14 imagens. Esse exame apresenta 24 épocas (336/14). Todas as imagens pertencem ao laboratório coordenado pelo Prof. Dr. Dráulio Barros de Araújo no Departamento de Física e Matemática da Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras da Universidade de São Paulo e foram adquiridas com um equipamento de 1.5T (Siemens, Magnéton Vision) pertencente ao Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo. Proposta Neste trabalho propomos um novo método para identificar regiões de atividade cerebral relativas a um estímulo evento-relacionado, chamado entropia com densidade espectral de energia (EDEE), que é baseado na aplicação da transformada de Fourier nas séries temporais derivadas da variação da intensidade do pixel nas imagens fMRI do cérebro. A partir da ESD resultante de cada pixel é calculada a respectiva Entropia de Shannon. Uso do conceito de entropia associado à densidade espectral de energia na detecção de regiões de ativação cerebral em neuroimagens funcionais Esse método baseia-se na seguinte propriedade: uma vez que a ESD concentra suas amplitudes em torno de valores específicos da frequência, a entropia representa uma medida de dispersão da curva gerada pela ESD. As quatro etapas principais do método EDEE estão descritas nas seções seguintes. Pré-processamento das séries temporais Inicialmente as séries temporais não possuíam um padrão ideal para serem feitas comparações, conforme mostra a Figura 1. Assim, foi feito o pré-processamento para: • remoção de ruídos: suavização da curva, tornando o sinal mais limpo, removendo o aspecto ruidoso. A remoção do ruído se fez com uso do filtro da média. Foi calculada a média do valor de um ponto da série temporal com seus pontos vizinhos utilizando uma janela igual a 3; • escala de amplitude: a amplitude do sinal foi modificada para adaptá-lo a uma amplitude proporcional entre todas as séries do corte. Para tanto, calculou-se a média do valor de um ponto com valor de janela 15 e, após a remoção de ruídos já descrita, subtraiu-se essa média da série; • Deslocamento translacional: a linha central média da curva foi transladada para sobrepor-se ao eixo de intensidade igual a zero, com o objetivo de haver uma compatibilidade entre os níveis de intensidade. Mapa de pixels ativados A etapa final consiste em construir um mapa de cores para cada fatia da imagem adquirida. O resultado do processamento fica armazenado em uma matriz de 3 dimensões, de tamanho 128x128x3, onde estão representados os valores resultantes do processamento. As cores no mapa representam estes valores da entropia calculada para a ESD da série temporal de cada pixel. De acordo com a cor de cada pixel, é possível identificar regiões de atividade. Esse mapa é feito utilizando uma escala de cores que variam do azul escuro para o vermelho escuro. Por convenção utiliza-se o vermelho para regiões de atividade e o azul para regiões não-ativas. Figura 1. Duas séries temporais originais, série ativa (vermelho) e série inativa (azul). A Figura 2 mostra as séries após o pré-processamento. Cálculo da transformada de Fourier Essa etapa consistiu no cálculo da FFT e no processamento do resultado para se construir a ESD. Para cada série temporal, é calculada a FFT e a ESD é gerada para freqüências entre 0 e 1024 Hz, pois, após vários testes, os valores significativos ficaram nesta faixa. A ESD varia de acordo com a periodicidade do sinal e sua frequência; portanto, se a série temporal apresenta uma periodicidade bem definida, sua ESD apresentará alta amplitude para algumas freqüências específicas. As Figuras 3 e 4 apresentam respectivamente um exemplo da ESD de um pixel localizado em região inativa e de outro localizado em região ativa. Cálculo da entropia do ESD O terceiro passo consiste em calcular a entropia do ESD. Para o ESD de cada série temporal, é calculada a entropia e este é o valor que será utilizado para cada pixel na geração do mapa de ativação. A entropia é calculada com o valor de cada freqüência de ESD. O valor da entropia obtido em uma função é uma medida de “achatamento”, isto é, do grau de dispersão da distribuição da função. Então, se a série temporal apresenta uma periodicidade bem definida, sua ESD será concentrada ao redor de alguns valores e consequentemente sua entropia resultante possuirá um valor baixo. Figura 2. Séries temporais mostradas na Figura 1, após serem pré-processadas Figura 3. ESD de um pixel localizado em região inativa Figura 4. ESD de um pixel localizado em região ativa Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):63-6. 65 Souza ACT, Sturzbecher MJ, Felipe JC Resultados e discussão Após o processamento descrito na seção anterior, temos como resultado um mapa de cores variando do azul escuro (região de menor ativação) para o vermelho (região de maior ativação). Para efeito de comparação, foram implementados outros dois métodos: o método de entropia das séries temporais, descrito em de Araujo et al.7, e o método de dynamic time warping, que mede a similaridade da série temporal em relação a uma série de referência, descrito em Duque et al8. Usando o mesmo conjunto de imagens, após o pré-processamento foram gerados mapas de cores com a mesma escala de cores, independentemente da grandeza utilizada para cada método, conforme mostrado na Figura 5. Comparando os mapas gerados pelo método EDEE com os outros métodos, através da análise da região de cor vermelha, podemos verificar que o EDEE pode identificar precisamente as regiões de atividade relacionadas com o córtex motor, como os outros métodos também o fazem. Por outro lado, analisando as regiões azuis e a transição das cores, pode-se observar que o EDEE é mais eficiente em identificar regiões não ativas e, portanto, é mais preciso no sentido de não gerar resultados falsos positivos, que corresponde a identificar falsas regiões de atividade. Assim, foi obtido um contraste melhor na escala de cor azul-vermelho, com maior precisão na definição de áreas de ativação. Além disso, com EDEE podemos notar que as áreas do cérebro estão bem delimitadas, contrastando com os outros métodos. Isso nos leva a concluir que o EDEE é menos influenciado por ruídos no sinal (gerado por distorções no processo de aquisição). Conclusões Este artigo apresentou o método entropia com densidade espectral de energia (EDEE), um novo método para detecção de regiões de atividade no cérebro, baseada em fMRI. Os mapas de cores obtidos pelo EDEE, a partir de experimentos com o procedimento evento-relacionado, mostraram coerência com a área conhecida a priori da região motora no córtex primário e as áreas motoras suplementares. Estes resultados são também consistentes com outros experimentos relativos a estímulos motores. Quando comparamos com os resultados de outros métodos, os mapas de cores gerados pelo EDEE apresentam maior distinção entre regiões ativas e não-ativas. Além disso, o EDEE apresenta a vantagem de, ao contrário dos outros experimentos com que foi comparado, não precisar de uma função teórica de referência simulando um pixel ativado para representar a aplicação do estímulo, o que é uma questão importante em situações onde o estímulo não é totalmente controlado. Referências Figura 5. a) Mapas gerados pelo método EDEE, b) mapas gerados pelo método dynamic time warping, c) mapas gerados pelo método de entropia das séries temporais 66 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):63-6. 1. Kwong KK, Belliveau JW, Chesler DA, Goldberg IE, Weisskoff RM, Poncelet BP, et al. Dynamic magnetic resonance imaging of human brain activity during primary sensory stimulation. Proc. Natl Sci USA. 1992;89(12):5675-9. 2. Araujo D, de Araujo DB, Pontes-Neto OM, Escorsi-Rosset S, Simao GN, Wichert-Ana L, et al. Language and Motor fMRI activation in polymicrogyric cortex. Epilepsia. 2006;47(3):589-92. 3. Sundararajan D. The Discrete Fourier Transform: Theory, Algorithms and Applications. World Scientific; 2001. 4. Howard RM. Principles of random signal analysis and low noisedesign: the power spectral density and its applications. New York: Wiley; 2002. 5. Cover TM, Thomas JA. Elements of Information Theory. New York: Wiley; 1991. 