40 anos plantando: a colheita agora será mais abundante

Transcrição

Editorial
Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(1):5.
40 anos plantando:
a colheita agora será mais abundante
T
odo congresso gera frutos desde a sua preparação, passando por sua realização, e após a sua conclusão. Com o
XIV CBFM não foi diferente. Desde 2006, quando foi escolhida a cidade de São Paulo como sede das comemorações
do quadragésimo aniversário da ABFM, até a sua realização em 2009, muita coisa foi feita para proporcionar a seus 763
participantes um congresso de alto nível. Os 20 professores estrangeiros, vindos de 7 países, bem como os palestrantes
brasileiros, superaram as expectativas.
Esta edição da RBFM é mais um fruto do XIV CBFM. Dos 215 trabalhos aceitos para apresentação, alguns dos melhores
estão sendo publicados também aqui, para terem o destaque que merecem.
Desde que faço parte da ABFM, ouço falar na publicação de uma revista dedicada à Física Médica no Brasil. A importância
de uma publicação dessas só tem aumentado a cada ano, junto com a importância dessa área do conhecimento e do
interesse que vem gerando.
Algumas tentativas isoladas e quase heroicas foram feitas, mas os projetos pararam em muitos obstáculos: custos muito
altos, pouco interesse de patrocinadores, falta de confiança no futuro da revista e tantos outros problemas que foram
aparecendo pelo caminho.
Nesta nova e definitiva investida estamos superando todos os problemas anteriores. As edições eletrônicas reduzem os
custos e ampliam a divulgação. A disposição de mais revisores para participarem do corpo editorial enviando seus pareceres a tempo e o aumento no número de trabalhos submetidos garantem a periodicidade. A iniciativa da Laura Natal,
seguida agora pelo Marcelo Freitas, é quase uma coação aos que são chamados a colaborar. Ninguém pode ficar de
braços cruzados apenas esperando o resultado do trabalho que esta revista exige.
A participação dos órgãos de fomento e dos patrocinadores segue o princípio do pacote de biscoito: “não patrocinam
porque a revista não tem periodicidade e a revista não tem periodicidade porque não tem patrocínio”. Vamos superar esse
raciocínio do atraso com trabalho e dedicação.
O quarto número da RBFM, o terceiro seguido, está mostrando o caminho: aos editores, perseverança; aos patrocinadores, confiança; aos revisores, colaboração; aos leitores, apoio.
Homero Lavieri Martins
Presidente do XIV Congresso Brasileiro de Física Médica
Associação Brasileira de Física Médica®
5
Artigo Original
Revista Brasileira de Física Médica.2010;4(1):7-10.
Avaliação de variações anatômicas em
neoplasias pélvicas utilizando CBCT
Evaluation of internal organ variation for pelvic patients
using CBCT
Cleverson P. Lopes, Greyce B. Gandini, Michael J. Chen, Roberto K. Sakuraba,
Vinicius D. Gonçalves e José C. Cruz
Departamento de Radioterapia do Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE) – São Paulo (SP), Brasil
Resumo
Avaliar as variações dos órgãos de risco (OR) reto e bexiga, movimentação dos volumes alvo de próstata ou leito prostático (CTV), e alteração
da anatomia externa usando a ferramenta de localização guiada por imagens (IGRT) com Cone beam CT (CBCT) em pacientes pélvicos. Foram
desenhados os OR em 90 CBCTs e o CTV em 41. Foram avaliados a média +σ da variação dos ORs e região de intersecção do volume de
planejamento (PTV) e os OR (Ov_reto e Ov_bexiga) em relação aos volumes originais. Foi contabilizado o número de CBCTs onde o CTV ultrapassou
o PTV. Analisou-se também a variação da anatomia externa dos pacientes através da medida da dimensão latero-lateral (DLL) e antero-posterior
(DAP) nos CBCTs em relação ao CT de referência. Em média foram adquiridos 3,9 (1-9) CBCTs por paciente. Os OR bexiga e reto estavam em média
-52%±30% e -12%±40% inferiores ao volume original. Os volumes de intersecção entre o PTV e os órgãos de risco Ov_reto e Ov_bexiga, estiveram
em média 9%±14% e 5%±17%. A diferença média, em módulo, do DAP e DLL foi 0,4±0,3cm (máximo 1,2 cm) e -0,3±0,4cm (máximo 1,7 cm).
Em 8 imagens analisadas os CTVs ultrapassaram os limites do PTV.
Palavras-chave: CBCT, Radioterapia, IGRT, Próstata, Variação anatômicas de órgãos.
Abstract
To evaluate the organ at risk (OAR)variations for the bladder and rectum, the prostate or bed of prostate clinical target volume (CTV) movement,
the external anatomy modification, using Image Guided Radiotherapy (IGRT) with Cone beam CT (CBCT) in pelvic patients. In 90 CBCTs the OR was
drawn and the CTV in 41. The mean + σ variation against the original volumes of the ORs, as well as, the overllaping regions between PTV and OR
(Ov_reto and Ov_bexiga) was analysed. It was also evaluated the patient external anatomy variation measuring the lateral-lateral (DLL) and anteroposterior (DAP) dimensions in CBCT against the reference CT. In average, 3,9 (1-9) CBCTs were acquired per patient. The bladder and rectum OR
was in average -52%±30% e -12%±40% lower then the original. The overlapping volumes Ov_reto and Ov_bexiga was in average 9%±14% e
5%±17% different then the original. The mean difference, in module, of the DAP and DLL was 0,4±0,3cm (maximum 1,2 cm) and -0,3±0,4cm
(maximum 1,7 cm).
Keywords: CBCT, radiotherapy, IGRT, Prostate, Anatomical organ variation.
Introdução
Com sobrevida média mundial estimada em 58%, o câncer de próstata é responsável por aproximadamente 30
mil mortes por ano, sendo considerado a segunda causa
de morte por câncer entre homens, ficando atrás apenas
do câncer de pele não melanoma1. O tratamento do câncer de próstata envolve modalidades terapêuticas como a
radioterapia, a cirurgia e observação, podendo estar associadas entre si. A escolha depende da correlação entre o
grau, estádio clínico, expectativa de vida, intervalo livre de
doença conseguido por cada terapêutica, morbidade associada e preferência individual de paciente e médico1. Em
virtude de a radioterapia externa convencional obter resultados abaixo do ideal2 e sua alta toxicidade, aos poucos
a técnica conformada (3D) e mais recentemente a técnica
de radioterapia com modulação da intensidade do feixe
(IMRT) ganharam um papel mais importante no tratamento
destes tumores3. Ambas têm como vantagem a definição
dos volumes e cálculo da dose em três dimensões (3D),
possibilitando assim distintas entradas de campo e cálculo da relação entre o volume do órgão ou volume alvo e a
exposição através do histograma de dose-volume (DVH)
para cada tecido desenhado. Em alguns casos, possibilita o aumento da dose nos tecidos-alvos com maior
precisão e limitação da mesma nos tecidos adjacentes,
Correspondência: Cleverson Perceu Lopes – Hospital Israelita Albert Einstein – Radioterapia – Av. Albert Einstein, 627/701 – CEP: 05651-901 – Morumbi –
São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
7
Lopes CP, Gandini GB, Chen MJ, Sakuraba RK, Gonçalves VD, Cruz JC
proporcionando menor dano aos tecidos sadios circunvizinhos4. Entretanto, o planejamento baseia-se em um
instantâneo da posição dos volumes alvos e órgãos de
risco, bem como no preenchimento fisiológico do volume
dos órgãos, notadamente reto e bexiga. A variação do volume dos órgãos de risco pode provocar diferenças significativas na relação dose e volume irradiado bem como
alterar a posição de órgãos próximos a estas regiões5. O
trabalho em questão visa avaliar as variações fisiológicas
dos órgãos reto e bexiga, a movimentação do volume alvo
(CTV) dentro da margem de planejamento (PTV), a variação da região de intersecção entre o volume de PTV e
os órgãos de risco e as variações em relação à superfície
externa, utilizando imagens 3D adquiridas com sistema
de Cone-Beam CT kV (CBCT)6-9 em algumas sessões de
tratamento em relação à tomografia de referência utilizada
para planejamento radioterápico.
Material e métodos
Todos os pacientes foram submetidos a um preparo intestinal prévio a simulação com tomografia computadorizada
(TC_ref) onde foram orientados a usar um laxante suave
na noite anterior à tomografia de referência e beber 1l de
água 30 min antes da aquisição das imagens. Durante a
simulação um molde individual10,11 (Figura 1) foi confeccionado nas pernas dos pacientes com a finalidade de
imobilizá-las e para proporcionar conforto, um travesseiro
foi utilizado para o apoio de cabeça e os braços permaneceram flexionados sobre o tórax.
Figura 1. Imobilizador para pernas confeccionado individualmente para cada paciente.
Figura 2. Ex. Fusão de CBCT com CT de referencia.
8
Todos os órgãos de risco (OR) e a próstata, ou leito
prostático (CTV) foram desenhados no sistema de planejamento Ecplise®. O PTV foi obtido adicionando-se
uma margem assimétrica padrão a partir do CTV, de 6
mm posterior em direção ao reto e 10 mm para todas as
outras direções, assumindo que com a bexiga cheia e o
reto vazio, situação esperada durante a simulação, o CTV
encontrava-se na sua posição mais posterior. Os planejamentos foram feitos com técnica de IMRT utilizando em
média 5,5 campos (5-7) todos com energia nominal de
15MV. Os pacientes foram submetidos em média a 37 frações de tratamento (33 a 39), com dose média no PTV de
7693 cGy (6790 cGy a 8042 cGy).
Para análise dos dados fez-se necessário a fusão de
cada CBCT com a tomografia de planejamento (TC_ref)
usando referências ósseas (Fig. 2), visando somente avaliar as movimentações internas, desconsiderando-se rotações da estrutura óssea do paciente para se aproximar
ao padrão adquirido no instante de aquisição do CBCT.
Por ser uma estrutura geométrica no espaço em torno
do isocentro, o volume de PTV planejado foi copiado da
TC_ref e projetado em cada CBCT do respectivo paciente.
Os volumes de CTV, reto e bexiga foram desenhados e
os volumes correspondentes a intersecção entre o reto e
PTV (Ov_reto) e bexiga e PTV (Ov_bexiga) foram criados
usando a função booleana do sistema. A análise da reprodutibilidade deste volume visava avaliar a quantidade
de tecido dos OR que eram expostos à dose plena de
radiação administrada ao PTV, utilizados no processo de
otimização de IMRT.
Foram avaliadas as variações ocorridas na anatomia
interna de 23 pacientes em tratamento de próstata, onde
13 eram prostectomizados utilizando 90 CBCTs. As imagens de CBCT foram obtidas com sistema de braços mecânicos automatizados (OBI) instalados em um acelerador
linear 23EX Varian. A técnica radiológica utilizada para
aquisição foi de 120kVp e 80mA.
O protocolo de aquisições do setor contemplava
uma aquisição de um CBCT por semana para cada
paciente, resultando em uma média de 3,9 CBCTs por
pacientes (1 a 9), sendo que no início, este número foi
menor devido ao extensivo tempo de máquina necessário durante o início da curva de aprendizado (Fig. 3.
Ex. CBCT kV).
Para análise, foram verificadas as variações de volume dos órgãos e do volume das regiões de sobreposição
Ov_bexiga e Ov_reto, em relação aos volumes originais,
bem como se as margens de PTV adicionadas rotineiramente ao CTV estavam adequadas contabilizando-se
o número de vezes em que parte do CTV ultrapassava
os limites do volume de PTV. As dimensões latero-lateral
(DLL) e antero-posterior (DAP) foram aferidas em todos os
conjuntos de imagens e a diferença em relação ao original
foi calculada para avaliar a variação da anatomia externa
devido à perda ou ganho de peso do paciente ao longo
do tratamento, que poderia comprometer a distribuição
de dose calculada.
Avaliação de variações anatômicas em neoplasias pélvicas utilizando CBCT
Resultados
Para as análises de volume somente foram considerados
os CBCTs em que todo o órgão pôde ser desenhado e
para exame da anatomia externa, somente os CBCTs que
continham toda a anatomia definida, sem cortes12 (Tab.1)
As estatísticas de variações de volume e dimensões
são apresentadas nas tabelas Tabela 2 e Tabela 3.
Durante os dias de tratamento a bexiga encontrava-se
sistematicamente inferior ao volume de referência, devido
ao excessivo volume de água ingerido durante a simulação
e o baixo controle durante os subsequentes dias de tratamento. A variação do volume de reto teve um padrão mais
aleatório, onde embora não tenha havido uma diferença
de volume significativo em relação ao original, o preenchimento do órgão encontrava-se notadamente diferente do
adquirido no instante da TC_ref levando ao preenchimento
irregular de porções do reto, podendo provocar torções
da glândula ou leito prostático e deslocamentos esdrúxulos das vesículas seminais (Ex. Figura 3).
Os volumes de sobreposição Ov_bexiga / vol bexiga
e Ov_reto / Vol reto obtidas no CBCT com respeito às relações originais sofreram poucas variações sistemáticas.
Entretanto a posição destas regiões tenha sofrido variações significativas que não podiam ser previstas no momento do planejamento.
A variação média da anatomia externa dos pacientes
foi pequena e, as variações máximas estão abaixo do limite estabelecido para replanejamento que é de até 2 cm no
total ou 1 cm na profundidade de cada campo.
Somente em 8 CBCTs o CTV ultrapassou os limites do
PTV sendo que na sua grande maioria (60% dos casos)
somente a ponta distal das vesículas seminais ultrapassaram as margens de PTV, podendo ser considerado de
pouco risco para recidivas devido à subdosagem do órgão13. Entretanto, notou-se que esta variação pode ultrapassar tanto no limite posterior, quanto no limite anterior,
para alguns pacientes com muita formação de gases. A
variação latero-lateral da próstata foi pequena e pode ser
um indicativo na reavaliação das margens padrão.
Figura 3. Ex. CBCT kV em paciente prostatectomizado e grande
distensão do reto devido a gases.
Tabela 1. Nº. de imagens utilizadas para análise excluindo-se
volumes ou anatomias truncadas
Reto
81
Bexiga
65
DLL
89
DAP
69
Tabela 2. Média e desvio padrão (σ) e mediana dos volumes em
relação ao volume de referência.
Média
±σ
Mediana
Reto
-12%
±40%
-15%
Bexiga
-52%
±30%
-56%
Ov_reto
5%
±17%
0%
Ov_bex
9%
±14%
6%
Tabela 3. Média e desvio padrão (σ) e máxima variação das
dimensões antero-posterior (DAP) e latero-lateral (DLL) em relação às imagens de referência
Média±σ
Máximo
DAP (cm)
0,4 ± 0,3
1,2
DLL (cm)
0,3 ± 0,4
1,7
Discussão e conclusões
A ferramenta de localização CBCT mostrou-se eficiente
para a visualização dos órgãos internos e para a definição
da anatomia externa dos pacientes com neoplasias pélvicas. As margens do PTV foram apropriadas para todos
os CBCT analisados, considerando as movimentações do
CTV. No entanto, em alguns casos, foi observada a necessidade de se realizar a localização utilizando a fusão
dos tecidos moles para reduzir a irradiação nos órgãos críticos ou para adequar a posição do volume de CTV dentro
do volume de PTV.
O volume da bexiga foi sistematicamente menor que
o original promovendo uma mudança no protocolo de
simulação para uma ingestão de 0,5l de água antes da
Figura 3. Ex. de variações dos volumes de reto e bexiga nos
cortes sagitais e axiais, projetados sobre a TC_ref.
tomografia de referência e um maior controle durante os
subseqüentes dias de tratamento.
O volume do reto variou conforme esperado porque as condições de simulação são mais controladas
que o tratamento diário e somente houve um reforço
com a nutricionista para a orientação de dieta pouco
fermentativa.
9
Lopes CP, Gandini GB, Chen MJ, Sakuraba RK, Gonçalves VD, Cruz JC
O volume de sobreposição foi desconsiderado em
alguns casos no processo de otimização de IMRT, pois
há pouca reprodutibilidade na posição durante os dias de
tratamento.
O estudo da variação do CTV e órgãos de risco para
cada paciente podem proporcionar uma nova era no planejamento radioterápico onde margens de PTV personalizadas
são definidas em contraposição as margens padrão atuais.
