ABFM no século 21: respeito ao passado e confiança no futuro

Transcrição

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].
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
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.
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
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
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]
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
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.
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
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
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]
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
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.
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
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
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]
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
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
tórax de um adulto típico padrão.
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.
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
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
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
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]
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
(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.
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
25
Artigo Original
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]
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.
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
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,
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
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
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]
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.
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.
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
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.
33
Artigo Original
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]
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
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).
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
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
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]
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
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


( Eθ ) 


 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)
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
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.
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.
43
Artigo Original
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]
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
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.
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.
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
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
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]
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
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),
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
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.
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.
53
Artigo Original
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]
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
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
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
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
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]
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).
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.
61
Artigo Original
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]
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
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
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
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
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]
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
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
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.
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
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
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]
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
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)
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).
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
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
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]
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
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
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.
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).
77
Silva ÉR, Borissevitch I
Nas Tabelas 3 e 4 encontram-se os valores das constantes de tempo.
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
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
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.
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
l= 496 nm do monômero do acridina laranja na interação com
SDS na ausência de oxigênio em função do tempo de irradiação.
78
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
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]
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
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).
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.
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
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.

ABFM no século 21: respeito ao passado e confiança no futuro

Transcrição

Documentos relacionados

Dor aguda

Medicina

ROTINAS UNIDADE NEONATAL

Manual Protocolos Pediatria.indd

Clipping SMS terça-feira, 10 de março de 2015.p65

Hemifumarato de bisoprolol Hemifumarato de bisoprolol

Protocolos de Tratamento Hematologia e Hemoterapia

guia farmacoterapêutico

Ver PDF - MetLife

CDS03DEZ14 CYMBALTA cloridrato de duloxetina D.C.B. 03263

Boas Práticas de Farmácia Hospitalar

paratram

Manual de Atenção à Saúde da Criança Indígena Brasileira

abfm 31

temodal - Medicamentos Especiais 4Bio

guia farmacêutico

Manual Farmacêutico - Hospital Alemão Oswaldo Cruz

DILACORON (bula do profissional)

Manual Farmacêutico 2014 - 2015

cosmologia - AstroAprendizagem.ON.BR

Manual de Cuidados Paliativos - Irmandade da Santa Casa de