6. Sturzbecher MJ. Detecção e caracterização da resposta hemodinâmica pelo desenvolvimento de novos métodos de processamento de imagens funcionais por ressonância magnética. [dissertação]. 193 p. São Paulo: Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo; 2006. 7. de Araujo DB, Tedeschi W, Santos AC, Elias J Jr, Neves UP, Baffa O. Shannon entropy applied to the analysis of event-related fMRI time series. NeuroImage. 2003;20(1):311-7. 8. Duque JJ, Sturzbecker M, de Araújo DB, Felipe JC. A new method for detection of active brain regions with event-related fMRI time series analysis. Proceedings of the 20th Brazilian Symposium of Computer Graphics and Image Processing. Belo Horizonte, Brazil, 2007:329-34. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):67-70. Avaliação de desempenhos de esquema de diagnóstico auxiliado por computador (CAD) para diferentes grupos de imagens mamográficas Computer-aided diagnosis (CAD) performances evaluation to different mammographic image groups Ana C. Patrocínio1, Michele F. Angelo2, Simone Elias3, Leandro P. Freitas4, Homero Schiabel4 e Regina B. Medeiros3 1 Faculdade de Engenharia Elétrica da Universidade Federal de Uberlândia (UFU)– Uberlândia (MG), Brasil. Departamento de Tecnologia da Universidade Estadual de Feira de Santana (UEFS) – Feira de Santana (BA), Brasil. 3 Departamento de Diagnóstico por Imagem da Universidade Federal de São Paulo (Unifesp) – São Paulo (SP), Brasil. 4 Departamento de Engenharia Elétrica da Universidade de São Paulo (USP) – São Carlos (SP) Brasil. 2 Resumo Este trabalho descreveu os testes de um esquema de diagnóstico auxiliado por computador (CAD) com dois diferentes grupos de imagens mamográficas e comparou com o desempenho das respostas dos especialistas. Foram utilizadas imagens com comprovações patológicas com regiões de interesse (RIs) com nódulos benignos e malignos. O grupo 1 de imagens foi composto por 102 RIs apenas com nódulos malignos, e o grupo 2 por 50 RIs, contendo nódulos benignos e malignos. As imagens do grupo 1 passaram por dupla leitura de especialistas e suas respostas foram comparadas com as do CAD. O CAD apresentou área sob a curva ROC (AZ) de 0,94 e 0,84 para os grupos 1 e 2 respectivamente. Enquanto os especialistas apresentaram AZ de 0,85 para o grupo1. Palavras-chave: diagnóstico auxiliado por computador; diagnóstico por imagem; mamografia. Abstract This work described the tests of computer-aided diagnosis (CAD) scheme with two different groups of mammoraphic images and to compare with the performance of specialists. Images were used with pathological proofs with regions of interest (ROI) containing benign and malign nodules. The images of group 1 were composed by 102 ROI with malign nodules only, and the group 2 composed by 50 ROI with benign and malign nodules. The images of the group 1 were submitted by double reading of specialists and your answers were compared with the one of CAD. CAD presented area under the curve ROC (AZ) of 0.94 and 0.84 for the groups 1 and 2 respectively. While the specialists presented AZ 0.85 for the group 1. Keywords: computer-aided diagnosis; diagnostic imaging; mammography. Introdução Esforços têm sido realizados a fim de se detectar precocemente o câncer de mama, por ser essa a forma mais efetiva de diminuir a mortalidade por essa doença. Isso é possível por meio da mamografia, que é considerada o exame de maior sensibilidade para o rastreamento do câncer de mama ainda impalpável. A fim de colaborar na avaliação e análise de mamografias digitais, diversos trabalhos vêm sendo desenvolvidos utilizando esquemas computacionais (CAD – computer-aided diagnosis), que têm por objetivo auxiliar no diagnóstico de achados mamografias dando ao especialista uma “segunda opinião”. Entre as técnicas empregadas, há um particular interesse nas que buscam detectar e/ou classificar microcalcificações1-7 e nódulos8-13. Estudos indicam que o desempenho de um CAD está diretamente relacionado com a base de imagens que é utilizada para a sua validação. Segundo Wirth14, o uso extensivo de coleções de mamografias com características variadas pode levar ao desenvolvimento de algoritmos mais robustos. Dessa forma, o objetivo deste trabalho foi analisar o resultado de um CAD para detecção e classificação de massas nodulares quando aplicado a grupos diferentes de imagens. Correspondência: Ana Claudia Patrocínio – Faculdade de Engenharia Elétrica - Universidade Federal de Uberlândia – Av. João Naves de Ávila, 2160 - Bloco 3N – Campus Santa Mônica – CEP: 38400-902 – Uberlândia – MG – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 67 Patrocínio AC, Angelo MF, Elias S, Freitas LP, Schiabel H, Medeiros RB Material e métodos Figura 1. Diagrama esquemático do sistema para detecção de nódulos13 Figura 2. Diagrama esquemático do sistema de classificação de massas nodulares17 68 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):67-70. Foram comparadas respostas do CAD para dois grupos distintos de imagens, o grupo 1 corresponde a 102 imagens com nódulos malignos adquiridas de um mesmo equipamento mamográfico analógico. O grupo 2 correspondeu a 50 imagens sendo 34 contendo nódulos malignos e 16 nódulos benignos, porém no grupo 2 as imagens foram adquiridas em equipamentos diferentes, incluindo imagens de equipamentos digitais e analógicos, os quais passaram por testes de qualidade, verificando-se que estavam em conformidade com o exigido pela portaria 453/1998. As imagens adquiridas em equipamentos analógicos foram digitalizadas em um scanner Lumiscan 75 com 12 bits de resolução de contraste e 70 µm de resolução espacial. As imagens do grupo 1 foram submetidas à dupla leitura de especialistas e tanto as imagens do grupo 1 quanto as do grupo 2 possuem confirmação patológica. A técnica de segmentação13 desenvolvida no Laboratório de Análise e Processamento de Imagens Médicas e Odontológicas (LAPIMO) da Escola de Engenharia de São Carlos da Universidade de São Paulo (EESC-USP) foi utilizada visando à detecção de massas suspeitas em regiões de interesse (RIs) extraídas de imagens mamográficas digitalizadas. Originalmente, implementada para casos de mamas densas, onde a principal característica da RI é a alta densidade e, portanto, contraste reduzido, uma técnica de pré-processamento, equalização do histograma, foi implementada a fim de melhorar o contraste da imagem. Em seguida, a segmentação foi aplicada com base na Transformada Watershed15,16. Essa transformada investiga os níveis de cinza do histograma a partir da frequência desses níveis, em que uma mesma frequência corresponde às estruturas de interesse e altas frequências correspondem a gradiente e bordas. Para corrigir os defeitos residuais, uma técnica de pósprocessamento foi aplicada. Para esta fase utilizou-se a técnica de rotulação, que atribui uma única cor para pixels pertencentes a uma mesma região conectada. Após a rotulação, a imagem resultante é alinhada à imagem original em níveis de cinza, com o intuito de comparar as duas imagens e destacar o nódulo. A Figura 1 apresenta um diagrama esquemático do sistema de detecção é apresentado. Após a detecção o próximo passo a ser realizado pelo CAD é classificar o nódulo através do padrão BI-RADS®. Para isso, foi utilizado o esquema computacional desenvolvido por Patrocínio17, que consiste na classificação automática de achados mamográficos, através de uma abordagem híbrida de classificadores e extração de atributos (Figura 2). Foi implementada uma rede Backpropagation que classifica nódulos utilizando descritores geométricos e uma entrada com informação extraída de atributos de intensidade, produzindo na saída classificação da região de Interesse entre as categorias BI-RADS®. Avaliação de desempenhos de esquema de diagnóstico auxiliado por computador (CAD) para diferentes grupos de imagens mamográficas Resultados A análise do desempenho do CAD considerou as categorias BI-RADS 1, 2 e 3 como sendo lesões negativas e as 0, 4 e 5 como sendo lesões positivas, para que a análise seguindo a teoria das curvas ROC18 fosse facilmente empregada na avaliação dos resultados. Uma vez que as curves ROC quantificam o desempenho do sistema considerando acertos e erros em relação aos casos positivos e negativos apenas. A Tabela 1 apresenta as