Referências
1. Guimarães GC, Zequi SC. Câncer de próstata. In: Lopes A, Iyeyasu H, Castro
R.M.R.P.S, editors. Oncologia para graduação. 2ª ed. São Paulo: Tecmedd;
2008. p.501-11.
2. Lima CSP, Zeferino LC. Prevenção do câncer. In: Lopes A, Iyeyasu H, Castro
R.M.R.P.S. Oncologia para graduação. 2ª ed. São Paulo: Tecmedd; 2005.
p.220-231.
3. Cahlon O, Zelefsky MJ, Shippy A, Chan H, Fuks Z, Yamada Y, Hunt M,
Greenstein S, Amols H. Ultra-High Dose (86.4 Gy) IMRT for Localized
Prostate Cancer: Toxicity and Biochemical Outcomes. Int J Radiat Oncol
Biol Phys. 2008;71(2):330-337
4. Liu MCC, Parker WA, Patrocinio HJ, Sohami L. Radioterapia conformacional
– parte B – aspectos clínicos. In: Salvajoli JV, Souhami L, Faria SL.
Radioterapia em Oncologia. Rio de Janeiro: Medsi; 1999. p.127-160.
5. ICRU, Report n. 50 – Prescribing, recording, and reporting photon beam
therapy. International commission on radiation units and measurements,
Washington, D.C.,1993.
10
6. Nijkamp J, Pos FJ, Nuver TT, de Jong R, Remeijer P, Sonke JJ, Lebesque
JV. Adaptive radiotherapy for prostate cancer using kilovoltage cone-beam
computed tomography: first clinical results. Int J Radiat Oncol Biol Phys.
2008;70(1):75-82.
7. Yoo S, Yin FF. Dosimetric feasibility of cone-beam CT-based treatment
planning compared to CT-based treatment planning. Int J Radiat Oncol Biol
Phys. 2006;66(5):1553-1561.
8. Ghilezan M, Yan D, Liang J, Jaffray D, Wong J, Martinez A. Online imageguided intensity-modulated radiotherapy for prostate cancer: How much
improvement can we expect? A theoretical assessment of clinical benefits
and potential dose escalation by improving precision and accuracy of
radiation delivery. Int. J. radiation Oncology Biol. Phys. 2004;60(5):
1602-1610.
9. Pouliot J, Bani-Hashemi A, Chen J, Svatos M, Ghelmansarai F, Mitschke M,
Aubin M, Xia P, Morin O, Bucci K, Roach M, Hernandez P, Zheng Z, Hristov
D, Verhey L. Low-dose megavoltage cone-beam CT for radiation therapy.
Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2005;61(2):552-560.
10. Borges SRO, Cruz JC. Sistemas de imobilização em radioterapia externa.
In: Salvajoli JV, Souhami L, Faria SL. Radioterapia em Oncologia. Rio de
Janeiro: Medsi; 1999. p.119-126.
11. Bentel GC, Marks LB, Sherouse GW, Spencer DP, Anscher MS. The
effectiveness of immobilization during prostate irradiation. Medical
Dosimetry. 1997;22(2):163.
12. Glover GH, Pelc NJ. Nonlinear partial volume artifacts in x-ray computed
tomography. Med Phys.1980;7(3):238-248.
13. Lawson JD, Fox T, Elder E, Nowlan A, Davis L, Keller J, Crocker I.
Early Clinical Experience With Kilovoltage Image-Guided Radiation
Therapy for Interfraction Motion Management. Med Dosim. 2008;33(4):
268-274.
Artigo Original
Otimização da relação dose x ruído na
imagem em protocolos de tomografia
computadorizada de crânio pediátrico
Optimization of the dose x noise in the image on
protocols for computed tomography of pediatric head
Thalis L.A. Saint’ Yves, Paulo Cesar B. Travassos, Elicardo A.S. Gonçalves,
Fernando Mecca A., Thiago B. Silveira
Instituto Nacional de Câncer (INCA) – São Paulo (SP), Brasil
1
Resumo
Este trabalho visa estabelecer protocolos otimizados para tomografia computadorizada de crânio pediátrico, para o Tomógrafo Picker Q2000 do
Instituto Nacional de Câncer, através da análise de dose x ruído na imagem com a variação de valores de mAs e kVp. Foi utilizado um fantoma
de água para medida de ruído, câmara de ionização tipo lápis para a medida de dose no ar e um fantoma Alderson Randon para verificação da
qualidade da imagem. Foram encontrados valores de mAs e kVp que reduzem a dose de entrada na pele em 35,9% em relação ao protocolo original
utilizado, mantendo a qualidade da imagem a nível de um diagnóstico seguro.
Palavras-chave: otimização, dose, ruído, tomografia computadorizada.
Abstract
This article aims to establish protocols optimized for computed tomography of pediatric skull, to the Picker Q2000 tomography of the Instituto Nacional
de Câncer, through the analysis of dose x noise on the image with the variation of values of mAs and kVp. We used a water phantom to measure the
noise, a pencil type ionization chamber to measure the dose in the air and the Alderson Randon phanton for check the quality of the image. We found
values of mAs and kVp that reduce the skin dose of the original protocol used in 35.9%, maintaining the same image quality at a safe diagnosis.
Keywords: Optimization, dose, noise, computed tomography.
Introdução
A radiação X, desde a sua descoberta, vem sendo amplamente aplicada na indústria e na pesquisa. Tornou-se
indispensável nas emergências médicas e nas práticas
clínicas. Apesar dos efeitos danosos que os raios-X podem provocar, os benefícios decorrentes de sua aplicação são incontestáveis. Muitos esforços têm-se feito para
desenvolver equipamentos, técnicas e procedimentos que
minimizem os níveis de radiação, reduzindo os riscos de
efeitos biológicos indesejáveis e aumentando assim o benefício advindo desta modalidade1,2.
Com a popularização dos equipamentos de Tomografia
Computadorizada (TC) e o aumento dos investimentos na
área da saúde, entre todos os métodos de diagnóstico por
imagem, este é atualmente considerado como o método
que mais contribui para o aumento das doses na população. No Reino Unido, os exames por TC correspondiam a
4% de todos os exames radiológicos realizados na metade dos anos 90, contribuindo com cerca de 40% do total
de exposição às radiações-X em procedimentos médicos.
Dados semelhantes foram reportados na Alemanha, em
1994. Nos Estados Unidos, dados recentes demonstram
que os exames por TC correspondem a 10% de todos os
procedimentos radiológicos, contribuindo com dois terços
das doses coletivas. Entre estes, 11% são realizados em
crianças. Em qualquer procedimento que envolva a exposição de um indivíduo à radiação para fins diagnóstico, a
técnica aplicada deve promover o máximo de informações
visuais usando o mínimo de dose, ou seja, o benefício ao
paciente submetido ao exame de radiodiagnóstico deve
estar associado à práticas otimizadas que garantam a qualidade da imagem com a menor dose. Nos últimos 40 anos,
fabricantes, profissionais e pesquisadores envolvidos com a
TC estudam formas de reduzir as doses aplicadas por este
método, visando a minimização dos riscos3,4,5,6.
As pesquisas sobre doses de radiação na TC têm
mostrado diferenças de até um fator 3 nos valores de
dose calculados para exames com qualidade de imagem
semelhantes realizados em equipamentos de diferentes
Correspondência: Fernando Mecca Augusto – Hospital do Câncer I – Setor de Física Médica, Praça Cruz Vermelha, 23 – 4º andar – Anexo – Centro – Rio
de Janeiro (RJ) - CEP:20230-130, e-mails: Fernando Mecca Augusto - [email protected], Thalis Leon de Ávila Saint’ Yves - [email protected]
11
Saint’ Yves TLA,Travassos PC, Gonçalves EAS , Mecca FA e Silveira TB
tecnologias e fabricantes. Nos exames de TC de crânio,
as doses podem variar em um fator de 11 na comparação
entre as doses aplicadas em diferentes centros de diagnóstico por imagem que utilizam o mesmo modelo e marca de equipamento. Normalmente, as técnicas de exposição utilizadas são baseadas em protocolos estabelecidos
pelos fabricantes ou então modificadas pelos operadores,
baseadas na experiência dos profissionais que atuam no
serviço de TC7,8,9.
As primeiras recomendações sobre Proteção
Radiológica em Radiologia Pediátrica foram feitas pela
NCRP através do documento nº 68, publicada em 1978.
Devido à expectativa de vida prolongada das crianças,
existe um grande potencial de manifestação de efeitos indesejáveis da radiação X. Esta publicação apresenta que
as crianças expostas são mais susceptíveis a desenvolver
a leucemia, por um fator de 2, em relação aos adultos
irradiados em radiodiagnóstico. Isto indica a necessidade
de se estabelecer protocolos específicos para exames pediátricos que visem a otimização das doses10,11.
O principal objetivo deste trabalho é Identificar condições técnicas para exames de TC de crânio que ofereçam
menor dose absorvida e que atendam os requisitos mínimos de qualidade da imagem, a fim de possibilitar uma
otimização dos protocolos utilizados.
Material e métodos
Os materiais utilizados para a elaboração deste estudo
foram: tomógrafo Picker Q2000, equipamento de quarta
geração, helicoidal, possibilitando uma tensão máxima no
tubo de 140KV; fantoma de água Picker para as medidas do nível de ruído; fantoma antropomórfico de cabeça
Alderson Randon; câmara de ionização tipo lápis Radcal
Corporation modelo 20X6-3CT acoplado ao eletrômetro
Radcal Corporation modelo 2026.
Primeiramente foi verificado o protocolo utilizado nos
exames de crânio pediátricos (2-7 anos). Os parâmetros
técnicos encontrados foram os seguintes: tempo de scan
3,0s; espessura de corte 3mm; mA=100; kVp=130; passo=1,25; ponto focal grosso; algoritmo de reconstrução
padrão.
Para determinação do ruído na imagem foi realizada
uma imagem com o protocolo acima citado utilizando o
fantoma de água Picker, selecionando uma ROI central
e quatro periféricas de área de 400 mm2, medindo-se o
Tabela 1. Níveis de ruído e dose para valores de mAs.
mAs
300
250
225
195
150
130
100
12
Nível de Ruído
0,68005
0,74841
0,77075
0,78572
0,84716
0,95886
1
Nível de Dose
1
0,84378
0,76617
0,65274
0,49353
0,42886
0,33632
ruído médio. Após essa medida foram realizadas mais 6
medidas de ruído através da variação do valor de mAs
para abaixo do utilizado no protocolo (300mAs) sendo estas com valores de mAs de 250, 225, 195, 150, 130 e
100. Dessa maneira irá ocorrer uma redução de dose a
que o paciente estará exposto. Então foi feito um gráfico
de ruído em função do mAs.
Para determinação de dose de entrada na pele do paciente foram realizadas medidas de dose utilizando a câmara de ionização tipo lápis no ar, estando esta localizada
no isocentro do tubo. Primeiramente realizaram-se as medidas com o protocolo utilizado na rotina, posteriormente
utilizaram-se os protocolos realizados para medição de
ruído. Após a obtenção desses dados foi feito um gráfico
de dose em função de mAs.
Estas duas curvas dos gráficos obtidos foram comparadas em função do mAs e sua intersecção definirá as
condições operacionais de “otimização”3.
Após essas condições de otimização da relação dose
x ruído para o mAs foi avaliado a qualidade da imagem em
função da redução do kVp, afim de otimizar a relação dose
x ruído em função da variação de KVp. A medida realizada
utilizou KVp de 100, 120 e 130 (protocolo original).
Para a validação desta otimização foram avaliadas,
através de um radiologista, imagens de crânio comparativas do protocolo otimizado final e do original, usando
o fantoma de cabeça Alderson Randon, de modo que o
otimizado ofereça uma imagem com qualidade aceitável
para um diagnóstico seguro. Essa comparação de qualidade da imagem foi realizada para três diferentes regiões
do crânio, superior, nasal, e bucal.
Enfim foram analisados os dados e gráficos obtidos
de forma que o protocolo de TC esteja otimizado com doses tão baixas quanto razoavelmente exequíveis para uma
imagem com qualidade suficiente para diagnóstico.
Resultados
Os valores obtidos das medidas de ruído e dose no ar
estão na Tabela 1.
A figura 1 mostra as curvas experimentais de nível de
dose e ruído (relação entre o maior valor da amostra e o
valor obtido) obtidas com os valores de mAs da tabela
1, e a figura 2 mostra as curvas ajustadas, exponencialmente para o ruído e linear para a dose, destes dados
experimentais.
Pode-se determinar que a intersecção das curvas
ocorre no ponto em que o mAs é 225, sendo portanto o
ponto de condição otimizada para o protocolo.
Para o protocolo otimizado acima foi variado o KVp
afim de otimizar também esse parâmetro.
Os valores de nível de ruído e nível de dose estão na
Tabela 2.
Como feito anteriormente achando o ponto de intersecção entre os dados, acha-se o ponto otimizado de
dose x ruído para a variação de kVp, este ponto ocorre
Otimização da relação dose x ruído na imagem em protocolos de tomografia computadorizada de crânio pediátrico
para um valor muito próximo a 120 kVp, então considerou-se este valor para o protocolo.
A comparação das imagens está ilustrada nas Figuras 3
e 4. Essas imagens foram analisadas por um médico radiologista e foi garantido que a qualidade da imagem é similar
ao protocolo original, possibilitando um bom diagnóstico.
Tabela 2. Níveis de ruído e dose para valores de KVp.
KVp
Nível de Dose
Nível de Ruído
130
1,0000
0,7491
120
0,8416
0,8262
100
0,7154
1,0000
1,1
Nivel Relativo de Dose e Ruido
1,0
0,9
0,8
0,7
0,6
0,5
0,4
Nivel de Ruido
Nivel de Dose
0,3
100
150
200
250
300
mAs
Nivel Relativo de Dose e Ruido Ajustado
1,1
R² = 0,999
1,0
0,9
0,8
0,7
R² = 0,95
0,6
0,5
Nivel de Dose
Nivel de Ruido
0,4
0,3
100
150
200
250
300
mAs
Figura 1. Dados experimentais dos níveis de ruído e de dose em
função do mAs utilizado no exame de TC de crânio pediátrico.
Figura 2. Curvas ajustadas dos níveis de ruído e de dose em
função do mAs utilizado no exame de TC de crânio pediátrico.
Figura 3. Imagens da parte superior do crânio para o protocolo
normal (a cima) e otimizado (a baixo).
Figura 4. Imagens da parte nasal do crânio para o protocolo
normal (a cima) e otimizado (a baixo).
13
Saint’ Yves TLA,Travassos PC, Gonçalves EAS , Mecca FA e Silveira TB
Pode-se determinar a redução da dose de entrada na
pele do paciente para exames de crânio pediátrico, da seguinte forma:
corte, passo e algoritmos de reconstrução. Sempre considerando que a qualidade da imagem deve ser tal que
possibilite um diagnóstico confiável.
NDotimizado = NDmAs x NDkVp
em que ND é o nível de dose, expressando a fração de
dose do protocolo otimizado em relação ao original.
Portanto,
NDotimizado = 08416 x 0,76617 = 0,6410,
representando uma dose de 64,1% da dose original.
É possível reduzir a dose de entrada na pele no exame de
TC a partir do estudo de técnicas otimizadas. Na técnica
otimizada obtida por este trabalho houve uma redução de
35,9% na dose em relação à condição operacional inicial.
Portanto o protocolo otimizado para mAs e KVp contém modificações em relação ao protocolo original sendo então: tempo de scan 1,5s; espessura de corte 3mm;
mA=150; KVp=120; passo=1,25; ponto focal grosso; algoritmo de reconstrução padrão.
Mesmo com o aumento de ruído na imagem otimizada
ela foi considerada dentro do padrão de qualidade para
diagnósticos com uma redução de dose de 35,9% em relação ao protocolo de técnica de rotina.
Novos estudos podem ser realizados na tentativa de
reduzir ainda mais a dose em pacientes, com a otimização
em relação a outros parâmetros, tais como: espessura de
14
Referências
1. Bushong SC. Radiologic science for technologists: physics, biology, and
protection. 7 ed. St. Louis: Mosby; 2001.
2. Wade JP, Weyman JC, Goldstone KE. CT standard protocols are of limited
value in assessing actual patient dose. Br J Radiol. 1997;70(839):1146-51.