respostas do CAD para o grupo 1 de imagens, para o grupo 2 e para os especialistas em relação ao grupo 1, segundo a teoria de detecção de sinais utilizada em curvas ROC, tais como: probabilidades de acertos [verdadeiras positivas (VP) e verdadeiras negativas (VN)]; probabilidades de erros [falsos positivos (FP) e falsos negativos (FN)]; e área sob a curva da característica operativa do receptor (curva ROC) (AZ). Tanto para os resultados quantificados dos especialistas quanto do CAD para o grupo 1 de imagens não foram computados resultados verdadeiros negativos e nem resultados falsos positivos pois neste grupo de imagens não existiam lesões benignas. As Figuras 3, 4 e 5 correspondem às curvas ROC dos sistemas apresentados na Tabela 1 – CAD (grupo 1), CAD (grupo 2) e especialistas. Tabela 1. Resultados de respostas do CAD para os grupos 1 e 2 e dos especialistas para o grupo 1 VP VN FP FN AZ CAD (grupo 1) 0,84 - - 0,16 0,94 CAD (grupo 2) 0,82 0,81 0,19 0,18 0,84 Especialistas 0,74 - - 0,26 0,85 VP: verdadeiras positivas; VN: verdadeiras negativas; FP: falsos positivos; FN: falsos negativos; Az: área sob a curva ROC Figura 3. Curva ROC do desempenho do CAD para o grupo 1 Discussão e conclusões O CAD apresentou um alto desempenho (AZ = 0,94) nos testes com as imagens do grupo 1, bem como nos testes das imagens do grupo 2 (AZ = 0,84), principalmente considerando que no grupo 2 foi possível computar tanto as taxas erros FP e FN e de acertos VP e VN. Para ambos os grupos de imagens, 1 e 2, o CAD teve alta sensibilidade com taxas de acertos VP (0,84 e 0,82 respectivamente), e VN de 0,81 para o grupo 2. Embora a sensibilidade do CAD tenha sido próxima para os dois grupos de imagens, o desempenho do sistema nos dois grupos teve uma diferença significativa. Isso pode ser justificado pelas taxas de erro FP e FN que puderam ser computadas no grupo 2, uma vez que este grupo apresentou maior variedade de lesões incluído os nódulos benignos. Ainda considerando o desempenho do CAD para os grupos 1 e 2 de imagens, a taxa FN para ambos, embora abaixo de 0,2 sugere que as rotinas de segmentação e classificação devem ser aprimoradas com treinamento de redes neurais com maior números de casos variados na tentativa de diminuir o erro, pois se pensarmos que este número representa casos que deixarão de ser tratados, as respostas FN do CAD são significativas. A taxa FP do CAD para o grupo 2, embora não tenha sido muito baixa, ficou abaixo de 0,2, o que mostra ganhos em relação à literatura nas taxas apresentadas nas avaliações feitas por especialistas. Figura 4. Curva ROC do desempenho do CAD para o grupo 2 Figura 5. Curva ROC do desempenho dos especialistas para o grupo 1 Com a análise dos resultados dos especialistas na avaliação das imagens do grupo 1, o CAD mostra superioridade tanto na sensibilidade (VP), quanto no desempenho (AZ), porém na taxa de erro (FN) os especialistas tiveram uma taxa bastante alta conforme mostrado na Tabela 1. Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):67-70. 69 Patrocínio AC, Angelo MF, Elias S, Freitas LP, Schiabel H, Medeiros RB Foram computados para o grupo 1 os acertos e erros caso a caso tanto dos especialistas quanto do CAD e foi possível comparar pontualmente os erros de ambos os sistemas. Dessa forma observou-se que os dois sistemas (especialistas e CAD) são complementares, pois em 92% dos casos indicados como FN pelos especialistas na avaliação das imagens do grupo 1, os mesmos casos foram classificados corretamente pelo CAD. E em 87% dos casos classificados como FN pelo CAD, os mesmos casos foram indicados corretamente pelos especialistas. Considerando todas as respostas (VP e FN) na avaliação do grupo 1, por ambos sistemas (especialistas e CAD), houve 61% de concordância entre eles. Os resultados das avaliações dos grupos 1 e 2 apresentados mostram uma flexibilidade do CAD quando aplicado a imagens adquiridas em equipamentos diferentes com lesões classificadas em diversas categorias BI-RADS e consequentemente de caracterização de formatos e tamanhos variados, isso mostra que as técnicas são robustas e o classificador apresenta boa generalização. A qualidade das imagens, assegurada pelos testes de controle de qualidade dos equipamentos mamográficos, os quais as imagens foram adquiridas, contribuíram para que o desempenho do CAD fosse satisfatório em ambos os grupos aqui testados. Agradecimentos Os autores agradecem à Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de São Paulo (FAPESP) pelo apoio financeiro. Referências 1. Goes CE, Schiabel H, Nunes FLS. Evaluation of microcalcifications segmentation techniques for dense breast digitized images. J Dig Imag. 2002;15(1):231-33. 2. Cheng HD, Cai X, Chen X, Hu L, Lou X. Computer-aided detection and classification of microcalcification in mammo-grams: a survey. Pattern Recognition. 2003; 36:2937-91. 3. Patrocinio AC, Schiabel H, Romero RAF. Evaluation of bayesian network to classify clustered microcalcifications. In: Proceedings of SPIE. San Diego (CA) – USA; 2004;5370:1026-33. 70 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):67-70. 4. Papadopoulos A, Fotiadis DI, Likas A. Characterization of clustered microcalcifications in digitized mammograms using neural networks and support vector machines. Artif Intell Med. 2005;34:141-50. 5. Peng Y, Yao B, Jiang J. Knowledge-discovery incorporated evolutionary search for microcalcification detection in breast cancer diagnosis. Artif Intell Med. 2006;37(1):43-53. 6. Jiang J, Yao B, Wason AM. A genetic algorithm design for microcalcification detection and classification in digital mammograms. Comput Med Imaging Graph. 2007;31(1):49-61. 7. Halkiotis S, Botsis T, Rangoussi M. Automatic detection of clustered microcalcifications in digital mammograms using mathematical morphology and neural networks. Signal Processing. 2007;87:1559-68. 8. Hadjiiski L, Chan HP, Sahiner B, Helvie MA, Roubidoux MA, Blance C, et al. Improvement in radiologists’ characterization of malignant and benign breast masses on serial mammograms with computer-aided diagnosis: an ROC study. Radiology. 2004;233(1):255-65. 9. Ribeiro PB, Schiabel H, Patrocinio AC, Romero RAF. Selection of the Best Features for the Classification of Contour of Mammary Nodules Using Artificial Neural Networks. Proceedings of Annual Meeting of the Society for Imaging Informatics in Medicine (SIIM); Providence; 2007;92-3. 10. Varela C, Timp S, Karssemeijer N. Use of border information in the classification of mammographic masses. Phys Med Biol. 2006;51:425-41. 11. Pasquale D, Fantacci ME, Kasae P, Retico A. Charac-terization of mammographic masses using a gradient-based segmenta-tion algorithm and a neural classifier. Comp Biol Med. 2007;37(10):1479-91. 12. Younesi F, Alam N, Zoroofi RA, Ahmadian A, Guiti M. Computer-aided mass detection on digitized mammograms using adaptive thresholding and fuzzy entropy.Conf Proc IEEE Eng Med Biol Soc. 2007;2007:5638-41. 13. Schiabel H, Santos VT, Angelo MF. Segmentation technique for detecting suspect masses in dense breast digitized images as a tool for mammography CAD schemes. In: 23rd Annual ACM Symposium on Applied Computing. 2008;1333-37. 14. Wirth M, Lyon J, Fraschini M, Nikitenko D. The effect of mammogram databases on algorithm performance. Proceedings of 17th IEEE Symposium on Computer-Based Medical Systems. 2004;15-20. 15. Beucher S, Lantuéjoul C. Use of Watersheds in contour detection. In: International Workshop on Image Processing. Real Time Edge and Motion Detection/Estimation, Rennes, France; 1979. p. 2.1-2.12. 16. Roerdink Jos BTM, Meijster A. The watershed transform: definitions, algorithms and parallelization strategies. Fundamenta Informaticae. 2000;41:187-228. 17. Patrocinio AC. Classificador automático de achados mamográficos em imagens digitais de mamas densas utilizando técnicas híbridas. [tese]. São Carlos: Departamento de Engenharia Elétrica da Universidade de São Paulo (EESC/USP); 2004. 18. Metz CE. Receiver operating characteristic analysis: a tool for the quantitative evaluation of observer performance and imaging systems. J Am Coll Radiol. 2006;3(6):413-22. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):71-4. Quimiluminescência como fonte de luz alternativa na terapia fotodinâmica Chemiluminescence as an alternative light source for photodynamic therapy Ruy C.M.C. Ferraz1, Carla R. Fontana1, Ana P. de Ribeiro², Flávia Z. Trindade², Emery C. Lins3, Vanderlei S. Bagnato1 e Cristina Kurachi1 1 Instituto de Física de São Carlos da Universidade de São Paulo (USP) – São Carlos (SP), Brasil. Faculdade de Odontologia de Araraquara da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” (Unesp), Araraquara (SP), Brasil. 3 Centro de Engenharia, Modelagem e Ciências Sociais Aplicadas (CECS) da Universidade Federal do ABC (UFABC) – Santo André (SP), Brasil. 2 Resumo A terapia fotodinâmica é a combinação do agente fotossensibilizador, da fonte de luz e do oxigênio que pode resultar na oxidação de biomoléculas e gerar danos celulares. Essa técnica é aplicada em diversas situações, desde o controle microbiológico até o tratamento de câncer. A maioria dos estudos utiliza as fontes de luz tradicionais, ou seja, lasers, sistemas à LED e lâmpadas. Iluminação portátil, flexível e independente de energia elétrica são características de grande interesse, principalmente, aos países em desenvolvimento no qual há uma grande parcela da população não assistida por hospitais de referência, além de cidades que não possuem o fornecimento de energia elétrica. Neste estudo, foi avaliada a viabilidade do uso, in vitro, da quimiluminescência como uma fonte de luz para a terapia fotodinâmica, induzindo a redução microbiana de Staphylococcus aureus. A quimiluminescência é uma reação química em que, por meio da mistura de reagentes líquidos, ocorre a emissão de luz sem a necessidade de qualquer ativação externa. Na análise in vitro, o agente fotossensível foi utilizado em quatro concentrações entre 6 e 75 µg/mL e iluminação entre 60 até 240 minutos. Os resultados demonstraram que o longo tempo de experimento não gerou redução microbiana nos grupos em que foi avaliado o efeito isolado da fonte de luz e do fotossensibilizador. Porém, quando foi avaliado o efeito fotodinâmico na combinação da reação química e o fotossensibilizador, atingiu-se redução da bactéria próxima de 98% (redução de duas ordens logarítmicas, aproximadamente) nas maiores concentrações de Photogem® e de dose de luz aplicada. Este estudo demonstrou a possibilidade do uso da quimiluminescência como uma fonte de luz alternativa no controle microbiano por meio do efeito fotodinâmico, além de apresentar as vantagens de irradiação portátil, flexível entre outras quando comparada com as fontes de luz convencionais. Palavras-chave: medições quimioluminescentes; fotoquimioterapia; luz. Abstract Photodynamic therapy is a combined action of the photosensitizer, a light source and the oxygen that may result in an oxidation of biomolecules and cellular damage. This technique is used for several applications, from microbial control to cancer treatment. The majority of the studies use conventional light sources as lasers, LED systems and lamps. Portable, flexible and non-wired illumination are duired characteristics especially for developing countries where still great part of the population is not assisted by hospitals and several regions do not have electricity. In this study, the viability of chemiluminescence use a PDT light source was evaluated in the in vitro microbial reduction of Staphylococcus aureus. Chemiluminescence is a chemical reaction where after the reagents mixture a light emission occurs. The photosensitizer was tested at four concentrations between 6 an 75 µg/mL and illumination at exposure times between 60 and 240 minutes. The results showed that the experiment long procedure did not result in microbial reduction, which was verified at the individual effect of light and of photosensitizer. On the other hand, the photodynamic effect produced by the combination of the photosensitizer and chemiluminescence resulted in 98% microorganism reduction for the higher Photogem® concentrations and light dose. This study shows the viability of the chemiluminescence as a light source for the microbial control by PDT, associated with the characteristics of a portable and flexible illumination device. Keywords: chemiluminescent measurements; photochemotherapy; light. Correspondência: Ruy C. M. C. Ferraz – Instituto de Física de São Carlos da Universidade de São Paulo – Avenida Trabalhador São-carlense, 400 – CEP 13560-970 – São Carlos (SP), Brasil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 71 Ferraz RCMC, Fontana CR, Ribeiro AP, Trindade FZ, Lins EC, Bagnato VS e Kurachi C Introdução A terapia fotodinâmica (TFD) é uma técnica utilizada em diversas práticas desde o tratamento de câncer até o controle microbiano. Muitos avanços são observados nas últimas décadas, porém desde o início do século passado o efeito fotodinâmico já era conhecido1-3. A base dessa técnica é a presença de três elementos fundamentais: fotossensibilizador, fonte de luz e oxigênio. O fotossensibilizador (FS) é uma substância capaz de se tornar ativa apenas após a absorção de fótons nas condições de iluminação. O agente fotossensível ativo (excitado) tende a retornar ao seu estado fundamental, sendo necessária a liberação da energia absorvida. Essa energia liberada pode ser absorvida por alguns substratos, entre eles, o oxigênio tornando-se uma espécie altamente reativa e de meia-vida curta. Os outros substratos ativados são, por exemplo, superóxidos e radicais livres, porém a produção do oxigênio singlete é um dos principais fatores no sucesso da terapêutica4-7. As fontes de luz tradicionalmente utilizadas na TFD são, entre outras, as lâmpadas, lasers e sistemas à base de diodo emissor de luz (LED). Apesar das inúmeras vantagens, ainda existe casos em que as fontes de luz convencionais se mostram bastante limitadas, como por exemplo, dependência de energia elétrica, ou seja, a maioria desses aparelhos está limitada pela não total portabilidade8. Essas desvantagens são potencializadas em países em desenvolvimento, como o Brasil, que possuem muitas cidades com escassez ou sem fornecimento de energia elétrica, além da concentração de centros hospitalares nas grandes cidades e por consequência, as populações das outras cidades possuem um atendimento deficitário. Dessa maneira, este trabalho demonstrou o interesse de verificar a potencialidade de fontes alternativas de luz com a finalidade de simplificar e ampliar o uso da terapia fotodinâmica. Assim, apresentamos o princípio básico de funcionalidade da quimiluminescência (QL), uma fonte de luz baseada em reações químicas na forma líquida sem geração de calor. Quando os reagentes se misturam ocorre a geração de luz portátil, prática, maleável e adequada para a TFD. Portanto, o objetivo deste trabalho foi avaliar in vitro, a viabilidade do uso da quimiluminescência como fonte de luz da Terapia Fotodinâmica analisando a redução bacteriana de cepas de Staphylococus aureus. Material e métodos O fotossensibilizador utilizado neste estudo foi o Photogem®, classificado como um representante da primeira geração dos fotossensibilizadores, produzido a partir da hematoporfirina, uma substância presente no sangue 72 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):71-4. de animais e de humanos. O Photogem® é fabricado na Rússia – Moscou . O Photogem® foi avaliado em quatro concentrações: 6; 25; 50 e 75 µg/mL. Todo o procedimento experimental, entre a diluição do FS até o inicio do experimento in vitro, o fotossensibilizador foi protegido da exposição de luz. A fonte de luz utilizada na iluminação das amostras se deu através da quimiluminescência cujo mecanismo foi descrito por Rauhut9 em 1967 e aceito até os dias atuais, associa os seguintes reagentes: oxalato de bis(2,4,6-triclorofenila) (TCPO), associado à presença do peróxido de hidrogênio (H2O2) e de um ativador (ACT), no caso, 9,10-bis(feniletinil) antraceno (BPEA). Essa reação ocorre em solução de imidazol (IMI-H) e acetato de etila (EtOAc). Quando as reações do mecanismo de quimiluminescência terminam, o ACT está em seu estado eletronicamente excitado que, por sua vez, é instável e dessa maneira retorna ao estado fundamental emitindo luz ao ambiente4. Foi utilizada uma reação química industrializada (Light