3. Daros KAC. Avaliação das doses de radiação x em exames pediátricos de
tomografia de crânio com base em estudo de otimização [tese]. São Paulo:
Universidade de São Paulo; 2005.
4. Kalra MK, Maher MM, Toth TL, Hamberg LM, Blake MA, Sheparad JA, et
al. Strategies for CT radiation dose optimization. Radiology. 2004;230(3):
619-28.
5. Shrimpton PC, Wall BF, Hart D. Diagnostic medical exposures in U.K. Appl
Radiat Isot. 1999;50(1):261-9.
6. Linton OW, Mettler FA Jr, National Council on Radiation Protection and
Measurements. National conference on dose reduction in CT, with an
emphasis on pediatric patients. AJR Am J Roentgenol. 2003;181(2):321-9.
7. Chan CY, Wong YC, Chau LF, Yu SK, Lau PC. Radiation dose reduction in
paediatric cranial CT. Pediatr Radiol. 1999;29(10):770-5.
8. Conway BJ, Crohan JL, Abtonsen RG, Rueter FG, Slayton RJ, Suleiman OH.
Average radiation dose in standard CT examinations of the head: results of
the 1990 next survey. Radiology 1992;184:135-40.
9. Jessen KA, Shrimpton PC, Geleijns J, Panzer W, Tosi G. Dosimetry for
optimisation of patient protection in computed tomography. Appl Radiat
Isotop. 1999;50(1):165-72.
10. NCRP report 68. Radiation protection in pediatric radiology: recommendation
of the National Council on Radiation Protection Measurements. Washington:
National Council on Radiation Protection Measurements; 1981.
11. Brenner DJ, Elliston CD, Hall EJ, Berdon WE. Estimated Risks of RadiationInduced Fatal Cancer from Pediatric CT. AJR 2001; 176:289-296.
Artigo Original
Dosimetria tridimensional usando gel
MAGIC com formaldeído
Tridimensional dosimetry using MAGIC gel with
formaldehyde
Juliana F. Pavoni1, Tina L. Pike2, Jessica Snow2, Larry A. DeWerd2 e Oswaldo Baffa1
Departamento de Física e Matemática da Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto da
Universidade de São Paulo (FFCRP/USP) – Ribeirão Preto (SP), Brasil
2
Medical Radiation Research Center – Department of Medical Physics of University of Wisconsin, Madison –
United States of America (USA)
1
Resumo
Este trabalho apresenta a aplicação do dosímetro gel MAGIC com formaldeído (MAGIC-f) na medida tridimensional da distribuição de dose em um
planejamento de IMRT. Grande semelhança foi encontrada na distribuição de dose obtida pelo dosímetro gel e a distribuição de dose esperada pelo
sistema de planejamento (TPS) em todo o volume irradiado, o que se comprovou pela sobreposição direta dessas isodoses. Dos resultados, pode-se
concluir que o gel MAGIC-f pode ser aplicado satisfatoriamente para medidas tridimensionais de distribuição de dose.
Palavras-chave: IMRT, dosimetria gel, MAGIC, dosimetria tridimensional, IRMN, relaxometria.
Abstract
This paper presents the application of MAGIC gel with formaldehyde (MAGIC-f) in the tridimensional dose distribution measurement of an IMRT
planning. A high similarity was found between the dose distributions measured by the gel dosimeter and the dose distributions expected by the
treatment planning system (TPS) in all of the irradiated volume, this was proved by the direct overlapping of these isodoses. These results show that
MAGIC-f gel is feasible for tridimensional dose distribution measurements.
Keywords: IMRT, gel dosimetry, MAGIC, tridimensional dosimetry, MRI, relaxometry.
Introdução
Nos últimos anos um grande avanço aconteceu nas técnicas utilizadas em radioterapia, melhorando a conformação
da dose ao redor do volume alvo, o que permite a entrega
de elevadas doses ao tumor com o mínimo dano ao tecido
normal vizinho. Uma técnica que revolucionou este cenário foi a radioterapia com intensidade modulada de feixe
(IMRT), em que além da conformação do feixe de radiação
ao volume alvo, a intensidade do feixe pode variar cada
região do volume irradiado.
Em conjunto à evolução das técnicas de tratamento,
distribuições de doses volumétricas mais complexas passaram a ser alcançadas, com isso, surgiu a necessidade
de verificação 3D destas distribuições 1. No caso de tratamentos de IMRT, a verificação é ainda mais complexa pelo
fato dos campos de radiação mudarem de forma e tamanho ao longo do tratamento. Os dosímetros atualmente
usados para a verificação da dose são as câmaras de ionização (CI), os diodos, os dosímetros termoluminescentes
(TLD) e os filmes radiográficos. Estes dosímetros são
capazes de medir a dose pontualmente ou, no caso dos
filmes, em um plano. Para se obter a dose em três dimensões (3D), várias medidas ou vários dosímetros são
necessários e estes procedimentos são trabalhosos, além
de consumir muito tempo.
Neste contexto, os géis dosimétricos combinados
com as imagens de ressonância magnética nuclear (IRMN)
se apresentam como uma alternativa bastante adequada
por possibilitarem a medida de complexas distribuições de
dose em três dimensões 2,3,4.
O princípio básico e fundamental da dosimetria com
géis poliméricos é que a radiação ao interagir no gel provoca a radiólise da água, liberando radicais muito energéticos que provocam a polimerização dos monômeros
suspensos na gelatina. Dessa forma cadeias longas de
polímeros são formadas e ficam espacialmente retidas
na matriz gelatinosa nos locais de interação da radiação,
permitindo que a distribuição de dose seja medida nos
dosímetros por diversas técnicas, sendo a relaxometria
Conrrespondência: Oswaldo Baffa, Universidade de São Paulo, Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto, Departamento de Física e
Matemática. Av. Bandeirantes, 3900 - Monte Alegre, CEP:14040-901 - Ribeirao Preto (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
15
Pavoni JF, Pike TL, Snow J, DeWerd LA, Baffa O
em IRMN a que apresenta os melhores resultados. Na relaxometria por IRMN a presença dos polímeros altera a
mobilidade das moléculas de água ao seu redor, o que
provoca uma alteração na taxa de relaxação transversal
(R2) proporcional à dose depositada.
Este sistema dosimétrico apresenta diversas vantagens em relação aos sistemas usuais, eles independem
da direção do feixe de radiação, da qualidade e da taxa de
dose em feixes clínicos convencionais, além de medirem a
distribuição de dose de forma verdadeiramente tridimensional e em uma única medida. Os objetos simuladores
são preenchidos com gel e podem ser confeccionados em
praticamente todas as formas. Por ser tecido equivalente 5
não há necessidade do uso de correções de perturbação.
A sua resolução espacial depende da técnica usada para
aquisição da IRMN, podendo ser da ordem de milímetros
6
. Este sistema é capaz de integrar a dose absorvida no
tempo e no espaço, o que é de grande importância para
verificação da dose em IMRT.
O gel MAGIC foi o primeiro gel polimérico proposto na
literatura a ser confeccionado em atmosfera normal, ou
seja, na presença de oxigênio, todos seus antecessores
tinham seu mecanismo de resposta à irradiação suprimido
na presença de oxigênio, o que exigia a sua fabricação em
atmosferas inertes e dificultava este processo.
Recentemente o ponto de fusão do gel MAGIC foi aumentado para aproximadamente 60°C através da adição
de formaldeído à sua formulação. Paralelamente, alcançou-se um aumento na sensibilidade deste dosímetro 7,8.
Esta nova formulação do dosímetro já foi aplicada à dosimetria de fontes de braquiterapia 9 e sua completa caracterização dosimétrica foi apresentada em outro trabalho
nesta mesma conferência 10.
Neste trabalho avaliamos o desempenho do gel
MAGIC-f na medida 3D de distribuições de dose em um
planejamento de IMRT. A resposta do gel foi comparada
ao esperado pelo sistema de planejamento (TPS).
Material e métodos
Preparo do dosímetro gel MAGIC-f
A composição do dosímetro está indicada na tabela 1. O
preparo começa com a adição da gelatina à água em temperatura ambiente, isto é feito em constante agitação e
quando a gelatina está completamente dissolvida, a solução é aquecida até 45ºC e permanece nessa temperatura
até o derretimento da gelatina. A solução é então resfriada até 35ºC e o ácido ascórbico, o sulfato de cobre e o
formaldeído são adicionados. Após aproximadamente 5
minutos o ácido metacrílico é finalmente adicionado e a
solução permanece por aproximadamente mais 5 minutos
em agitação antes de ser acondicionada.
O acondicionamento do dosímetro foi feito em recipientes cilíndricos com um diâmetro de aproximadamente 17cm
e um volume de 2,71. Foram preenchidos dois objetos simuladores idênticos, um para irradiação e outro que não foi irradiado e foi usado para mapeamento do campo magnético
do tomógrafo de RMN para correção dos valores medidos
de R2 devido às inomogeneidades de campo magnético.
Planejamento dos tratamentos de IMRT
O primeiro passo para o planejamento dos tratamentos foi
a aquisição de uma série de imagens de tomografia computadorizada (TC) do objeto simulador usado (Figura 1).
Durante a aquisição das imagens de TC, foram feitas marcas de referências no objeto simulador seguindo os lasers
de orientação da sala para o posterior reposicionamento
dos objetos simuladores durante a irradiação e, sobre o
isocentro do tratamento, foram colocados marcadores fiduciais para posterior localização deste plano no TPS.
O planejamento foi realizado no TPS Pinnacle v8.0d
p1. Primeiramente as imagens de TC do objeto simulador
foram importadas e em seguida, as estruturas de interesse
para o planejamento foram delineadas. Foram delineados
quatro órgãos de risco ao redor do volume a ser irradiado,
além do contorno do objeto simulador (Figura 2). Todas as
estruturas foram copiadas para as 10 imagens de TC da
região central do objeto simulador para criarem o volume
tridimensional a ser planejado.
A próxima etapa foi a escolha dos campos de irradiação a serem planejados, foram utilizados 6 campos angulados em 300°, 260°, 220°, 140°, 100° e 60°. O planejamento foi otimizado até que o PTV recebesse a dose
desejada (10Gy). Para testar a eficiência do dosímetro gel,
um planejamento com regiões apresentando grandes gradientes de dose foi escolhido.
Tabela 1. Concentração em massa de cada componente do gel
MAGIC com formaldeído
Componente
Água Mili-Q
Gelatina bovina – 250Bloom (Gelita®)
Ácido metacrílico 99.5% (Acros®)
Formaldeído (Merck®)
Ácido ascórbico (Vetec®)
Sulfato de cobre (Vetec®)
16
Concentração em
massa (%)
82,31
8,33
5,99
3,32
0,03
0,02
Figura 1. Série de imagens de TC adquiridas do objeto simulador.
Dosimetria tridimensional usando gel MAGIC com formaldeído
Irradiações
O dosímetro foi irradiado com 10Gy em um acelerador linear CLINAC 600C (Varian) seguindo o planejamento realizado, esta dose foi escolhida para acoplar a faixa de dose
depositada no gel com a região de maior sensibilidade de
resposta. Após a irradiação, o dosímetro foi levado para a
sala do tomógrafo de RMN, onde permaneceram por 48
horas antes da aquisição das imagens.
Aquisição das IRMN
Um tomógrafo de 1.5T (Siemens, Magneton Vision) foi
usado. As imagens dos dosímetros foram adquiridas
após o equilíbrio térmico entre a sala do tomógrafo de
ressonância magnética e os géis, evitando assim distorções nas IRMN e erros na avaliação da dose depositada 11. Além disso, este tempo antes da aquisição das
imagens permite que as reações de polimerização se
completem 12.
Foram adquiridas IRMN usando seqüência multi spin
eco com tempos ao eco (TEs) de 20 e 100ms e tempo
de repetição de 4000ms seguindo os mesmos parâmetros
de aquisição das imagens de TC para que a comparação
entre os resultados do gel e do TPS fosse feita corte a corte. As imagens foram adquiridas com o objeto simulador
posicionado sobre o suporte usado irradiação, na bobina
de quadratura de cabeça e alinhado seguindo os lasers
de posicionamento do tomógrafo. Além disso, o plano do
isocentro de tratamento foi demarcado com 3 cápsulas
de vitamina E para que pudesse ser visualizado nas IRMN
e auxiliar no co-registro dessas imagens com as imagens
exportadas do TPS para análise do desempenho do dosímetro gel.
As IRMN dos 2 objetos simuladores foram adquiridas.
Os mapas de R2 proporcionais à dose foram calculados
para todas as IRMN adquiridas com a eliminação das influências provocadas pelas inomogeneidades de campo
magnético do tomógrafo.
Resultados
As distribuições de dose medidas com o dosímetro gel
em todas as IRMN adquiridas foram comparadas às distribuições de dose esperadas pelo TPS, esta comparação
foi feita sempre com as distribuições de dose normalizadas pela dose no isocentro de tratamento. Para todas as
imagens, os resultados obtidos com o dosímetro gel se
assemelham aos resultados esperados pelo TPS, a comparação entre as duas distribuições de dose no plano do
isocentro de tratamento ilustra esta semelhança (Figura 3).
A semelhança entre os resultados pode ser comprovada quantitativamente pela sobreposição direta das isodoses obtidas pelo gel e pelo TPS (Figura 4).
a)
b)
Figura 2. Imagem de TC no isocentro do planejamento com
todas as estruturas delineadas: os órgão de risco (vermelho), o
PTV (alaranjado) e o contorno do objeto simulador (rosa).
Figura 3. (a) Imagem com a distribuição de dose medida com o
gel MAGIC com formaldeído para o isocentro no plano de IMRT
do AL. (b) Distribuição de dose esperada pelo TPS. AS duas distribuições foram normalizadas para o isocentro de tratamento.
17
Pavoni JF, Pike TL, Snow J, DeWerd LA, Baffa O
dosímetro de fácil manuseio em temperaturas ambientes e
que pode ser aplicado para medidas tridimensionais.
Agradecimentos
Agradecemos a CAPES, FAPESP e CNPq pelo apoio
financeiro.
Referências
Figura 4. Sobreposição das isodoses medidas com o dosímetro
gel (linhas pontilhadas) e das isodoses exportadas pelo TPS (linhas contínuas) para o isocentro de tratamento.
A verificação tridimensional da distribuição de dose em
um tratamento de IMRT foi realizada com o dosímetro gel
MAGIC-f. Para o planejamento avaliado foi encontrada
uma grande semelhança as isodoses obtidas com o gel e
esperadas pelo TPS, o que foi comprovado pela sobreposição direta dessas isodoses.
Neste estudo usamos os dados fornecidos pelo
TPS como dados de referência para validação de nossas medidas por falta de outro dosímetro capaz de
medir toda a distribuição de dose tridimensionalmente. No entanto, após a validação dos resultados dessa
metodologia de análise e funcionamento do dosímetro gel, pode-se utilizá-lo para verificar as distribuições
de dose calculadas pelo TPS. Além disso, o caráter
tridimensional da dosimetria gel a faz muito útil para
controle de qualidade após a implementação de novos
acessórios à rotina e para investigações dosimétricas
em configurações extremas que exigem alta performance dos equipamentos.
Por tudo o que foi apresentado aqui, podemos concluir
que a aplicação do dosímetro gel MAGIC-f é viável para
verificação de tratamentos de IMRT, com a grande vantagem de apresentar uma medida integrada e tridimensional
de todos os feixes de tratamento. Concluímos também
que a modificação realizada no gel MAGIC resultou em um
18
1. De Wagter C. The ideal dosimeter for intensity modulated radiation
therapy (IMRT): What is required?. Proceedings of the Third International
Conference on Raditherapy gel dosimetry. 2004:5-9.
2. De Deene Y, De Wagter C, Van Duyse B, Derycke S, De Neve W, Achten E.
Three-dimensional dosimetry using polymer gel and magnetic resonance
imaging applied to the verification of conformal radiation therapy in headand-neck cancer. Radiother Oncol. 1998(48):283-91
3. Low DA, Dempsey JF, Venkatesan R, Mutic S, Markman J, Mark Haacke E,
et al. Evaluation of polymer gels and MRI as a 3-D dosimeter for intensitymodulated radiation therapy. Med Phys. 1999;26(8):1542–51.
4. Sandilos P, Angelopoulos A, Baras P, Dardoufas K, Karaiskos P, Kipouros P,
et al. Dose verification in clinical IMRT prostate incidents. Int J Radiat Oncol
Biol. 2004;59(5):1540–7.