Stick Ltd., Pequim, China) que foi caracterizada com um tempo de meia-vida (T1/2) de 30 minutos, com intensidade hábil de utilização até a sua segunda T1/2 (totalizado 60 minutos). A intensidade irradiada por uma hora atinge intensidade média de 100 µW/cm². Foram utilizados 30 mL da solução, resultando em trinta unidades de light stick, colocados em um recipiente circular (placa Petri pequena) com as dimnesões de 5,0cm de diâmetro e 1,5cm de altura. A área iluminada abrange 20 well-plates ao mesmo tempo de uma placa de 96 well-plates. O microrganismo selecionado para execução deste estudo foi Staphylococcus aureus (ATCC 25923, Seattle, EUA) sendo o agente mais comum de infecções piogênicas (por bactérias) no ser humano, causando grande variedade de infecções. Ao final do procedimento foram obtidas suspensões celulares, em solução salina, padronizadas em uma mesma concentração celular (106 células/mL) por meio de um sistema de espectrofotômetro no comprimento de onda em 600nm. (BioPhotometer, LeightLichtstrahlone, Alemanha). Foram testadas as condições experimentais, obtidas a partir do cruzamento das concentrações de Photogem® avaliadas e a quimiluminescência com três tempos de iluminação, 60, 120 e 240 minutos, fornecendo doses de 0,2; 0,4 e 0,8J/cm², respectivamente. Estas condições experimentais foram testadas da seguinte maneira: Grupo 1 sem fotossensibilizador e sem luz (FS-QL-); Grupo 2 apenas luz (FS-QL+); Grupo 3 apenas fotossensibilizador (FS+QL-) e Grupo 4 efeito fotodinâmico (FS+QL+). Para todas as condições avaliadas, foram realizadas diluições seriadas (103; 104; 105 e 106) a partir das amostras contidas nos orifícios das placas. Os procedimentos de semeadura foram realizados em triplicatas. Após 48 horas de incubação a 37oC, as placas de Petri referentes às amostras das condições experimentais avaliadas foram submetidas à contagem de colônias. Quimiluminescência como fonte de luz alternativa na terapia fotodinâmica Neste trabalho não foi avaliado o rendimento de geração de espécies reativas de oxigênio (ERO’s). Tabela 1. Resultados da redução bacteriana (RB) do grupo 3 em todos os tempos pesquisados. FS (µg/mL) Resultados Os resultados obtidos no Grupo 1 demonstraram que o microorganismo sobreviveu em todas as condições avalidas e não foi observado nenhuma redução microbiana. No Grupo 2 também foi observado o mesmo comportamento descrito anteriormente, ou seja, apenas a presença de luz da quimiluminescência não foi capaz de interferir do desenvolvimento da S. aureus. Quando foi avaliado apenas o efeito do fotossensibilizador (Grupo 3) sobre o microorganismo verificou-se que a maior redução bacteriana observada foi de 22,6% em 240 minutos de experimento e na maior concentração (75 µg/mL) de fotossensibilizador utilizada, como é possível observar na Tabela 1. Esse valor se torna menos expressivo quando é comparado com os resultados dos experimentos de terapia fotodinâmica (Grupo 4). Enquanto a redução microbiana foi de 22,6% no Grupo 3, no grupo TFD (nas mesmas concições) obteve-se o valor de 98% de redução. A Figura 1 apresenta os resultados dos 4 grupos analisados no tempo de experimento igual a 240 minutos. O valor de 300 unidades formadoras de colônias (UFC) representa 0% de redução microbiana e, consequentemente, 100% de redução equivale a UFC = 0. 0 6 25 50 75 RB (%) 0 0 0 0 0 0 0 0 0 2,6 3,6 16 3,6 13,6 22,6 (µg/ml) Discussão e conclusões Por meio desses resultados pode-se observar que, mesmo em tempos prolongados de experimento, apenas a presença do fotossensibilizador não é suficiente para ocorrer uma redução bacteriana, relativamente, suficiente. No caso em que apenas a luz da quimiluminescência esteve (grupo FS-QL+), permite a conclusão de que apenas o fator luz, nos parâmetros utilizados, não gera nenhuma redução bacteriana. Já o grupo FS-QL- indica fielmente que não houve redução bacteriana devido ao simples ato do procedimento, não ocorrendo redução bacteriana por efeito de temperatura e nem por falta de nutrientes durante todos os tempos da metodologia analisada. Dessa maneira, conclui-se que apenas no grupo, no qual, havia fotossensibilizador e a luz da quimiluminescência (grupo que foi realizado a terapia fotodinâmica) ocorreu a redução bacteriana em grande proporções, similar a outros estudos que utilizam fontes tradicionais como o laser e os LED’s. Portanto, a utilização da quimiluminescência como fonte de luz externa na redução bacteriana in vitro com terapia fotodinâmica é viável e com possibilidades de avanços e outras aplicações na área de TFD. QL (min) 60 120 240 60 120 240 60 120 240 60 120 240 60 120 240 Figura 1. Unidades formadoras de colônias (UFC) em função da concentração (µg/mL) de fotossensibilizador. Desta maneira, surge a possibilidade de diversas aplicações da TFD de maneira simplificada pois a quimiluminescência, como uma fonte de luz alternativa agrega valor a técnica em muitas vertentes, como por exemplo, a independência da energia elétrica e mobilidade ao procedimento. A quimiluminescência é um conjunto de reagentes líquidos e assim surge a possibilidade também de elaborar dispositivos anatômicos e altamente customizados a cada futura aplicação. Agradecimentos Os autores agradecem à Faculdade de Odontologia de Araraquara da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” (Unesp), ao Instituto Nacional de Óptica e Fotônica (Inof) e ao apoio financeiro da Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de São Paulo (Fapesp) e do Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq). Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):71-4. 73 Ferraz RCMC, Fontana CR, Ribeiro AP, Trindade FZ, Lins EC, Bagnato VS e Kurachi C Referências 1. Oleinick NL, Morris RL, Belichenko I. The role apoptosis in response to photodynamic therapy: what, where, why and how. Photochem Photobiol Sci. 2002;1(1):1-21. 2. Bagnato VS. Novas técnicas ópticas para a área da saúde. São Paulo: Livraria da Física, 2008. 3. Seshadri M, Bellnier DA, Vaughan LA, Spenyak JA, Mazurchuk R, Foster TH, et al. Light delivery over extended time periods enhances the effectiveness of photodynamic therapy. Cancer Preclinical. 2008;14 (9):2796-805. 4. Bisland SK, Goebel EA, Hassanali NS, Johnson C, Wilson BC. Increased expression of mitochondrial benzodiazepine receptors following low-level light treatment facilitates enhanced protoporphyrin IX production in gliomaderived cells in vitro. Lasers Surg Med. 2007;39(8):678-84. 5. Bisland SK, Lilge L, Lin A, Rusnov R, Wilson BC. Metronomic photodynamic therapy as a new paradigm for photodynamic therapy: rationale and 74 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):71-4. 6. 7. 8. 9. preclinical evaluation of technical feasibility for treating malignant brain tumors. Phot Phot.2004;(80):22-30. Tsutsui H, MacRobert AJ, Curnow A, Rogowska A, Buinaccorsi G, Kato H, et al. Optimisation of illumination for photodynamic therapy with mTHPC on normal colon and a transplantable tumour in rats. Lasers Med Sci. 2002;17(2):101-9. Babilas P, Schacht V, Liebsch G, Wolfbeis OS, Landthaler M, Szeimies RM, et al. Effects of light fractionation and different fluence rates on photodynamic therapy with 5-aminolaevulinic acid in vivo. Br J Cancer. 2003;88(9):14629. Brancaleon L, Moseley H. Laser and non-laser light sources for photodynamic therapy. Lasers Med Sci. 2002;17(3):173-86. Rauhut MM, Bollyky LJ, Roberts BG, Loy M, Whitman RH, Iannotta AV, et al. Chemiluminescence from reactions of electronegatively substituted aryl oxalates with hydrogen peroxide and fluorescent compounds. JAm Chem Soc. 1967;6:6515-22. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):75-8. Estudo da cinética de fototransformação do acridina laranja na interação com sistemas micro-organizados sob a ação da luz visível Study of the kinetics of acridine orange phototransformation in the interaction with microorganized systems under the action of visible light Érika R. Silva, Iouri Borissevitch Departamento de Física e Matemática da Universidade de São Paulo (USP), Ribeirão Preto (SP), Brasil. Resumo O objetivo deste trabalho foi estudar a cinética das fototransformações do corante acridina laranja, produzidas pela ação da luz visível. Para isso, foram analisadas as mudanças em função do tempo da irradiação nas características espectrais deste corante em soluções homogêneas aquosas e na presença das micelas sodium dodecyl sulfate (SDS), tanto na presença como na ausência de oxigênio molecular. A importância desse estudo foi verificar a ocorrência de fototransformação das moléculas acompanhada com a perda da sua fotoatividade, gerando subprodutos possivelmente tóxicos ao organismo e verificar a facilidade de eliminação desses subprodutos, tendo em vista a possível aplicação desse corante em fotoquimioterapia. Palavras-chave: Laranja acridina; micelas; fotólise. Abstract The objective of this work was to study the kinetics of acridine orange phototransformations produced by the action of visible light. For this, changes in function of time irradiation in the spectral characteristics of this dye were investigated in homogeneous aqueous solutions and in the presence of sodium dodecyl sulfate (SDS) micelles, both in the presence and absence of molecular oxygen. The importance of this study was to verify the occurrence of phototransformation of the molecules accompanied with the lost of their photoactivity, generating possibly toxics subproducts to the organism and to verify the facility of elimination of these, in view the possible application of this dye in photoquimiotherapy. Keywords: Acridine orange; micelles; photolysis. Introdução O câncer é definido como um grupo de doenças que se caracterizam pela perda do controle da divisão celular e pela capacidade de invadir outras estruturas orgânicas. Pela sua natureza específica, o único jeito de tratá-lo é matar os tecidos cancerígenos. Isso determina a especificidade dos métodos tradicionais de tratamento, tais como radioterapia e quimioterapia, métodos que possuem alta capacidade de matar as células, tanto cancerígenas quanto sadias. Em meados dos anos 1970, iniciou-se a aplicação clínica de um novo método de tratamento, chamado fotoquimioterapia (FQT). O princípio desse método é introduzir no organismo do paciente um composto que não é ativo no seu estado fundamental e que absorve luz na região visível (fotossensibilizador – FS) e, após certo tempo, iluminar a região a ser tratada com luz. A luz ativa o FS, gerando espécies reativas do oxigênio, que matam as células causando uma ação curativa. Os métodos de FQT tornam-se eficientes e proveitosos para uso na Medicina, pois a ação da luz visível não causa danos aos tecidos sadios. Entre os diferentes métodos de FQT, a forma mais desenvolvida para uso clínico é a terapia fotodinâmica (TFD)1. O efeito fotoquimioterapêutico está baseado na produção de espécies ativas pela ação da luz visível que induzem a morte celular. Essas espécies são formadas devido à fotoexcitação das moléculas do FS através da luz. Tipicamente, a luz aplicada é da região de 600 a 800 nm, chamada “janela terapêutica”, onde os tecidos biológicos são relativamente transparentes. Correspondência: Érika Ribeiro e Silva – Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo – Avenida Bandeirantes, 3.900 – Monte Alegre – CEP 14040-901 – Ribeirão Preto (SP), Brasil – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 75 Silva ÉR, Borissevitch I Para a aplicação terapêutica de um FS é essencial o estudo dos efeitos do ambiente nas suas características, especialmente os efeitos causados devido à presença de estruturas micro-organizadas, tais como DNA, proteínas e membranas celulares2. Estas constituem as principais estruturas com as quais os FS interagem no organismo. Sob a ação da luz visível os FS podem ser transformados, por um lado perdendo sua fotoatividade e, por outro, formando os fotoprodutos, que podem ser tóxicos para o organismo. A velocidade de fototransformação depende de vários fatores, tais como interação com nanoestruturas do organismo (membranas celulares e biopolímeros) e reação com diversos compostos. Entre os últimos, o oxigênio molecular possui o interesse especial, pois suprime efetivamente os estados excitados do FS, diminuindo assim, sua fotoatividade. Neste trabalho estudamos o efeito da interação com micelas de SDS e oxigênio molecular na dinâmica de fototransformação do acridina laranja (Figura 1), que é usado no fototratamento de diversas doenças da pele. Material e métodos Figura 1. Estrutura do acridina laranja. Figura 2. Espectros de absorção ótica do acridina laranja na presença de oxigênio em função do tempo de irradiação (absorção inicial 1,0). Todos os experimentos foram realizados à temperatura ambiente e as soluções foram preparadas em água purificada com sistema “Milli-Q”. O corante acridina laranja foi obtido da Sigma Aldrich. A fonte de luz visível utilizada para a irradiação do corante foi uma lâmpada de potência 75 W construída pelo Grupo de Fotobiofisica situada num irradiador a cerca de 10 cm da amostra. A intensidade da luz branca é de 550 mW/cm2 e, na faixa 490±2 nm, a intensidade foi 40 mW/cm2. Durante a irradiação da amostra, foi utilizado um filtro para que a irradiação ficasse centrada na banda de interesse do corante (em torno de 490 nm). Os espectros de absorção foram monitorados com espectrofotômetro Beckman-Counter DU-640, utilizando cubeta de quartzo de 1 cm de espessura. Inicialmente, foram preparadas soluções aquosas do corante acridina laranja em diferentes concentrações. Para verificar o efeito do oxigênio molecular, foram preparadas amostras desoxigenadas, obtidas com a inserção de nitrogênio comprimido durante um intervalo de tempo de aproximadamente 10 minutos. Foi também preparada uma solução estoque de sodium dodecyl sulfate (SDS) cuja concentração (2,0 x 10-2 mol/L) era suficiente para termos a formação de micelas. A partir dessa solução foi possível estudar a interação do corante com as micelas. Nessa parte também preparamos amostras desoxigenadas para verificar o efeito do oxigênio. A cinética de fotodecomposição foi medida por meio de monitoramento dos espectros de absorção das amostras em função do tempo da irradiação. As mudanças da concentração do acridina laranja foram determinadas usando a relação entre a absorbância da amostra (A) e a concentração do composto (C), o coeficiente de absorção molar do composto (e493=53000 M-1cm-1)3 e o caminho ótico da amostra (L) (espessura da cubeta)4: A = eCL (1) Resultados Figura 3. Espectros de absorção ótica do acridina laranja na ausência de oxigênio em função do tempo de irradiação (absorção inicial 1,5). 76 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):75-8. Os espectros de absorção do acridina laranja em soluções aquosas em função do tempo de irradiação encontram-se nas Figuras 2 e 3. Estudo da cinética de fototransformação do acridina laranja na interação com sistemas micro-organizados sob a ação da luz visível Os espectros iniciais são caracterizados pelos máximos de absorção em 266 nm (primeiro pico) e 490 nm (segundo pico), ambos atribuídos ao monômero. Para efeito de análise, levamos em conta apenas o segundo pico. Nas Figuras 4 e 5 podemos observar o decaimento da absorbância normalizada da banda de 490 nm dos monômeros do acridina laranja na presença e na ausência de oxigênio, respectivamente, em função do tempo de irradiação. Analisando as curvas de decaimento das bandas, verificamos que as mudanças que ocorrem com as absorções óticas com relação ao tempo de irradiação possuem caráter monoexponencial, tanto na presença quanto na ausência de oxigênio. Os perfis das curvas obtidas são descritas pela equação: A partir desses gráficos foi possível obter as constantes de tempo para cada uma das amostras. A Tabela 1 contém os resultados para os experimentos realizados na presença de oxigênio e a Tabela 2, resultados para experimentos na ausência deste. A última coluna corresponde ao tempo total de irradiação utilizado no experimento. Os espectros de absorção do acridina laranja em soluções aquosas de SDS em função do tempo de irradiação encontram-se nas Figuras 6 e 7. Nas Figuras 8 e 9 podemos observar o decaimento da absorbância normalizada da banda dos monômeros do acridina laranja na interação com SDS na presença e na ausência de oxigênio, respectivamente, em função do tempo de irradiação. [A]=[Ao] e-t/t Tabela 1. Valores