5. Sellakumar P, Samuel EJJ, Supe SS. Water equivalence of polymer gel
dosimeters. Radiat Phys Chem. 2007;76:1108-15.
6. Ertl A, Berg A, Zehetmayer M, Frigo P. ‘High-resolution dose profile studies
based on MR imaging with polymer BANG(TM) gels in stereotactic radiation
techniques’. Magn Reson Imaging. 2000;18(3):343-9.
7. Fernandes JP, Pastorello BF, de Araujo DB, Baffa O. Formaldehyde
increases MAGIC gel dosimeter melting point and sensitivity. Phys Med
Biol. 2008;53(4):N53-8.
8. Fernandes JP, Pastorello BF, de Araujo DB, Baffa O. Formaldehyde
increases MAGIC gel dosimeter melting point and sensitivity. J Phys.: Conf
Ser. 2009;164(1):012004.
9. Marques T, Fernandes JP, Barbi G, Nicolucci P, Baffa O. MAGIC with
formaldehyde applied to dosimetry of HDR Brachytherapy source. J Phys.:
Conf Ser. 2009;164(1):012067.
10. Pavoni JF, Baffa O. Caracterização dosimétrica do gel MAGIC com
formaldeído. Anais do XIV Congresso Brasileiro de Física Médica. São
Paulo, 2009.
11. De Deene Y, Vergote K, Claeys C, De Wagter C. The fundamental radiation
properties of normoxic polymer gel dosimeters: a comparison between a
methacrylic acid based gel and acrylamide based gels. Phys Med Biol.
2006;51(3): 653-73.
12. De Deene Y, Hanselaer P, De Wagter C, Achten E, De Neve W. An investigation
of the chemical stability of a monomer/polymer gel dosimeter. Phys Med
Biol. 2000;45(4):859-78.
Artigo Original
Validação de um modelo computacional
de exposição para dosimetria em
tomografia computadorizada
Validation of an exposure computational model to
computed tomography dosimetry
Cássio C. Ferreira1, Laila A. Galvão1, J. W. Veira2 e Ana F. Maia1
Departamento de Física da Universidade Federal de Sergipe (UFS) - São Cristóvão (SE), Brasil
2
Centro Federal de Educação Tecnológica de Pernambuco (CEFET) – Recife (PE), Brasil
3
Escola Politécnica de Pernambuco da Universidade de Pernambuco – Recife (PE), Brasil
1
Resumo
Técnicas de simulação computacional por métodos de Monte Carlo foram utilizadas para estudar a dosimetria em tomografia computadorizada (TC).
Os espectros de raios X foram calculados através de programas computacionais denominados códigos geradores de espectros de raios X. Os objetos
simuladores da cabeça, usados na dosimetria, foram modelados através do programa computacional IDN (2006). Ainda, foram utilizados o MAX06
(2006), para simular um paciente macho adulto, e os códigos de transporte de radiação EGS4 (1985) e o EGSnrc (2006). A avaliação dos códigos
geradores de espectros de raios X para uso na dosimetria de TC revelou uma dependência do uso do código gerador de espectros com a filtração
do tubo de raios X. Para filtração de aproximadamente 1,90 mm de Al, o código X-rayb&m mostrou-se o mais indicado, para filtração de 4,52 mm
de Al foi o código genspec1 e para filtração de 10,90 mm de Al foi o código X-raytbc. A validação da simulação computacional foi realizada por
meio de comparações com medidas experimentais. O uso do código EGSnrc produziu os resultados mais acurados. Sendo que, no pior dos casos,
apresentou uma diferença percentual de 17,15%.
Pacs: 32.30.Rj, 81.70.Tx, 87.53.Wz, 82.20.Wt, 87.66.Xa
Palavras-chave: Métodos de Monte Carlo, Tomografia Computadorizada, fantomas de voxel.
Abstract
Monte Carlo methods have been used to evaluate computed tomography (CT) dosimetry. The x-ray spectra were calculated by softwares named
generating x-ray spectra codes. The physical phantoms, commonly used at CT dosimetry, were modeled by the IDN software (2006). MAX06 (2006)
also was used to simulate the adult male patient submitted to CT examinations. EGS4 (1985) and EGSnrc (2006) have been used to simulate
radiation transport in CT dosimetry. The evaluation of the generating x-ray spectra codes in CT dosimetry showed dependence with tube filtration. For
tube filtration about 1.90 mm of Al, the X-rayb&m code calculated the better x-ray spectra, for tube filtration about 4.52 mm of Al the genspec1 code
have been the best code and for tube filtration about 10.90 mm of Al the X-raytbc calculated the better x-ray spectra. The validation of computational
simulation was done by experimental measurements. The EGSnrc code produced the most accurate results. At the worst case, it presented a
percentage difference of 17.15% in relation to the experimental measurements.
Pacs: 32.30.Rj, 81.70.Tx, 87.53.Wz, 82.20.Wt, 87.66.Xa
Keywords: Monte Carlo methods, Computed Tomography, Voxels phantoms.
Introdução
Atualmente, tomografia computadorizada (TC) é o procedimento radiográfico mais usado para obtenção de
imagens anatômicas com alta resolução do paciente. Em
comparação com outros procedimentos radiográficos, as
doses absorvidas pelos pacientes submetidos a exames
de TC são muito altas. Consequentemente, sua contribuição para a dose efetiva coletiva chegou, em 2001, a
aproximadamente 34% da contribuição de todos os exames médicos1.
Para estimar a dose absorvida e a dose efetiva, várias
grandezas dosimétricas específicas de TC são utilizadas,
onde as mais conhecidas são o índice de dose em tomografia computadorizada (CTDI) e a dose média central devido a múltiplos cortes (MSAD). Essas grandezas
assumem o mesmo valor quando a espessura de corte
é igual ao deslocamento da mesa. O MSAD vem sendo
Correspondência: Cássio C. Ferreira – Departamento de Física da Universidade Federal de Sergipe – Avenida Marechal Rondon, s/n – Jardim Rosa Elze –
CEP: 49100-000 – São Cristóvão (SE) – Fone: (79) 2105-6831 – Fax: (79) 2105-6474 – E-mail: [email protected]
19
Ferreira CC, Galvão LA, Veira JW, Maia AF
substituído pela dose acumulada no centro [D(0)], pois incorpora, também, os tomógrafos helicoidais2.
Estimativas de dose absorvida e dose efetiva podem
ser feitas através de medidas diretas em fantomas físicos
antropomórficos3. Geralmente, são usados dosímetros
termoluminescentes (TLDs) inseridos em compartimentos
específicos do fantoma antropomórfico.
Outro método bastante utilizado para calcular dose
absorvida e dose efetiva em pacientes é a simulação computacional por métodos de Monte Carlo (MC) ou dosimetria numérica. Vários autores têm usado MC para o estudo
de doses absorvidas em pacientes ou em objetos simuladores submetidos a exames de TC4,5,6,7. Para calcular
a dose absorvida ou dose efetiva, é necessário usar um
fantoma virtual, matemático ou voxelizado. Os fantomas
voxelizados constituem o último esforço na representação
virtual de um paciente adulto8,9,10,11,12.
O objetivo central deste trabalho é o estudo de uma
metodologia para dosimetria em TC.
Medidas experimentais
As medidas de CTDI100 e perfil de dose foram feitas no orifício central dos objetos simuladores da cabeça, construídos no Laboratório de Preparação e
Caracterização de Materiais – LPCM do Departamento
de Física da Universidade Federal de Sergipe – DFI/UFS,
e com uma câmara de ionização tipo-lápis ou dosímetros termoluminescentes de sulfato de cálcio dopado
com 0,1% disprósio. As dimensões do objeto simulador
da cabeça são: 16 cm de diâmetro e 15 cm de comprimento. A câmara de ionização tipo-lápis tem 10 cm
Dosimetria numérica
Para realizar a dosimetria numérica foi necessário: modelar a fonte de raios X, modelar as geometrias irradiadas e adotar um código de transporte de radiação
ionizante.
Modelar a fonte de raios X envolveu três etapas: simulação dos movimentos da fonte de raios X em relação
ao paciente, simulação da colimação do feixe de raios X
e simulação do espectro de raios X. A Figura 2 mostra os
pontos de geração dos fótons de raios X em um tomógrafo axial e helicoidal.
Para definir a forma do espectro de raios X, ou a curva
de distribuição energética dos fótons, de cada tomógrafo, foram utilizados códigos geradores de espectros de
raios X. Os códigos utilizados foram: EGSnrc/BEAM MC14,
X-raytbc [cedido por Dr. Glenn Stirling – NRL (2000)],
X-rayb&m [cedido por Dr. Glenn Stirling – NRL (2000)] e
o genspec115.
Os objetos simuladores e dosímetros utilizados na
dosimetria numérica foram modelados com o auxílio do
Figura 1. Fotografia do objeto simulador da cabeça feito de
acrílico.
Figura 2. Ilustração dos pontos de geração dos fótons de raios
X. À esquerda: Tomografia axial. À direita: Tomografia helicoidal.
Material e métodos
20
de comprimento ativo e aproximadamente 0,6 cm de
diâmetro, resultando em em um volume de aproximadamente 3,0 cm3. Os dosímetros termoluminescentes têm
0,6 cm de diâmetro e 0,1 cm de comprimento. Os resultados foram obtidos em um tomógrafo de único corte
fabricado pela TOSHIBA, modelo Asteion que está instalado no Hospital Universitário – HU da UFS. Medidas
feitas pelo grupo ImPACT13 em um tomógrafo fabricado
pela GE, modelo Ligthspeed 16, também foram usadas nesse trabalho para comparações com os valores
de CTDI100 calculados através da dosimetria numérica.
Ambos os tomógrafos são axiais. A Figura 1 mostra o
objeto simulador da cabeça construído.
Validação de um modelo computacional de exposição para dosimetria em tomografia computadorizada
Resultados
Recentemente, Bazalova e Verhaegen modelaram um código gerador de espectro de raios X em TC chamado de
EGSnrc/BEAM MC [14]. Foi feita uma comparação dos
resultados dosimétricos obtidos com o uso dos espectros
produzidos pelo EGSnrc/BEAM MC e por outros 02 códigos. A Tabela 1 mostra as máximas diferenças percentuais
encontradas entre as doses absorvidas quando foi usado o espectro de raios X produzido pelo EGSnrc/BEAM e
quando foram usados os espectros de raios X produzidos
por outros 02 códigos. Na tabela é mostrado o órgão ou
tecido em que ocorreu a máxima diferença percentual.
É possível perceber que para os espectros com filtração de 10,90 mm de Al, as doses absorvidas com o uso
do X-raytbc foram muito próximas às doses absorvidas
com o uso do EGSnrc/BEAM MC. Enquanto que, para
os espectros com filtração de 1,90 mm de Al, as doses
absorvidas com o uso do X-rayb&m foram muito próximas
ás doses absorvidas com o uso do EGSnrc/BEAM MC.
A Figura 4 mostra o perfil de dose calculado por MC e
o perfil de dose medido no tomógrafo ASTEION/TOSHIBA
(HU/UFS).
A Figura 5 mostra os valores de CTDI100 calculados
através de 04 combinações de códigos de transporte de
radiação/código gerador de raios X e os valores medidos
pelo grupo ImPACT para 04 valores de kVp.
A figura 6 mostra os valores de CTDI100 calculados
através de 03 combinações de códigos de transporte de
radiação/código gerador de raios X e os valores medidos
no tomógrafo do HU da UFS para 03 valores de kVp.
Figura 3. Corte axial do objeto simulador feito de acrílico modelado com o IDN (resolução: voxel cúbico com aresta de 1 mm
de comprimento).
Tabela 1. Máximas diferenças percentuais entre as doses absorvidas utilizando o EGSnrc/BEAM MC e outros 02 códigos geradores de espectros de raios X
X-raytbc (%)
-9,45 (Muc. oral)
1,40 (Glând. Adrenais)
-10,30 (Muc. oral)
-2,64 (Muc. oral)
(1)
(2)
(3)
(4)
X-rayb&m (%)
2,91 (Glând. adrenais)
3,41 (Esôfago)
(1) 100 kV e 1,90 mm de Al; (2) 100kV e 10,90 mm de Al; (3) 140kV e 1,90 mm de Al;
(4) 140kV e 10,90 mm de Al
HU
EGSnrc/genspec1
1,0
0,8
Dose relativa (u.a.)
programa computacional IDN16. Esse programa modela
objetos tri-dimensionais constituídos por estruturas geométricas simples (cilindro, esfera, paralelepípedo, etc...). A
Figura 3 mostra um corte axial do objeto simulador composto por acrílico modelado pelo IDN.
O fantoma de voxel utilizado foi o MAX0612. O MAX06
representa o paciente masculino mais próximo do paciente
padrão17, e ainda incorpora as novas recomendações feitas pela Comissão Internacional de Proteção Radiológica
para cálculo de dose efetiva18.
Os códigos de transporte de radiação utilizados nesse
trabalho foram o EGS419 e o EGSnrc20.
0,6
0,4
0,2
0,0
0
2
4
6
8
10
12
14
16
Eixo do paciente (cm)
Figura 4. Perfis de dose adquiridos por simulação computacional e através de medida experimental. 120 kV, 5 mm de espessura de corte.
ImPACT
EGS4/genspec1
EGS4/X-raytbc
EGSnrc/genspec1
EGSnrc/X-raytbc
35
A Através da Figura 5, é possível perceber que os resultados calculados pela combinação do código de transporte
de radiação EGSnrc com o código gerador de espectro de
raios X apresentaram os resultados mais próximos dos valores de CTDI100 medidos pelo ImPACT. Ainda, é possível
destacar que, para o kVp de 140 kV, a diferença percentual foi de – 2,56%. Entretanto, não houve melhora dos
resultados com o aumento do valor do kVp.
CTDI 100 (mGy)
30
25
20
Diferença percentual média de
10,79% entre o CTDI 100 calculado
15
pelo EGSnrc/Xraytbc e o
medido pelo grupo ImPACT.
10
5
80
90
100
110
120
130
140
kVp (kV)
Figura 5. Valores de CTDI100 (câmara tipo-lápis) calculados por
MC e medidos com uma câmara tipo-lápis pelo grupo ImPACT.
Espessura do corte igual a 10 mm e filtração de 9,15 mm de Al.
21
Ferreira CC, Galvão LA, Veira JW, Maia AF
Referências
HU
EGSnrc/genspec1
EGSnrc/Xraytbc
EGSnrc/X-rayb&m
45
CTDI 100 (mGy)
40
35
30
Diferença percentual média de
-5,37% entre o CTDI 100 calculado
25
pelo EGSnrc/genspec1 e o
CTDI 100 medido no HU.
20
15
95
100
105
110
115
120
125
130
135
140
kVp (kV)
Figura 6. Valores de CTDI100 (câmara tipo-lápis) calculados
por MC e medidos com uma câmara tipo-lápis no tomógrafo
do HU/UFS. Espessura do corte igual a 5 mm e filtração de
4,52 mm de Al.
Para o tomógrafo do HU (Figura 6), a combinação
do código EGSnrc com o código genspec1 produziu os
resultados mais próximos dos resultados experimentais.
Com o aumento do valor do kVp, houve uma melhora dos
valores de CTDI100 calculados em relação aos valores de
CTDI100 medidos no HU. Para o valor de 135 kV, a diferença percentual foi de 0,14%.
No pior dos casos, o valor de CTDI100 calculado apresentou uma diferença percentual de 17,15% com relação
ao CTDI100 medido pelo ImPACT em 120 kV. Os resultados
ainda podem ser melhorados através do uso de códigos
geradores de espectros de raios X mais acurados e da
modelagem do filtro de forma de cabeça.
Através de uma análise mais criteriosa de alguns
estudos4,7 e dos resultados obtidos até o momento, é
possível notar que, com o aumento da filtração (aproximadamente 9 mm de Al), o uso do código X-raytbc é o
mais indicado na dosimetria numérica de TC. Enquanto
que, com a redução da filtração (aproximadamente 1,90
mm de Al) o uso do código X-rayb&m torna-se mais indicado. Para filtrações intermediárias (aproximadamente
4,52 mm de Al), o uso do código genspec1 torna-se o
mais indicado. Os espectros de raios X calculados pelo
genspec1 ainda apresentam uma melhor acurácia com o
aumento do kVp.
Agradecimentos
À Universidade Federal de Sergipe pelo apoio financeiro
com uma bolsa de doutorado para o estudante Cássio C.
Ferreira. Ao Dr. R. Kramer por ter cedido o modelo computacional de exposição EGSnrc/MAX06. Ao Dr. Glenn
Stirling por ter cedido os códigos X-raytbc e o X-rayb&m.
22
1. Rehani MM, Bongartz G, Golding SJ, Gordon L, Kalender K, Murakami T,
Shrimpton P, Albrecht R, Wei K. International Commission on Radiological
Protection (ICRP). Publication 87, Managing Patient Dose in Computed
Tomography. Annals of the ICRP Volume 30(4), (2001).
2. Dixon RL. A new look at ct dose measurement: beyond CTDI. Med. Phys.
2003;30(6):1272-1280.
3. Alderson SW, Lanzl LH, Rollins M, Spira J. An instrumented phantom
system for analog computation of treatment plans. Am J Roentgenol.
1962;87:185.
4. Caon M, Bibbo G, Pattison J, Bhat M. The effect on dose to computed
tomography phantoms of varying the theoretical x-ray spectrum: a
comparison of four diagnostic x-ray spectrum calculating codes. Med Phys.
1998;25(6):1021-7.
5. Jones DG, Shrimpton PC. Normalized organ doses for x-ray computed
tomography calculated using Monte Carlo techniques. NRPB 250; 1993.
6. Kalender WA, Schmidt B, Zankl M, Schimdt M. A PC program for estimating
organ dose and effective dose values in computed tomography. Eur Radiol.
1999;9(3):555-62.
7. Ay MR, Sarkar S, Shahriari M, Sardari D, Zaidi H. Assessment of different
computational models for generation of x-ray spectra in diagnostic
radiology and mammography. Med Phys. 2005;32(6):1660-75.
8. Zubal IG. The Yale Voxel Phantoms. [http://noodle.med.yale.edu/phantom]
[citado em junho de 2009].
9. Xu XG, Chao TC, Bozkurt A. VIPMAN: an image-based whole-body adult
male model constructed from color photographs of the visible human
project for multi-particle Monte Carlo calculations. Health Physics.
2000;78:476-86.
10. Zankl M, Wittmann A. The Adult Male Voxel Model “Golem” Segmented from
Whole-Body CT Patient Data. Radiat Environ Biophys. 2001;40(2):153-62.
11. Kramer R, Vieira JW, Khoury HJ, Lima FRA, Fuelle D. All about MAX: a male
adult voxel phantom for Monte Carlo calculations in radiation protection
dosimetry. Phys Med Biol. 2003;48(10):1239-62.
12. Kramer R, Vieira JW, Khoury HJ, Lima VJM. MAX 06 and FAX 06: update
of two adult human phantoms for radiation protection dosimetry. Phys Med
Biol. 2006;51(14):3331-46.
13. ImPACT. ImPACT CT Patient Dosimetry Calculator. [citado em junho de 2009]
[http://www.impactscan.org/ctdosimetry.htm].
14. Bazalova M, Verhaegen F. Monte Carlo simulation of a computed
tomography x-ray tube. Phys Med Biol. 2007;52(19):5945-55.
15. Boone JM, Seibert JA. An accurate method for computer-generating
tungsten anode x-ray spectra from 30 to 140 kV. Med Phys.
1997;24(11):1661-70.
16. Vieira JW, Santos AM, Lima FRA. Tratamento de Imagens Tomográficas
para Uso em Dosimetria Numérica. IRPA; 2006.
17. International Commission on Radiological Protection (ICRP). Publication 23,
Oxford: Pergamon press; 1975.
18. International Commission on Radiological Protection (ICRP).
Recommendations of the International Commission on Radiological
Protection. Oxford: Pergamon press; 2007.
19. Nelson WR, Hirayama H, Rogers DMO. The EGS4 code system, report
SLAC-65. Stanford Linear Accelerator Center, Stanford University, Stanford,
California; 1985.
20. Kawrakow, Rogers DWO. The EGSnrc code system: Monte Carlo simulation
of electron and photon transport. Ionizing Radiation Standards National
Research Council of Canada, Ottawa, K1A OR6; 2006.
Artigo Original
Dosimetria em braquiterapia ocular
com placa ROPES contendo sementes
de iodo-125 e paládio-103
Dosimetry on Ocular Brachytherapy with ROPES Plaque
with Iodine-125 and Paladium-103 seeds
Arnaldo P. Mourão1,2 e Tarcísio P. R. Campos 2
Núcleo de Engenharia Hospitalar do Centro Federal de Educação Tecnológica de Minas Gerais (CEFET/MG) – Belo Horizonte (MG), Brasil
2
Programa de Pós-graduação em Ciências e Técnicas Nucleares da Universidade Federal de Minas Gerais (UFMG) –
Belo Horizonte MG), Brasil
1
Resumo
A radioterapia é uma alternativa à enucleação. No entanto, a irradiação da região ocular pode gerar efeitos deletérios, devido às altas doses,
principalmente no cristalino, retina e estruturas ósseas em fase de crescimento. A braquiterapia quando comparada à teleterapia permite reduzir
consideravelmente as doses nos tecidos adjacentes ao tumor reduzindo os efeitos colaterais. Um modelo computacional da região ocular foi
desenvolvido com o objetivo de simular a irradiação ocular com a placa oftalmológica ROPES posicionada junto à superfície da esclera, carregada
com sementes de iodo-125 e paládio-103. As simulações foram realizadas utilizando o código Monte Carlo MCNP5. Estas simulações permitiram
observar a distribuição espacial da dose absorvida no volume irradiado. Os resultados obtidos foram normalizados em 100% para a dose máxima
que ocorre na base do tumor para cada uma das fontes utilizadas. A dose máxima foi encontrada no interior do vítreo e o presente modelo apresenta
um avanço na simulação e predição da dose obsorvida em braquiterapia ocular.
Palavras-chave: braquiterapia, braquiterapia ocular, placa oftalmológica, código Monte Carlo.
Abstract
Radiotherapy is an alternative to ocular enucleation. However, the irradiation of ocular region can bring deleterious effects due to the high doses,
mainly in the lens, retina and in the bone structures in growth phase. Brachytherapy instead of teletherapy looks for departuring absorbed doses in
tumor minimizing doses in the lens and the adjacent tissues of the eyeball (orbital region), avoiding deleterious effects. Thus, a three-dimensional
computational model of ocular area was developed to simulate orbital irradiation with ROPES ophthalmologic plaque placed on the sclera surface
filled to ten iodine-125 seeds, and palladium-103 seeds. Simulations are performed on the MCNP5 code. The computational simulation allows
evaluating how the dose rates are spatially distributed in the orbital volume. The results are normalized to 100% at the maximum dose on the tumor
base, and by the applied source activity. The maximum dose is found onto the eyeball, in the vitreous. The present model represents an advance in
simulating and predicting absorbed dose on ocular brachytherapy.
Keywords: brachytherapy, ocular brachytherapy, ocular plaque, Monte Carlo code.
Introdução
O melanoma ocular e o retinoblastoma são os tumores
oculares mais comumente encontrados em pacientes
adultos e pediátricos, respectivamente. A enucleação
é um tratamento tradicional que consiste na remoção
total do bulbo ocular. A radioterapia ocular é um método
alternativo que possibilita a preservação do bulbo ocular. A teleterapia utiliza radiação de fótons e de prótons
ao passo que braquiterapia utiliza placas com diferentes tipos de radioisótopos encapsulados e apresenta
menores efeitos colaterais que aqueles apresentados
pela teleterapia1.
A braquiterapia com a utilização de placas oftalmológicas é uma boa alternativa para o controle e tratamento
de tumores ocorrentes na região da úvea e retina, pois
permite o posicionamento do material radioativo junto à
superfície da esclera. A placa é posicionada e fixada sobre a região tumoral durante um período de tempo que
permita depositar uma dose suficiente para o controle tumoral. Comparando a braquiterapia com placas oftalmológicas com a teleterapia, a braquiterapia permite liberar
Correspondência: Arnaldo Prata Mourão – Núcleo de Engenharia Hospitalar (NEHOS/CEFET) – MG, Centro Federal de Educação Tecnológica de Minas
Gerais, Av. Amazonas, 5253, Nova Suiça - Sala 113, CEP: 30480-000, Belo Horizonte (MG), Brasil – E-mail: [email protected]
23
Mourão AP, Campos TPR
Figura 1. Imagens de corte do modelo acoplado do bulbo ocular geradas a partir da interface gráfica do MCNP.5v. (a) corte axial, (b)
corte sagital e (c) corte coronal.
altas doses de radiação no tumor preservando os tecidos
sadios das estruturas próximas2,3.
O objetivo deste artigo é apresentar um novo modelo
computacional da região ocular e simular o posicionamento de uma placa oftalmológica contendo sementes
de 125I e 103Pd. Uma simulação através do código Monte
Carlo, utilizando um modelo de voxel da região ocular,
permite observar a distribuição da dose absorvida no interior do bulbo ocular, vítreo e cristalino, e nas estruturas
externas, ossos, nervo óptico e cérebro, devido aos fótons gama e X.4,5
Materiais e métodos
O trabalho consiste de um modelo computacional da região ocular no qual foi incorporada uma placa oftalmológica modelo ROPES contendo sementes de iodo-125 e
sementes de paládio-103 posicionada na região medial do
bulbo ocular. O MCNP5 foi utilizado para simular os dois
processos de irradiação e para gerar a distribuição espacial da dose característica de cada um dos radionuclídeos
utilizados.
Modelo ocular computacional
O modelo ocular foi desenvolvido através do acoplamento de três modelos distintos: um modelo analítico e dois
modelos de voxels. O primeiro modelo de voxel definiu
toda a estrutura da região ocular sendo obtido através de
imagens tomográficas do human visible man project6. Um
conjunto de 43 cortes axiais do crânio do homem foi selecionado de maneira a conter toda a região de interesse.
Das imagens de corte do crânio foi retirada somente a região de interesse que permitiu definir um volume de 41 x
50 x 38,7 mm3 contendo 82 x 100 x 43 voxels.
Um modelo analítico foi feito para definir as estruturas internas do bulbo ocular. Como o bulbo ocular possui
24
estruturas muito delgadas o tamanho do voxel definido
através do primeiro modelo era demasiadamente grande
para definir as membranas do bulbo ocular e por essa razão, as estruturas internas do bulbo ocular foram redefinidas por esse segundo modelo (esclera, coroide, retina,
cristalino, vítreo e córnea).
Os parâmetros geométricos aplicados para a construção dos volumes foram obtidos através de medidas das
estruturas anatômicas de um homem adulto encontradas
na literatura, conjuntamente com medições em imagens
das estruturas oculares6,7. A estrutura externa da superfície da esclera apresenta valores máximos em x, y e z de
24,3, 23,6 e 24,3 mm, respectivamente.
A região do vítreo foi definida em um modelo de voxels com o objetivo de permitir a medição da distribuição
da dose no interior do bulbo ocular. Cada célula (voxel)
no interior do vítreo possui as dimensões de 0,5 x 0,5 x
0,5 mm3. O modelo final da região ocular foi obtido pelo
acoplamento dos três modelos e a Figura 1 apresenta três
imagens de corte geradas a partir desse modelo acoplado
através da interface gráfica do MCNP54,8.
A placa ROPES
A placa oftalmológica de braquiterapia tem o formato de
uma calota esférica com a superfície côncava definida por
um raio de 12,15 mm, correspondente ao raio médio que
define o volume do bulbo ocular humano. Possui cavidades para a acomodação de sementes contendo material
radioativo. A placa modelo ROPES utilizada nas simulações possui 15 mm de diâmetro e acomoda até 10 sementes, sendo posicionada junto à superfície da esclera
sobre a região do tecido tumoral3,4,7.
A placa foi carregada duas vezes com dois tipos de
sementes, contendo iodo-125 ou paládio-103 e incorporada ao modelo computacional na região medial do bulbo
ocular permitindo a realização de simulações com dois radionuclídeos distintos.
Dosimetria em braquiterapia ocular com placa ROPES contendo sementes de iodo-125 e paládio-103
O iodo-125 é um radioisótopo emissor de fótons com
energia entre 27-35 keV e meia-vida de 59,408 dias e o
paládio-103 decai pela emissão de fótons com energia
entre 20-23 keV e período de meia-vida de 16,991 dias,
sendo que ambos decaem por captura eletrônica. Estes
radionuclídeos são disponibilizados na forma de sementes
cilíndricas medindo 4,5mmx0,8mm, sendo considerados
radionuclídeos ótimos para o tratamento de tumores do
bulbo ocular5,9,10.
A Figura 2 apresenta a imagem da placa oftalmológica
ROPES de 15 mm de diâmetro utilizada nas simulações.
Esta placa possui uma cobertura externa de aço inox que
tem por objetivo reter as sementes nas cavidades e absorver a parcela do feixe que se propaga em direção contrária
à do tumor.
Código MCNP
O MCNP é um código utilizado para simular o transporte de partículas como nêutrons, fótons e elétrons e suas
interações com o meio, possibilitando observar inclusive
a distribuição de dose em determinadas estruturas. Este
código foi inicialmente desenvolvido para a observação do
transporte de nêutrons e posteriormente estendido para
incluir outras partículas, tais como os fótons e os elétrons.
O código MCNP trabalha com uma configuração tridimensional utilizando uma tabela contendo as características
de cada um dos tecidos e materiais definidos através de
células geométricas e tem sido extensivamente utilizado
para validar o uso de braquiterapia com radioisótopos
emissores de fótons8.
Figura 2. Imagem da placa oftalmológica ROPES apresentando
a distribuição espacial das sementes radioativas.
Resultados
A placa ROPES foi incorporada ao modelo da região ocular no MCNP5 para a realização das simulações computacionais. Os resultados obtidos através do MCNP5 foram
introduzidos no SISCODES11 e transformados em uma
matriz de distribuição de dose. As seções das matrizes
foram plotadas através de uma rotina que permite apresentar a distribuição espacial da dose absorvida. A Figura
3 apresenta nas imagens a, b e c três cortes axiais com a
distribuição da dose absorvida gerada pela irradiação com
o iodo-125 e nas imagens d, e e f a distribuição de dose
pela irradiação com o paládio-103.
Nestas imagens os dados da distribuição da dose absorvida interna ao bulbo ocular foram acoplados aos dados da distribuição da dose absorvida da região externa,
sendo que as simulações foram realizadas separadamente no MCNP5. A legenda de cores indica o percentual das
faixas de dose tanto interna como externa ao bulbo ocular.
Para o iodo-125 o valor máximo da taxa de dose absorvida na região interna ao bulbo ocular é de 1,42.10-4
Gy.h-1.MBq-1. Este valor deve ser considerado como referência (100%) para a observação da distribuição espacial da dose absorvida no interior do bulbo ocular. O valor
máximo da taxa de dose absorvida na região externa ao
Figure 3. Distribuição da dose absorvida devido à placa ROPES
carregada com dez sementes. (a) z = 1mm 125I, (b) z = 2.7mm
125
I, (c) z = 4.5mm 125I, (d) z = 1mm 103Pd, (e) z = 2.7mm 103Pd,
(f) z = 4.5mm 103Pd.
bulbo ocular é de 2,21.10-5 Gy.h-1.MBq-1 e este valor deve
ser considerado como referência (100%) para a observação da distribuição espacial da dose absorvida na região
externa ao bulbo ocular.
Para o paládio-103 o valor máximo da taxa de dose
absorvida na região interna ao bulbo ocular é de 2,32.10-4
Gy.h-1.MBq-1. Este valor deve ser considerado como referência (100%) para a observação da distribuição espacial da dose absorvida no interior do bulbo ocular. O valor
máximo da taxa de dose absorvida na região externa ao
bulbo ocular é de 1,82.10-5 Gy.h-1.MBq-1 e este valor deve
ser considerado como referência (100%) para a observação da distribuição espacial da dose absorvida na região
externa ao bulbo ocular.
A Figura 4 apresenta um gráfico normalizado da variação da dose com a profundidade no interior do vítreo para a
irradiação com o 125I e o 103Pd ao longo de um eixo que parte
25
Mourão AP, Campos TPR
radioativas. As simulações permitem avaliar a distribuição
espacial da dose absorvida em função da atividade em
MBq e do tempo de exposição. A escolha do radioisótopo a ser utilizado depende da base do tumor e da dose
terapêutica a ser definida para o ápice do tumor. A tabela 1 apresenta os resultados da simulação considerando
o ápice do tumor em 3 e 5 mm de profundidade e uma
terapêutica de 80Gy no ápice do tumor12.