das constantes de tempo, concentrações e tempo total de irradiação dos monômeros do acridina laranja (na presença de oxigênio). (2) onde A e A0 são, respectivamente, a absorção final e a absorção inicial da amostra, t é o tempo e τ é a constante de tempo. Absorção inicial 2 1,5 1 0,8 0,6 0,4 0,2 C (mol/L) 3,8 x 10-5 2,8 x 10-5 1,9 x 10-5 1,5 x 10-5 1,1 x 10-5 1,6 x 10-6 3,4 x 10-6 τ 626 ± 37 286 ± 12 183 ± 5 168 ± 5 128 ± 3 92 ± 3 94 ± 10 Tempo (min) 350 465 390 250 290 235 185 Tabela 2. Valores das constantes de tempo, concentrações e tempo total de irradiação dos monômeros do acridina laranja (na ausência de oxigênio). Figura 4. Decaimento da absorção normalizada [A(t)]/[A0] em l= 490 nm do monômero do acridina laranja na presença de oxigênio em função do tempo de irradiação. Figura 5. Decaimento da absorção normalizada [A(t)]/[A0] em l= 490 nm do monômero do acridina laranja na ausência de oxigênio em função do tempo de irradiação. Absorção inicial 2 1,5 0,8 0,4 0,2 C (mol/L) 3,8 x 10-5 2,8 x 10-5 1,5 x 10-5 1,6 x 10-6 3,4 x 10-6 τ 2911 ± 636 878 ± 116 484 ± 57 152 ± 7 100 ± 7 Tempo (min) 705 540 315 260 283 Figura 6. Espectros de absorção ótica do acridina laranja interagindo com SDS na presença de oxigênio em função do tempo de irradiação (absorção inicial 0,4). Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):75-8. 77 Silva ÉR, Borissevitch I Nas Tabelas 3 e 4 encontram-se os valores das constantes de tempo. Tabela 3. Valores das constantes de tempo, concentrações e tempo total de irradiação dos monômeros do acridina laranja na interação com SDS ( na presença de oxigênio) Absorção inicial 1,2 0,6 0,4 C (mol/L) 2,3 x 10-5 1,2 x 10-5 1,6 x 10-6 τ 1948 ± 393 1088 ± 145 865 ± 68 Tempo (min) 655 660 730 Tabela 4. Valores das constantes de tempo, concentrações e tempo total de irradiação dos monômeros do acridina laranja na interação com SDS (na ausência de oxigênio). Figura 7. Espectros de absorção ótica do acridina laranja interagindo com SDS na ausência de oxigênio em função do tempo de irradiação (absorção inicial 1,2). Absorção inicial 1,2 0,6 0,4 C (mol/L) 2,3 x 10-5 1,2 x 10-5 1,6 x 10-6 τ 1084 ± 115 972 ± 36 781 ± 47 Tempo (min) 670 650 640 Discussão e conclusões A partir dos resultados, podemos verificar que há uma dependência entre a concentração e a velocidade de fotodecomposição do corante. Quando retiramos oxigênio, percebe-se que a velocidade de fotodecomposição diminui, possivelmente porque esse processo depende de oxigênio molecular. Se compararmos os experimentos em soluções homogêneas aquosas com os experimentos com SDS, podemos observar que os valores das constantes de tempo na presença de surfactantes são bem maiores que na ausência destes. Entretanto, quando é retirado o oxigênio, a velocidade de fotodecomposição é mais rápida quando há interação com o SDS. Figura 8. Decaimento da absorção normalizada [A(t)]/[A0] em l= 496 nm do monômero do acridina laranja na interação com SDS na presença de oxigênio em função do tempo de irradiação. Agradecimentos À Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior (CAPES), pelo apoio financeiro por meio da bolsa de estudos. Referências Figura 9. Decaimento da absorção normalizada [A(t)]/[A0] em l= 496 nm do monômero do acridina laranja na interação com SDS na ausência de oxigênio em função do tempo de irradiação. 78 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):75-8. 1. Ochsner M. Photophysical and photobiological processes in the photodynamic therapy of tumors. J Photochem Photobiol B. 1997;39(1): 1-18. 2. Scharbele F. Efeitos do Meio e da Interação com DNA e Micelas nas Características Espectrais dos Corantes Ciânicos com Dois Cromóforos [Tese]. Ribeirão Preto: Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo; 2007. 3. Gurrieri S, Smith SB, Wells KS, Johnson ID, Bustamante C. Real-time imaging of the reorientation mechanisms of YOYO-labelled DNA molecules during 90 degrees and 120 degrees pulsed field gel electrophoresis. Nucleic Acids Res. 1996;24(23):4759-67. 4. Ewing GW. Métodos instrumentais de análise química. São Paulo: Edgard Blücher LTDA; 1969. Artigo Original Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):79-82. Uma aplicação farmacotécnica do algoritmo de Horn & Schunck: um estudo preliminar A pharmaceutical application of Horn & Shunck algorithm: a premilinary study Paulo R. Correa1, Paulo R. Fonseca1,2, Marcelo R. Agostinho1, José Ricardo A. Miranda1 1 Departamento de Física e Biofísica do Instituto de Biociências da Universidade Estadual Paulista – (Unesp) – Botucatu (SP), Brasil. 2 Centro Universitário da Fundação Educacional de Barretos – (Unifeb) – Barretos (SP), Brasil. Resumo Biosusceptometria de corrente alternada (BAC) é uma ferramenta biomagnética de baixo custo que tem sido aplicada com sucesso em pesquisas farmacêuticas em experimento in vivo e in vitro para validar o desempenho de comprimidos. O objetivo deste trabalho foi verificar a viabilidade da aplicação de fluxo óptico, especialmente o algoritmo de Horn & Schunck para avaliar a desintegração de comprimidos. A BAC utilizada tem sete pares de bobinas detectoras e um par de bobinas de excitação para medir a variação de fluxo magnético devido à aproximação de material ferromagnético (ferrita). Os sinais foram amplificados e digitalizados para criar imagens, as quais são restauradas pelo filtro de Wiener e tem o fluxo óptico calculado pelo algoritmo Horn & Schunck (HS). Todos os sinais e imagens foram processados e os algoritmos desenvolvidos em ambiente Matlab. Durantes os testes, os cinco comprimidos (500mg ferrita, 375mg excipientes, compressão 10 a 50 kN) estavam em um recipiente em frente ao sistema de BAC e apenas tocavam a superfície da água. Palavras-chave: comprimidos; magnetismo; processamento de imagem assistida por computador. Abstract Alternate current Biosusceptometry (ACB) is a low-cost biomagnetic tool that has been successfully applied on pharmaceutical research in both in vivo and in vitro experiments to evaluate performance of solid dosage forms. The aim of this work was to evaluate the Horn & Shunck method to access tablet disintegration. The ACB used have seven pairs of detection coils and a pair of excitation coils to mensure the magnetic flux variation due ferromagnetic material (ferrite) approximation. The signals were amplified and digitalized to create images, which were restored by Wiener filter and had the optical flow estimation calculated by Horn & Schunck (HS) algorithm. All signals and images are processed and developed algorithm on Matlab. During the tests the five tablets (500mg ferrite, 375mg excipients, compression 10 to 50 kN) were on a becker in front of the ACB system and only touching the surface of the water. Keywords: tablets; magnetic; image processing, computer-assisted. Introdução Atualmente é muito comum utilizar técnicas de diagnóstico por imagem para avaliar o desempenho de desintegração de formas farmacêuticas sólidas (FFS), principalmente comprimidos, in vivo. Nessa aplicação a técnica padrão (gold standard) é a cintilografia que possui limitações pelo emprego de radiação ionizante e elevado custo, o que favorece o emprego de técnicas como a Biosusceptometria de corrente alternada (BAC), que foi empregada para avaliar a desintegração de comprimidos in vitro e in vivo em diversas situações1,2. A técnica de quantificação disponível até então era limitada a medidas de área da FFS conforme ocorria o processo de desintegração do comprimido, por exemplo, sem que houvesse nenhuma metodologia para avaliar a velocidade de desintegração através de uma sequência de imagens. Dessa maneira, este estudo objetivou verificar a viabilidade da aplicação de fluxo óptico, especialmente o algoritmo de Horn & Schunck para avaliar a desintegração de comprimidos. Material e métodos A BAC utiliza sete pares de bobinas coaxiais arranjadas como gradiômetros de primeira ordem para detectar a Correspondência: Paulo R. Fonseca Filho – Departamento de Física e Biofísica do Instituto de Biociências de Botucatu – Distrito de Rubião Júnior ,s/n – Botucatu (SP), Brasil – CEP 18618-000 – E-mail: [email protected] Associação Brasileira de Física Médica® 79 Correa PR, Fonseca PR, Agostinho