A penetração do feixe do 103Pd é menor que a do 125I,
por esta razão, apresenta menor dose absorvida no cristalino. De maneira inversa, a dose absorvida na entrada do
vítreo, junto à retina, geradas pelo paládio-103 são maiores para uma mesma dose terapêutica.
Figura 4. Variação da dose absorvida no interior do vítreo.
Tabela 1. Dose absorvida para dose terapêutica de 80Gy no
ápice do tumor
Local
Vítreo
Reg. externa
Cristalino
Dose (Gy)
Ápice 3mm
125
103
I
Pd
122,40
129,66
19,03
10,21
70,11
51,70
Dose (Gy)
Ápice 5mm
125
103
I
Pd
201,31
224,72
31,31
17,69
115,31
89,60
do centro da placa ao centro do bulbo ocular. O gráfico foi
obtido a partir das simulações no MCNP5 e levam em consideração a dose absorvida em cada ponto considerando a
dose máxima a 1,5 mm de profundidade, que corresponde
à espessura da esclera, coroide e retina nesta região.
O desenvolvimento de um modelo acoplado de voxels:
modelo de voxels interno e o modelo de voxels externo,
com o modelo analítico das estruturas do bulbo ocular,
demonstra um avanço nos protocolos de dosimetria para
radioterapia de tumores do bulbo ocular. O presente modelo será utilizado para a investigação em simulações de
outros tipos de dispositivos radioativos.
Este artigo apresenta a utilização de uma placa comercial com o carregamento de dois tipos de sementes
26
Referências
1. Sauerwein W, Gerard JP. Radiothèrapie des tumeurs intraoculaires. Cancer
Radiother. 1999;3 Suppl 1:102-6.
2. Desjardins L, Coutourier J, Doz F, Gautiers-Vilars M, Sastre X. Tumeurs de
la retine, Ophtalmologie. 2003; 1:18-37.
3. Granero D, Perez-Calatayud J, Ballester F, Casal E, De Frutos JM. Dosimetric
study of the 15 mm ROPES eye plaque. Med Phys. 2004;31(12):3330-6.
4. Mourão AP, Campos TPR. Radiodosimetric considerations on ocular
brachytherapy with iodine-125 and ruthenium/rhodium-106. Radiologia
Brasileira 2009;42(1):43-8.
5. Melhus CS, Rivard M. COMS eye plaque brachytherapy dosimetry
simulations for 103Pd, 125I and 131Cs. Med Phys. 2008;35(7):3364-71.
6. The visible man project [homepage da Internet]. National Library of
Medicine. [citado 6 out 2005]. Disponível em: http://www.nlm.nih.gov/
research/visible/visible_human.html.
7. Dantas AM. Anatomia funcional do olho e seus anexos. Rio de Janeiro:
Revinter; 2002.
8. X-5 Monte Carlo Team. MCNP: A General Monte Carlo N-Particle Transport
Code, Version 5, MCNP Overview and Theory. Los Alamos National
Laboratory Report 2003.
9. BEBIG. I-125 ophthalmic seeds. Berlin: Eckert & Ziegler; 2004.
10. The Berkeley Laboratory Isotopes Project’s [homepage da Internet].
Berkeley National Laboratory [citado 18 dez 2007]. Available from: http://
ie.lbl.gov/education/isotopes.htm.
11. Trindade BM. Desenvolvimento de Sistema Computacional para Dosimetria
em Radioterapia por Nêutrons e Fótons Baseado em Método Estocástico
- Siscodes [Dissertação]. Universidade Federal de Minas Gerais, Belo
Horizonte; 2004. 12. Nag S, Quivey JM, Earle JD, Followill D, Fontanesi J, Finger PT. The
American brachytherapy society recommendations for brachytherapy of
uveal melanomas. Int J Radiation Oncology Biol Phys. 2003;56(2):544-55.
Artigo Original
Análise da influência das variações dos
parâmetros de controle de qualidade na
determinação da dose absorvida em água
Influence analyzes of the variations on quality control
parameters in determination of absorbed dose in water
Lucas A. Radicchi, Leandro S. Baptista, Petrus Paulo C. E. da Silva
Setor de Física Médica do Departamento de Radioterapia do Hospital A. C. Camargo (HAAC) – São Paulo (SP), Brasil
Resumo
A condição de referência estabelecida para determinação da dose absorvida em água, segundo o TRS-398, depende de alguns parâmetros eletromecânicos do acelerador linear. Assim, em princípio, incertezas na definição desses parâmetros podem ocasionar variação na dosimetria da máquina.
O objetivo do presente estudo é avaliar a influência que as alterações nos parâmetros de controle de qualidade, cujos limites de tolerância são
estabelecidos pelo TECDOC-1151, causam no resultado da dosimetria do feixe de fótons. Para isso, foram variados alguns parâmetros do acelerador
(ângulo de gantry e de colimador, tamanho de campo e distância foco-superfície) e o posicionamento da câmara de ionização. Os resultados dessas
alterações na dosimetria foram avaliados. Nos intervalos de variações dos itens de controle de qualidade (que foram além das tolerâncias estabelecidas
pelo TECDOC-1151), os desvios ficaram menores que 1% da referência para todos os parâmetros analisados; os desvios para variações na posição da
câmara foram menores que 0,2% para variações laterais e longitudinais, mas chegaram a quase 3% para alterações na profundidade.
Palavras-chave: radioterapia, controle de qualidade, dosimetria, incertezas.
Abstract
The reference condition established to determine the absorbed dose in water of a linear accelerator, according to TRS-398, depends on some
electro-mechanics parameters. Furthermore, in principle, uncertainties in the parameters settings may results in dosimetry variations. The goal of
this study is to analyze the influence in quality control parameters changes, which tolerance limits are established by TECDOC-1151, in the dosimetry
result of photon beam. For this, some parameters (gantry and collimator angle, field size and source to surface distance) and chamber position
were changed. The results of these changes were evaluated. For the variation range of quality control items (that went beyond the tolerance limits
established by TECDOC-1151), the deviations got less than 1 % of reference for all analyzed parameters; the deviations for the ionization chamber
position variation were less than 0,2 % for lateral and longitudinal variations although almost got to 3% for depth alterations.
Keywords: radiotherapy, quality control, dosimetry, uncertainties.
Introdução
Em radioterapia, os aceleradores lineares são utilizados
para tratamentos de pacientes com câncer. Esses aparelhos devem ser testados periodicamente por meio de um
programa estabelecido de controle de qualidade, sendo
o físico médico o profissional responsável pela implementação e execução dos testes. No Brasil, o protocolo mais
usado é o TECDOC-1151 da IAEA1, que consiste em uma
série de recomendações para garantia da qualidade em
radioterapia, incluindo descrições de testes e tolerâncias
para cada parâmetro analisado.
Outra responsabilidade do físico médico é fazer a calibração da máquina de tratamento, isto é, determinação
da dose absorvida em determinada condição de referência. No Brasil, muitas instituições seguem outro protocolo
da IAEA para calibração do feixe em água, o TRS-3982,
que possui recomendações de diversos tipos de feixes de
teleterapia (fótons, elétrons, prótons e íons pesados).
Visto que o TRS-398 especifica condições de referência para a determinação da dose absorvida em água
e estas estão diretamente relacionadas com parâmetros
eletro-mecânicos do acelerador, as incertezas na definição de alguns desses parâmetros podem, em princípio,
influenciar no resultado da dosimetria.
O objetivo deste trabalho é avaliar a influência das variações de alguns parâmetros, segundo o TECDOC-1151,
na dosimetria seguindo o arranjo experimental padronizado
Correspondência: Petrus Paulo C. E. da Silva - Hospital A.C.Camargo - Radioterapia, Rua Professor Antônio Prudente, 211 - Liberdade - São Paulo (SP),
Brasil - CEP 01509-010. E-mails: Lucas A. Radicchi - [email protected], Leandro dos Santos Baptista - [email protected], Petrus Paulo C. E.
da Silva - [email protected]
27
Radicchi LA, Baptista LDS, Silva PPCE
pelo TRS-398. Além disso, avaliar a influência do posicionamento da câmara de ionização na dosimetria.
Material e métodos
No estudo foram utilizados um objeto simulador de água
de 40,0 cm x 32,5 cm x 40,0 cm, câmara de ionização
tipo Farmer modelo 30013 da PTW e eletrômetro tipo E
modelo E10002-20256 da PTW. O acelerador linear utilizado neste estudo foi o modelo Clinac iX (Varian) e fótons
de 6 MV.
Inicialmente, foi feito um controle de qualidade utilizando os testes e tolerâncias descritos no TECDOC-1151
para testes mecânicos e radioativos do acelerador linear.
Com isso, garante-se que o acelerador está dentro dos
limites estabelecidos e também se determina a condição
de referência para gantry, colimador, tamanho de campo,
centro do reticulado e a distância foco-superfície (DFS).
Tabela 1. Condições de referência
Parâmetro
Gantry
Colimador
Tamanho de campo
DFS
Profundidade
Valor
0o
0o
10 cm x 10 cm
100 cm
10 cm
Tabela 2. Parâmetros avaliados do TECDOC-1151 na dosimetria do TRS-398
Parâmetro
Gantry
Colimador
Tamanho de
campo
DFS
Referência
0o
0o
Tolerância
1o
1o
10 x 10 cm
2 mm
100 cm
2 mm
Variação
0,5º a 2,0o
0,5o a 2,0o
9,5 x 9,5 cm a 10
x 10 cm
99,5 a 100,5 cm
Tabela 3. Parâmetros avaliados no posicionamento da câmara
de ionização na dosimetria do TRS-398
Posição
Lateral (x)
Longitudinal (y)
Vertical (z)
Referência
0 mm
0 mm
0 mm
Variação
1 mm a 5 mm
-5 mm a 5 mm
-5 mm a 5 mm
Figura 1. Definição das coordenadas de referência para o
posicionamento da câmara de ionização. A origem (x=y=z=0)
refere-se ao ponto efetivo de medição da câmara de ionização
no centro do reticulado e na profundidade de 10,0 cm.
28
Após esse controle de qualidade, a câmara de ionização foi cuidadosamente posicionada no centro do reticulado dentro do objeto simulador alinhado e os parâmetros
que foram estabelecidos como referência seguindo as recomendações do TRS-398 estão na Tabela 1.
Para o estudo da influência dos parâmetros do
TECDOC-1151 na dosimetria, foram variados os valores
tidos como referência além do intervalo de tolerância estabelecido, como mostra a Tabela 2.
Para o estudo da influência do posicionamento da câmara de ionização na dosimetria, sua posição foi variada
(convenção dos eixos mostrada na Figura 1) além do intervalo em que o erro pode ser detectável por observação
(assumindo ±2 mm), como mostrado na Tabela 3.
Todos os valores que serão apresentados são variações das leituras da câmara de ionização normalizadas
para as condições de referência, sendo que em cada leitura, a temperatura e pressão foram avaliadas para eventuais correções.
Resultados
Influência dos parâmetros do TECDOC-1151
A Figura 2 apresenta os desvios percentuais, em relação
à condição de referência, das leituras da câmara de ionização para variações dos parâmetros do TECDOC-1151
analisadas.
Observa-se que os desvios ficaram menores que
1 % da referência para todos os parâmetros analisados. Os valores dos desvios das leituras nas tolerâncias do TECDOC-1151: para ângulo de gantry (1o),
(-0,20 ± 0,02) %; ângulo de colimador (1o), (+0,01 ±
0,01) %; tamanhos de campo (9,8 e 10,2 cm), (-0,25
± 0,02) % e (+0,26 ± 0,02) % respectivamente; e DFS
(99,8 e 100,2 cm), (+0,37 ± 0,02) % e (-0,30 ± 0,02) %
respectivamente.
Influência do posicionamento da câmara de ionização
A Figura 3 apresenta os desvios percentuais, em relação
à condição de referência, das leituras da câmara de ionização para variações das três coordenadas espaciais do
posicionamento da câmara.
Os valores dos desvios das leituras no posicionamento lateral e longitudinal da câmara foram menores que 0,2
%. Já na profundidade da câmara (eixo-z), foram mais
significantes, chegando a 3 %. Os valores dos desvios
em cada sentido foram: para x = ±2 mm, (-0,05 ± 0,02)
%; y = -2 mm, (+0,061 ± 0,004) %; y = +2 mm, (-0,061
± 0,004) %; z = -2 mm, (-1,14 ± 0,03) %; e z = +2 mm,
(+1,03 ± 0,03) %.
Conforme mostrado nos resultados, as variações isoladas
de cada parâmetro no intervalo de tolerância preconizado
Análise da influência das variações dos parâmetros de controle de qualidade na determinação da dose absorvida em água
Figura 2. Leituras normalizadas, em relação à condição de referência, para variações de parâmetros do acelerador linear (ângulo de
gantry, ângulo de colimador, tamanho de campo e distância foco-superfície, DFS).
Figura 3. Leituras normalizadas, em relação à condição de referência, para variações de posicionamento da câmara nos sentidos
lateral, longitudinal e profundidade.
pelo TECDOC-1151 não provocam desvios significativos
em relação à referência.
Portanto, os padrões sugeridos pelo TECDOC-1151
proporcionam uma segurança na realização dos testes
garantindo a qualidade dos tratamentos na radioterapia
por propiciar um desvio não significativo na dosimetria do
acelerador linear para os padrões do TRS-398.
No entanto, cabe salientar, que tal efeito pode ter uma
significância maior quando tecnologias modernas em
radioterapia estão envolvidas, como a radioterapia com
intensidade modulada do feixe (IMRT) e radiocirurgia (RS),
em que são utilizados campos menores e mais sensíveis a
pequenas variações3.
Por isso, os testes de controle de qualidade devem ser
realizados anteriormente à dosimetria para garantir que os
parâmetros mecânicos da máquina estão dentro das tolerâncias do TECDOC-1151 evitando que estes erros se combinem, produzindo desvios mais acentuados na dosimetria.
29
Radicchi LA, Baptista LDS, Silva PPCE
Referências
1. IAEA/TECDOC 1151. Aspectos Físicos da Garantia da Qualidade em
Radioterapia – Protocolo de Controle de Qualidade. Tradução para o
português. Rio de Janeiro: INCA; 2000.
30
2. International Atomic Energy Agency. Absorbed dose determination in external
beam radiotherapy. Technical Report Series n. 398. Vienna: IAEA; 2000.
3. LoSasso T, Chui CS, Ling CC. Comprehensive quality assurance for the
delivery of intensity modulated radiotherapy with a multileaf collimator used
in the dynamic mode. Med Phys. 2001;28(11)2209-19.
Artigo Original
Testes Dosimétricos do Algoritmo Analítico
Anisotrópico Implementado no Sistema de
Planejamento Eclipse/Varian
Dosimetric Tests of The Analitical Anisotropic Algorithm
Luis Felipe O. Silva1, Delano V. S. Batista2, Saulo S. Fortes3
Serviços de Radioterapia do Hospital Universitário de Brasil (HUB) – Distrito Federal (DF), Brasil.
2
Instituto Nacional de Câncer (INCA) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
3
Serviços de Radioterapia do Hospital Saúde da Mulher (HSM) – Belém (PA), Brasil.
1
Resumo
O objetivo do presente trabalho é avaliar a precisão dos cálculos realizados com o Algoritmo Analítico Anisotrópico (AAA) implementado no sistema
de planejamento de tratamento (SPT) Eclipse em sua versão 8.1. A avaliação foi realizada através da comparação entre doses medidas e doses
calculadas em meio homogêneo e heterogêneo. Foram comparadas doses absorvidas, curvas de percentual de dose profunda (PDP), perfis de
campo e distribuições de dose em um plano de um fantoma heterogêneo. Medições com câmaras de ionização foram utilizadas como referência
na avaliação. As comparações entre os valores calculados pelo SPT e os medidos foram feitas pela diferença percentual de dose na mesma
posição e através da menor diferença de posição em que se encontra o mesmo valor de dose (DTA – distance to agreement). Todas as medições
foram realizadas com feixes de 15 MV produzidos no acelerador linear Clinac 2300 CD. Em geral, os valores calculados pelo SPT tiveram uma
boa concordância com os medidos. As curvas de PDP não apresentaram, nos pontos entre 0,3 e 3 cm de profundidade e na região de equilíbrio
eletrônico, valores maiores que 1% de diferença de dose ou 2 mm de DTA. Os perfis de campo apresentaram diferenças consideráveis apenas fora
do campo (DTA da posição em que a dose relativa medida é 10% de até 9,1 mm). Em uma avaliação do índice gama (critério 3%, 3 mm) realizada
com um fantoma de tórax heterogêneo houve a aprovação em 95,7% dos pontos. A maior dificuldade de previsão de doses ocorre nas regiões de
interface entre meios de diferentes densidades eletrônicas Os resultados encontrados no presente trabalho permitem a introdução do Algoritmo
Analítico Anisotrópico na prática clínica, considerando as situações nas quais há dificuldade de previsão da distribuição de dose pelo algoritmo.
Palavras-chave: Radioterapia, sistema de planejamento de tratamento, SPT, dosimetria, algoritmo analítico anisotrópico, AAA.
Abstract
The aim of the present study is to evaluate the accuracy of calculations performed by the Anisotropic Analytical Algorithm (AAA) implemented
in the Eclipse version 8.1 Treatment Planning System (TPS). The evaluation was performed by comparing measured and calculated doses in
homogeneous and heterogeneous phantoms. Absorbed doses, percentage depth dose (PDD) curves, field profiles and dose distributions in a plane
of a heterogeneous phantom were compared. Measurements with ionization chambers were used as benchmark. The comparisons between the
calculations and measurements were performed by the dose difference in the same position and by the distance to agreement (DTA). The AAA
was tested just for the 15 MV Varian Clinac 2300 CD photon beam. Generally AAA calculations matched well measured data. The PDD curves did
not present, in points between 0.3 and 3 cm deep and in the electronic equilibrium region, deviations greater than 1% or 2 mm. The field profiles
showed considerable differences just outside the field (DTA where the measured dose is 10% up to 9.1 mm). Using measured data in a thoracic
heterogeneous phantom as reference dose points for Gamma Index Analysis (3%,3 mm), a 95,7% approval was found. The AAA showed dose
distributions calculation difficulties in heterogeneous media interfaces. The results of the present study allow the introduction of AAA in clinical
practice, considering the situations in which there is difficulty in predicting the dose distribution.
Keywords: Radiotherapy, treatment planning system, TPS, dosimetry, analytical anisotropic algorithm, AAA.
Introdução
A Varian Medical Systems implementou, em seu sistema
de planejamento de tratamento (SPT) Eclipse, um novo
algoritmo para o cálculo de dose, o Algoritmo Analítico
Anisotrópico (AAA), adquirido pelo Instituto Nacional do
Câncer (INCa) em sua versão 8.1. O AAA é um algoritmo que considera a heterogeneidade do meio anisotropicamente e usa convoluções para computar fótons espalhados em múltiplas direções. A distribuição de dose
Correspondência: Luis Felipe Oliveira e Silva – Serviço de Radioterapia do HUB, Av. L2 Norte, SGAN 604/605, Asa Norte, Brasília (DF), Brasil. CEP: 70840050 – E-mail: [email protected]
31
Oliveira e Silva LF, Batista DVS, Fortes SS
é calculada como a superposição de diferentes fontes de
radiação. O algoritmo usa uma modelagem derivada de
simulações de Monte Carlo para fótons primários, fótons
extras focais espalhados e elétrons de contaminação1.
Trabalhos publicados baseados em curvas de doseresposta clínica concluem que a incerteza na entrega de
dose nos pacientes deve ser menor que 5%2. Para garantir esta precisão é essencial que seja realizado um controle
de qualidade antes do uso de um SPT. Esta preocupação
gerou documentos que descrevem procedimentos para o
comissionamento e controle de qualidade (CQ) dos SPTs
como: o TRS 4303, publicado pela Agência Internacional
de Energia Atômica (IAEA)4; o Report 55, publicado
pela AAPM; e o Booklet no. 7, publicado pela ESTRO5.
Diversos testes de algoritmos foram publicados comparando as doses previstas pelo SPT com doses medidas ou
com doses calculadas por simulação de Monte Carlo6-20. A
maior preocupação em meios heterogêneos é no pulmão,
região que apresenta as maiores diferenças dos cálculos
realizados com e sem correção de heterogeneidades10-19.
O objetivo do presente trabalho é avaliar a precisão
dos cálculos realizados com o AAA através da comparação de doses medidas com doses previstas pelo SPT
em meio homogêneo e heterogêneo. Foram comparadas
doses absorvidas, curvas de percentual de dose profunda
(PDP), perfis de campo e distribuições de dose em um
plano de um fantoma heterogêneo.
Medições em diferentes configurações de feixe foram utilizadas como referência para avaliar os cálculos realizados
pelo AAA. As comparações entre os valores previstos pelo
SPT e os medidos foram feitas pela diferença percentual
Figura 1. Configurações de MLC utilizadas para testes do AAA.
32
de dose na mesma posição e através da menor diferença
de posição em que se encontra o mesmo valor de dose
(DTA, distance to agreement). Todas as medições foram
realizadas com feixes de 15 MV produzidos no acelerador
linear Clinac 2300 CD.
Testes em meio homogêneo
As medições foram realizadas com câmara de ionização
Exradin A16 com 0,007 cc em um fantoma automatizado Wellhofer Blue Phanton. Foi utilizado o eletrômetro
CU500E e o software WP700 3.5 para análise dos dados. A distância fonte superfície utilizada foi de 100 cm
em todos os casos. Os cálculos realizados no SPT Eclipse
foram feitos em um fantoma virtual de 30x30x30 cm3, com
unidade Hounsfield equivalente da água (0).
Os dados obtidos para comparação foram:
• curvas de percentual de dose profunda (PDP) para
campos abertos quadrados 3x3, 5x5, 10x10, 15x15 e
20x20 cm2; para o campo retangular 8x25 cm2 e para
o campo conformado pela configuração de MLC E, representada na figura 1;
• perfis de campo na direção inplane a 3, 5, 10, e 20 cm
de profundidade dos campos abertos 3 x 3, 6 x 6, 10
x 10, 15 x 15 e 20 x 20 cm2;
• perfis de campo na direção inplane a 10 cm de profundidade adquiridos com 4 configurações de MLC
(A,B,C,D), representadas na figura 1;
• doses absorvidas adquiridas com as configurações de
MLC A, D e E. As medições foram realizadas com a
câmara de ionização posicionada: 1) no eixo central
a 10 cm de profundidade com a configuração A; 2)
deslocado do eixo central 2,75 cm na direção inplane
com a configuração D; 3) no eixo central a 5 cm de
profundidade com a configuração E.
Testes em meio heterogêneo
Quatro bastões de PVC medindo 1x1x20 cm3, presos
a uma peça de acrílico, foram colocados no fantoma
Wellhofer Blue Phanton para a obtenção de perfis de
campo (Figura 2). Para a realização dos cálculos no SPT,
foi feita uma tomografia com os bastões posicionados em
outro fantoma medindo 30 x 30 x 30 cm3 (Figura 3) de
forma a reproduzir a profundidade na água usada nas medições. Os perfis de campo foram medidos e calculados
na direção crossplane nas profundidades de 3,5 cm (bem
próxima aos bastões), 5 cm e 10 cm. O tamanho de campo utilizado foi 20 x 20 cm2 e a distância fonte-superfície
foi 100 cm.
Foi adquirido um meio perfil de campo na direção inplane em um fantoma feito com placas de cortiça entre
uma placa de água sólida de 5 cm e duas placas de acrílico de 1 cm cada (Figura 4). As medições foram feitas com
a câmara de ionização PTW TN31016 Pin Point posicionada na cortiça e eletrômetro Unidos E. Para obtenção do
meio perfil, o detector foi deslocado junto com as placas
de cortiça e seu posicionamento foi realizado com o auxílio
do reticulado do campo luminoso e de um paquímetro.
Testes Dosimétricos do Algoritmo Analítico Anisotrópico Implementado no Sistema de Planejamento Eclipse/Varian
O tamanho de campo usado foi 10 x 10 cm2 e a distância
fonte-superfície foi 100 cm.
Uma avaliação do índice gama foi realizada em medições feitas com o arranjo de detectores 2 D Array da
PTW em um fantoma heterogêneo de tórax feito de placas
de acrílico de 3 cm, duas das quatro utilizadas possuem
cavidades para a inserção de um material que simula a
densidade eletrônica do pulmão e de um bastão que simula a do osso, feito pela Standard Imaging. O arranjo de
detectores foi colocado logo após o material que simula
o pulmão. O tamanho de campo usado foi 25x25 cm2 e
foram feitas medições com distância fonte-superfície 100
cm. A avaliação foi realizada com o auxílio do software
Verisoft da PTW.
Resultados e discussão
Testes em meio homogêneo
A tabela 1 mostra o resumo dos resultados obtidos nas
comparações das curvas de PDP normalizadas em 100%
a 3 cm de profundidade. São apresentadas as diferenças
percentuais mínima, máxima, média e o desvio padrão
de dose após 3 cm de profundidade (região de equilíbrio
eletrônico) e os valores mínimo, máximo, médio e desvio
padrão de DTA antes de 3 cm (região de buid up)
Nas curvas de PDP, os cálculos gerados no SPT tiveram boa concordância com os valores medidos, a média
de todas as diferenças de dose, na região de equilíbrio eletrônico, foi inferior a 1% e o valor máximo obtido foi inferior
a 1,5%. Os resultados sugerem uma tendência do AAA
em subestimar as doses de entrada na superfície para os
campos maiores. Nos campos 15 x 15, 20 x 20, 8 x 25
e MLC E, o algoritmo gerou valores menores do que os
medidos para estas doses. Entretanto, em nenhum ponto
da região entre 0,3 e 3 cm foi encontrado um valor maior
que 1% de diferença de dose ou 2 mm de DTA.
A qualidade da modelagem da penumbra pode ser
avaliada pelos valores da DTA de 10% e 90% das doses
relativas medidas (DTA10% e DTA90%). Os valores médios dos perfis obtidos a 3, 5, 10 e 20 cm de profundidade
estão na tabela 2.
Este resultado é considerado satisfatório, porém foram
encontrados valores de DTA10% elevados (até 9,1 mm)
para os campos maiores (15x15 e 20x20 cm2) na penumbra gerada pelo colimador Y2 do acelerador. Observa-se
uma tendência de subdosagem pelo AAA nesta região.
As doses absorvidas calculadas com os campos MLC
A e E apresentaram excelente concordância com as medições (diferenças menores que 0,5%). O campo com configuração de MLC D apresenta uma complexidade maior.
Na vizinhança do ponto de cálculo há regiões em que não
há feixe direto incidente. Neste caso a diferença de dose
encontrada foi de 3,8%.
Dos perfis de campo obtidos com as configurações
de MLC A, B, C e D será apresentado apenas o obtido com a configuração D, representado na figura 5.
Figuras 2 e 3. Fantoma e imagem tomográfica utilizados na
obtenção de perfis de campo abaixo dos bastões de PVC.
Figura 4. Fantoma e imagem tomográfica utilizada na obtenção
de meio perfil na heterogeneidade.
As normalizações das curvas obtidas apresentadas foram feitas considerando as diferenças de dose absorvida medida e calculada encontrada com esta configuração (3,8%): em 100%, para as doses calculadas, e em
100+3,8%, para as doses medidas, na posição 2,75 cm.
33
Oliveira e Silva LF, Batista DVS, Fortes SS
Tabela 1. Resumo dos resultados obtidos nas comparações das
curvas de PDP.
Campo
3x3
5x5
10x10
15x15
20x20
8x25
MLC E
Diferença % de dose
na região de equilíbrio
eletrônico [%]
Média ±
Mín / Máx
Desv. Pad.
-0,9 / 1,1
0,1 ± 0,5
0,0 / 0,9
0,5 ± 0,5
0,0 / 1,0
0,6 ± 0,2
0,0 / 1,4
1,0 ± 0,2
0,0 / 1,2
0,6 ± 0,3
0,2 / 1,1
0,8 ± 0,2
0,0 / 1,4
1,0 ± 0,2
DTA na região de build up
[mm]
Mín / Máx
-0,7 / 0,5
-0,1 / 1,0
0,1 / 1,4
0,0 / 4,4
0,0 / 7,9
0,0 / 4,0
0,4 / 2,1
Média ±
Desv. Pad.
-0,3 ± 0,3
0,3 ± 0,3
0,7 ± 0,3
1,0 ± 1,0
1,6 ± 2,0
1,1 ± 1,0
1,0 ± 0,5
Tabela 2. DTA médio de 10% e 90% das doses medidas obtido
a partir do perfis a 3, 5, 10 e 20 cm de profundidade.
Profundidade [cm]
3
5
10
20
DTA10% [mm]
-2,7/0,5
-2,4/1,0
-3,3/1,6
-4,2/2,1
DTA90% [mm]
0,4/-1,1
0,7/-1,2
0,9/-1,5
1,0/-1,5
Figura 5. Perfis de campo, calculados (AAA) e medidos com
câmara de ionização (CI), obtidos com as configurações de MLC
D a 10 cm de profundidade.
Figura 6. Avaliação do índice gama realizado com o fantoma
de tórax.
34
O perfil de campo calculado com o AAA com a configuração de MLC A apresentou uma boa concordância com
as doses medidas na região dentro do campo (pontos em
que a dose relativa medida é maior que 50%). A diferença
de dose média e máxima encontrada foi de -0,6 e 1,9%,
respectivamente. Fora do campo foram observadas diferenças maiores. O DTA10% encontrado foi aproximadamente 8
mm. Os perfis de campo gerados com as configurações de
MLC B e C apresentam valores de DTA90% maiores (B: 0,3
mm e -1,7 mm; C: 2,3 mm e -3,4 mm) do que os gerados
pelos colimadores (1,0 mm e -1,0 mm para o campo 10 x
10 cm2 a 10 cm de profundidade), possivelmente devido a
não modelagem da borda arredondada da lâmina nos campos estáticos. O parâmetro gerado com as medições do leaf
gap é utilizado somente em campos com MLC dinâmico.
Este também é um dos possíveis motivos das diferenças
de dose observadas na região em que o perfil obtido com
a configuração D tangencia as lâminas (posição -5cm). As
doses previstas pelo AAA na região do campo gerado com
a configuração B protegida apenas pelas lâminas apresentam valores maiores que os medidos (aproximadamente 5
cGy de diferença). Sugerindo a necessidade de um ajuste
no valor da transmissividade do MLC usado para alimentar o
algoritmo. O AAA apresentou uma suavização da diferença
de dose nos pontos protegidos por lâminas (posições 0 e 5
cm). Este resultado sugere que os pesos dados aos espalhamentos gerados em diferentes regiões podem necessitar
de ajuste na modelagem usada pelo algoritmo.
Testes em meio heterogêneo
Nos testes realizados com os bastões de PVC, as doses
foram normalizadas em 100% em posições de baixo gradiente de dose e as análises realizadas somente na região em que as doses medidas foram maiores que 90%. A
maior diferença percentual de dose encontrada foi no perfil
obtido mais próximo aos bastões: 5,6%. As comparações
dos perfis sugerem uma modelagem pior da distribuição
de dose nas regiões próximas à heterogeneidade (o desvio padrão da média das diferenças percentuais de dose
foram 1,7%, 1,2% e 1,2% para os perfis obtidos a 3,5; 5;
e 10 cm de profundidade, respectivamente).
Este resultado pode ser uma evidência da aproximação
da modelagem usada pelo algoritmo: a correção de heterogeneidade é feita considerando apenas um número discreto
(16) de direções perpendiculares aos beamlets, ou seja, a
diferença de espalhamento provocada por heterogeneidades
em outros planos não é considerada. Uma tendência do AAA
em superestimar a dose na região abaixo dos bastões de
PVC também foi observada. As diferenças percentuais de
dose média foram 0,8%, 1,5%, e 1,5% para os perfis adquiridos a 3,5; 5; e 10 cm de profundidade, respectivamente.