MR, Miranda JRA variação de fluxo magnético resultante da excitação de um material por um par de bobinas externo às bobinas detectoras (Figura 1). Durante os testes os cinco comprimidos (500 mg ferrita, 375 mg excipiente, compressão 10 a 50 kN) eram deixados em um becker contendo água para desintegrar em frente ao sistema de BAC multi-sensores. Os sinais coletados passam por algoritmos de formação de imagens e pré-processamento descrito por Corá et al.1 e em seguida por restauração através do filtro de Wiener, que estima a imagem original por meio da minimização da função erro e sua solução3 no domínio da frequência que é β 2 H ( u , v ) G (u, v) F (u , v) ≈ H inv (u, v) H (u, v) 2 α K onde H é a função de espalhamento de ponto do sistema, K é a relação sinal ruído e o G é a imagem borrada. A atenuação do ruído, frequências de corte e o limiar do filtro pseudo-inverso (Hinv) são representados por α, β e γ respectivamente. Em seguida, aplicamos o algoritmo de fluxo óptico de Horn & Schunck. Horn & Schunck, em seu trabalho para evitar variações no brilho devido a efeitos de sombras, assumem que a superfície a ser trabalhada é plana e também que a iluminação incidente sobre a superfície é uniforme. Com isso podemos dizer que a iluminação em um ponto na imagem e proporcional a reflexão na superfície corresponde naquele ponto no objeto. Assumem também que a reflexão varia suavemente e não tem descontinuidade4. As equações relacionadas com a mudança da iluminação da imagem serão derivadas para achar a constante do movimento da iluminação. A iluminação da imagem pode ser denotado como E(x,y,t). Chegando a uma equação com duas variáveis, de isointensidades em certos ângulos do gradiente da iluminação. Como conseqüência as velocidades (u,v) não podem ser calculadas localmente sem introduzir novas restrições, como a restrição de suavização, na qual se cada ponto da iluminação padrão se mover independentemente, há uma pequena esperança de registrar a velocidade. Na maioria dos exemplos, para calcular o fluxo óptico é utilizado objetos sólidos que se movimentam ou se deformam uniformemente, fazendo com que as velocidades e campos de velocidades da iluminação padrão tenham variações suaves em quase todo lugar. Em algoritmos baseados em restrições de suavização é provável que tenham dificuldades com oclusões de bordas como resultado. Levando em conta todas as restrições e calculando a minimização do erro, chega-se a uma solução interativa de u e v, que são: u ( n +1) v ( n +1) Ex u − n E y v − n Et − Ex α 2 E2 E2 x y Ex u − n E y v − n Et = v − Ex α 2 E2 E2 x y =u −n −n Resultados Dada uma sequência temporal de imagens I(x,y,t) igualmente espaçadas no tempo, para cada par de imagens I(x,y,t) e I(x,y,t+1) foram computados os mapas de fluxo óptico. A título de exemplo, a Figura 2 apresenta os resultados de fluxo óptico obtidos para um comprimido prensado em 10 kN em instantes iniciais (10 e 28s), intermediários (52 e 57s) e finais (61 e 66s) da desintegração. Ex u Ex v Et 0 Para uma melhor detecção do movimento é necessário introduzir algumas restrições, não se pode determinar as componentes do movimento nas direções de contornos Figura 1. Sistema de BAC de sete canais. 80 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):79-82. Figura 2. Mapas de fluxo óptico e suas resultantes computadas em diferentes instantes durante a desintegração de um comprimido registrada por BAC. Em verde e vermelho são exibidos os contornos das imagens I(x,y,t) e I(x,y,t+1), respectivamente. Uma aplicação farmacotécnica do algoritmo de Horn & Schunck: um estudo preliminar A Figura 3 apresenta exemplos de um caso de comprimido de crospovidona em cada nível de compressão, nos quais foi possível detectar com sucesso a desintegração dos comprimidos. Repetindo o mesmo procedimento para todos os lotes de crospovidona, foram calculados os valores médios e estes foram normalizados pelo número de imagens de cada série para que pudessem ser realizadas comparações entre compressões que, dado que quanto mais lento é o processo de desintegração, mais imagens foram utilizadas para representá-lo. Os valores médios das somas vetoriais das resultantes de cada mapa de fluxo óptico A B C D E Figura 3. Exemplos da soma vetorial das resultantes de fluxo óptico para comprimidos com compressão de 10 kN (a), 20 kN (b), 30 kN (c), 40 kN (d) e 50 kN (e). Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):79-82. 81 Correa PR, Fonseca PR, Agostinho MR, Miranda JRA Figura 4. Valores médios das somas vetoriais das resultantes em cada nível de compressão foram então normalizados pelo módulo do maior vetor para que suas intensidades estivessem entre 0 e 1; os resultados são apresentados na Figura 4. Discussão e conclusões Os mapas de fluxo óptico apresentam comportamento de expansão do comprimido, sendo que processos mais intensos ocorrem nos instantes iniciais, conforme se observa na intensidade dos vetores resultantes desses mapas de fluxo (Figura 2). Nos instantes de tempo superiores a 52s ainda foram registrados movimentos nas imagens, mas com baixa intensidade e, nos instantes finais, desordenados. A inexistência de uma direção preferencial para o movimento indica que o desintegrante teve sua capacidade de fragmentação do comprimido esgotada e os movimentos detectados podem ser fruto de acomodações ou expansão volumétrica do comprimido apenas por absorção de água. Tendo avaliado com sucesso a desintegração de um comprimido cujo nível de compressão era de 10 kN, foram calculados os mapas de fluxo óptico para todos os cinco níveis de compressão. Para avaliar o efeito da força de compressão sobre o comportamento de comprimidos a partir de estimativas de fluxo óptico as resultantes de cada mapa de fluxo óptico foram somadas vetorialmente para calcular as resultantes da desintegração de cada comprimido como um todo. 82 Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(2):79-82. Na Figura 3, para os casos com baixa compressão (10, 20 e 30 kN) percebe-se que o início do processo tem velocidades maiores que imprime uma “direção preferencial” ao processo de desintegração. No decorrer do tempo, a magnitude desses vetores diminuía e no final do processo as resultantes apresentavam-se mais “randomizadas”, o que indica o consumo de toda a energia que o desintegrante dispunha para fragmentar o comprimido. Nas prensagens mais elevadas (40 e 50 kN) os vetores resultantes de cada mapa de fluxo, utilizados para compor a resultante final do processo, além de apresentarem menor intensidade não eram orientados a uma direção específica, o que fica mais evidente no caso do comprimido produzido em 50 kN (Figura 3e). Nota-se, na Figura 4, que a velocidade média registrada é também uma variável dependente da força de compressão e sua intensidade diminui conforme o nível de compressão aumenta. A partir dos dados de fluxo óptico em sequências de imagens de BAC foi possível estabelecer um protocolo de análise da desintegração de comprimidos, a qual vem complementar as ferramentas disponíveis até então. Nessas análises, foi possível determinar a resultante de todo o processo de desintegração, bem como verificar o efeito da força de compressão sobre a velocidade de desintegração da forma farmacêutica. Devidamente ajustados esses parâmetros podem ser direcionados para avaliar a cinética do processo de desintegração. Agradecimentos Os autores agradecem o apoio financeiro das agências da Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de São Paulo (FAPESP) e da Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior (CAPES). Referências 1. Corá LA, Fonseca PR, Américo MF, Oliveira RB, Baffa O, Miranda JR. Influence of compression forces on tablets disintegration by AC Biosusceptometry. Eur J Pharm Biopharm. 2008;.69(1):372-9. 2. Corá LA, Andreis U, Romeiro FG, Américo, MF, Oliveira RB, Baffa O, et al. Magnetic images of the disintegration process of tablets in the human stomach by ac biosusceptometry. Phys Med Biol. 2005;50(23): 5523-34. 3. Moreira M, Murta LO Jr, Baffa O. Imaging ferromagnetic tracers with an AC biosusceptometer. Rev Sci Instrum. 2000;71(6):2532-8. 4. Horn BKP, Schunck BG. Determining optical flow. Artificial Intelligence. 1981;17:185-203.