No meio perfil adquirido com o fantoma feito de cortiça, a diferença do tamanho da penumbra medida e calculada foi maior do que em meio homogêneo. Foi encontrado um valor de 4 mm de DTA no ponto em que a dose
percentual medida é 90% (em meio homogêneo o maior
valor foi de 2,4 mm para o campo 20 x 20 cm2 a 20 cm
Testes Dosimétricos do Algoritmo Analítico Anisotrópico Implementado no Sistema de Planejamento Eclipse/Varian
de profundidade). Este resultado demonstra que para o
uso desta energia, em casos de irradiação de pulmão, é
necessário cuidado na definição da margem dada no alvo
do tratamento. O SPT pode prever uma cobertura do alvo
adequada, mesmo ocorrendo subdosagem.
A avaliação do índice gama realizada com o fantoma
de tórax heterogêneo conforme descrito no item 2.2, está
representada na figura 6. O critério utilizado na avaliação
foi 3% de dose e 3mm. A figura mostra a distribuição de
dose medida com o arranjo de detectores e calculada
com AAA, representada em uma escala de cores, e os
pontos aprovados e reprovados no critério estabelecido.
Dos 729 pontos avaliados, 95,7% foram aprovados.
Os pontos reprovados na avaliação do índice gama
se encontram na transição do meio que simula o pulmão
com o acrílico. Um dos possíveis motivos da dificuldade
na previsão das doses nesta região pelo algoritmo é a já
citada aproximação que ocorre na fase de correção de
heterogeneidade.
Conclusão
Em geral, os cálculos gerados no sistema de planejamento tiveram uma boa concordância com os valores medidos. Nas curvas de PDP não foi encontrado, em nenhum
ponto da região entre 0,3 e 3 cm e da região de equilíbrio
eletrônico, um valor maior que 1% de diferença de dose
ou 2 mm de DTA. Os perfis de campo apresentaram diferenças consideráveis apenas fora do campo (DTA10% de
até 9,1 mm). Na avaliação do índice gama realizada com o
fantoma de tórax heterogêneo, a aprovação foi de 95,7%.
Porém a colimação proporcionada pela borda arredondada do MLC gera uma penumbra prevista pelo algoritmo
diferente da medida. Geometrias mais complexas de MLC
podem apresentar discrepâncias maiores de doses medidas e calculadas (no presente trabalho foi encontrado
diferenças de aproximadamente 4% com a configuração
de MLC D). Observou-se uma dificuldade do algoritmo na
previsão das doses nas regiões de interface entre meios de
diferentes densidades eletrônicas. Para o uso da energia
de 15 MV em casos de irradiação de pulmão é necessário
cuidado na definição do tamanho de campo em virtude
das diferenças das penumbras medidas e calculadas.
Outros estudos mostram que a modelagem da penumbra
para 6 MV é mais precisa16,18. Esta é a energia sugerida
por diferentes autores16,20 para a irradiação de pulmão.
Os resultados encontrados permitem a introdução do
AAA na prática clínica, tendo em vista as situações nas
quais há dificuldade de previsão da distribuição de dose
pelo algoritmo.
Referências
1. Eclipse Algorithms Reference Guide (P/N B500298R01C), Varian Medical
Systems, 2007.
2. ICRU. Report 24. Determination of absorbed dose in a patient irradiated
by beam of X or gamma rays in radiotherapy procedures. Washington,
DC, International Commission on Radiation Units and Measurements,
1976.
3. International Atomic Energy Agency. Technical Report Series 430.
Commissioning and quality assurance of computerized planning systems
for radiation treatment of cancer. Vienna: IAEA; 2005.
4. AAPM Task Group 23. Radiation Treatment Planning Dosimetry Veriﬁcation:
a test package prepared by task group 23 of the American Association
of Physicists in Medicine. Madison, WI: Medical Physics Publishing;
1995.
5. Mijnheer B, Olszewska A, Fiorino C, et al. Quality assurance of treatment
planning systems. Practical examples for non- IMRT photon beams. ESTRO
2004 Booklet no. 7 (Brussels: ESTRO).
6. Fogliata A, Nicolini G, Vanetti E, Clivio A, Cozzi L. Dosimetric validation of the
anisotropic analytical algorithm for photon dose calculation: fundamental
characterization in water. Phys Med Biol. 2006;51:1421-38.
7. Krieger T, Sauer OA. Monte Carlo– versus pencil-beam–/collapsed-cone–
dose calculation in a heterogeneous multi-layer phantom. Phys Med Biol.
2005;50(5):859-68.
8. Lydon LM. Photon dose calculations in homogeneous media for a treatment
planning system using a collapsed cone superposition convolution
algorithm. Phys Med Biol. 1998;43:1813-22.
9. Casanova Borca V, Pasquino M, Bresciani S, Catuzzo P, Ozzello F, Tofani S;
American Association of Physicists in Medicine. Dosimetric evaluation of a
commercial treatment planning system using the AAPM Task Group 23 test
package. Med Phys. 2005;32(3):744-51.
10. Ding W, Johnston PN, Wong TP, Bubb IF. Investigation of photon beam
models in heterogeneous media of modern radiotherapy. Australas Phys
Eng Sci Med. 2004;27(2):39-48.
11. McDermott PN, He T, DeYoung A. Dose calculation accuracy of lung
planning with a commercial IMRT treatment planning system. J Appl Clin
Med Phys. 2003;4(4):341-51.
12. Chetty IJ, Charland PM, Tyagi N, McShan DL, Fraass BA, Bielajew AF.
Photon beam relative dose validation of the DPM Monte Carlo code in lungequivalent media. Med Phys. 2003;30(4):563-73.
13. Chetty IJ, Rosu M, McShan DL, Fraass BA, Ten Haken RK. The influence of
beam model differences in the comparison of dose calculation algorithms
for lung cancer treatment planning. Phys Med Biol. 2005;50(5):801-15.
14. Tsiakalos MF, Theodorou K, Kappas C, Zefkili S, Rosenwold JC. Rosenwald.
Analysis of the penumbra enlargement in lung versus the quality index of
photon beams: a methodology to check the dose calculation algorithm.
Med Phys. 2004;31(4):943-9.
15. Soen J, Krishnamoorthy S, Vasudevan A. A Critical Review of the
Performance of Varian’s New Anisotropic Analytical Algorithm (AAA) Utilized
in Photon Treatment Planning. Med Phys. 2006;33(6):2053.
16. Esch AV, Tillikainen L, Pyykkonen J, Tenhunen M, Helminen H, Siljamaki
S, et al. Testing of the analytical anisotropic algorithm for photon dose
calculation. Med Phys. 2006;33(11):4130-48.
17. Gagné IM, Zavgorodni S. Evaluation of the analytical anisotropic algorithm
in an extreme water–lung interface phantom using Monte Carlo dose
calculations. J Appl Clin Med Phys. 2007;8(1):33-46.
18. Fogliata A, Vanetti E, Albers D, Brink C, Clivio A, Knöös T, et al. On the
dosimetric behaviour of photon dose calculation algorithms in the presence
of simple geometric heterogeneities: comparison with Monte Carlo
calculations. Phys Med Biol. 2007;52(5):1363-85.
19. Bragg CM, Wingate K, Conway J. Clinical implications of the anisotropic
analytical algorithm for IMRT treatment planning and verification. Radiother
Oncol. 2008;86(2):276-84.
20. Aspradakis MM, Morrison RH, Richmond ND, Steele A. Experimental
verification of convolution/superposition photon dose calculations for
radiotherapy treatment planning. Phys Med Biol. 2003;48(17):2873-93.
35
Artigo Original
Sistema automático de alinhamento para
avaliação do ponto focal no centro do
campo de equipamentos mamográficos
Automatic alignment device for focal spot measurements
in the center of the field for mammography
Marcelo A. C. Vieira, Alex O. Watanabe, Paulo D. Oliveira Jr., Homero Schiabel
Departamento de Engenharia Elétrica da Escola de Engenharia de São Carlos da Universidade de São Paulo (EESC/
USP) – São Paulo (SP), Brasil
Resumo
Alguns procedimentos realizados em controle de qualidade de aparelhos mamográficos como, por exemplo, avaliação do ponto focal, o alinhamento
prévio do equipamento de medição com o feixe central de raios X. No entanto, a etapa de alinhamento nesses procedimentos é, muitas vezes, a
mais difícil de ser realizada e a que necessita de mais tempo para ser cumprida. Além disso, pode ocorrer que o operador se exponha à radiação
durante esse processo. Dessa forma, esse trabalho apresenta um sistema automático de alinhamento para equipamentos mamográficos que
permite localizar o raio central do feixe de raios X e, imediatamente, se alinhar com ele, deslocando-se automaticamente ao longo do campo. O
sistema consiste de uma mesa móvel bidirecional, acoplada a uma placa CCD para aquisição de imagens radiográficas digitais. A partir da análise
computacional de uma imagem radiográfica obtida em uma posição qualquer do campo, o seu posicionamento sob o feixe de raios X é determinado.
Com isso, um sistema mecânico de deslocamento em duas direções perpendiculares, controlado eletronicamente por um microcontrolador via
comunicação USB, faz com que o sistema se alinhe automaticamente com o raio central do feixe de radiação. Todo o processo de alinhamento
é automático, rápido e preciso, sem exposição do operador à radiação, o que permite uma economia considerável de tempo na realização de
procedimentos de controle de qualidade para mamografia.
Palavras-chave: mamografia, controle de qualidade, dispositivo de alinhamento, ponto focal.
Abstract
Some quality control procedures used for mammography, such as focal spot evaluation, requires previous alignment of the measurement equipment
with the X-ray central beam. However, alignment procedures are, in general, the most difficult task and the one that needs more time to be
performed. Moreover, the operator sometimes is exposed to radiation during this procedure. This work presents an automatic alignment system for
mammographic equipment that allows locating the central ray of the radiation beam and, immediately, aligns with it by dislocating itself automatically
along the field. The system consists on a bidirectional moving device, connected to a CCD sensor for digital radiographic image acquisition. A
computational analysis of a radiographic image, acquired at any position on the field, is performed in order to determine its positioning under the
X-ray beam. Finally, a mechanical system for two moving directions, electronically controlled by a microcontroller under USB communication, makes
the system to align automatically with the radiation beam central ray. The alignment process is fully automatic, fast and accurate, with no operator
exposure to radiation, which allows a considerable time saving for quality control procedures achievement for mammography.
Keywords: mammography, quality control, alignment device, focal spot.
Introdução
A importância do controle de qualidade em sistemas de
imagem radiológica tem sido muito reconhecida. Por um
lado devido à necessidade de se garantir a segurança do
exame executado, e por outro, para produzir imagens que
apresentem qualidade suficiente para um diagnóstico médico confiável1. Diante disso, no Brasil, a Agência Nacional
de Vigilância Sanitária do Ministério da Saúde estabeleceu,
em 1998, uma portaria (MS-SVS-453/98) regulamentando
os procedimentos e ensaios para avaliação da segurança
e qualidade de equipamentos de radiodiagnóstico2.
Correspondência: Marcelo Andrade da Costa Vieira, Departamento de Engenharia Elétrica da Universidade de São Paulo - EESC/USP, Av. Trabalhador
Sãocarlense, 400, Centro, CEP: 13566-590 - São Carlos, SP - Brasil – E-mail: [email protected]
37
Vieira MAC, Watanabe AO, Oliveira Jr. PD , Schiabel H
Dentre os vários parâmetros que devem ser avaliados durante as rotinas de controle de qualidade, existem
alguns que devem ser aferidos no centro do campo de
radiação, pois as características do feixe variam significativamente em função da sua localização no campo3. Com
isso, alguns procedimentos em controle de qualidade prevêem a localização exata do raio central do feixe de raios X
e o alinhamento prévio do equipamento de medição com
o centro do campo1-3.
O tamanho do ponto focal é um dos parâmetros que
devem ser avaliados periodicamente nos programas de
controle de qualidade. É considerado um parâmetro de
extrema importância, principalmente em mamografia,
por estar diretamente relacionado com a resolução espacial do sistema de imagem. Existem vários métodos
para a avaliação deste parâmetro e, em todos eles, há
necessidade do alinhamento com o feixe central4,5. No
entanto, é justamente essa etapa de alinhamento que
acaba, muitas vezes, se tornando a mais difícil de ser
realizada e a que necessita de mais tempo para ser
cumprida, devido à dificuldade prática do procedimento5-7. Além disso, em alguns casos, pode ser necessário que o operador se exponha à radiação durante este
processo.
Assim, esse trabalho apresenta um dispositivo
que realiza a etapa de alinhamento automaticamente,
a
b
Figura 1. Base móvel para a mesa de alinhamento. (a) vista de
perfil com as dimensões da mesa. (b) vista superior mostrando
o deslocamento do eixo x para o canto direito da base inferior.
38
visando facilitar os procedimentos de controle de qualidade para equipamentos mamográficos. O sistema
consiste de uma mesa móvel bidirecional, movimentada
por motores de passo que são controlados por um microcontrolador. Essa mesa pode ser colocada em uma
posição qualquer do campo e uma imagem radiográfica
de um dispositivo de verificação de alinhamento deve
ser obtida naquela posição, utilizando um sensor CCD
odontológico. A partir dessa imagem, um aplicativo
computacional desenvolvido calcula a posição relativa
do sistema em relação ao centro do campo. Esse valor
é transmitido, via comunicação USB, para o microcontrolador acoplado à mesa bidirecional, que determina o
movimento dos motores de passo de modo que a mesa
fique perfeitamente alinhada com o raio central do feixe
de raios X.
Com isso, o tempo necessário para a realização dos
procedimentos de controle de qualidade que necessitam
de um alinhamento prévio torna-se bem menor do que o
tempo gasto normalmente, pois a etapa de alinhamento
é realizada de forma rápida, precisa e automática, sem a
exposição do operador à radiação.
Material e Métodos
Base móvel do sistema de alinhamento
Foi projetada e construída uma base móvel bidirecional
para a realização do alinhamento (Figura 1a). A base,
construída de alumínio, foi montada sobre trilhos com
rolamentos e se desloca por um guia e um fuso em
cada uma das direções. Na extremidade de cada fuso
estão acoplados os dois motores de passo, de forma
que a cada volta completa do motor a base se desloca 2,0 mm na direção correspondente. Os motores de
passo utilizados são do tipo unipolar, com 200 passos
por volta. Assim, o deslocamento da base é de 0,01
mm por passo do motor. A base possui dimensões de
210 mm de largura (eixo x), 160 mm de comprimento
(eixo y) e 110 mm de altura. O deslocamento máximo
da base sobre os guias é de 110 mm para ambos os
eixos.
Essa base deve ser posicionada no mamógrafo de
modo que o eixo x fique perpendicular ao eixo catodoanodo do equipamento mamográfico. Uma característica
importante a se observar é que o eixo x fica posicionado no canto direito (externo) da base inferior, conforme
mostrado na Figura 1b. Isso foi feito pois os mamógrafos só possuem meio campo de radiação, já que eles
têm colimadores internos para garantir que os raios X
atinjam apenas a mama da paciente. Dessa forma, nos
aparelhos mamográficos, o centro do campo fica próximo à extremidade da base onde a mama é posicionada
durante o exame. Como a mesa de alinhamento deve se
deslocar sobre essa base móvel até se alinhar com o raio
central do feixe, a base da mesa também foi deslocada
para garantir o equilíbrio do sistema.
Sistema automático de alinhamento para avaliação do ponto focal no centro do campo de equipamentos mamográficos
Cálculo do desalinhamento
Após o posicionamento da base móvel no aparelho mamográfico, uma imagem radiográfica de um dispositivo
de verificação de alinhamento deve ser obtida naquela
posição. Dessa forma, a posição relativa do sistema em
relação ao centro do campo é calculada, e o número de
passos necessários para que a mesa fique alinhada com o
raio central do feixe é enviado aos motores.
Foi utilizado um dispositivo de verificação de alinhamento (DVA) da Nuclear Associates (Cardinal Health, Cleveland,
EUA) pertencente ao kit de avaliação de ponto focal modelo Multipurpose Focal Spot/HVL Test Stand 07-622. Esse
dispositivo é composto por uma peça cilíndrica de acrílico
que em seu interior contém cinco esferas de tungstênio. A
disposição das esferas é ilustrada na Figura 2. Quando posicionada no centro do campo, a imagem desse dispositivo
mostra a esfera central exatamente no centro do quadrado
formado pelas outras quatro esferas inferiores.
Para obtenção da imagem radiográfica digital do DVA
na posição inicial da mesa de alinhamento, foi utilizado uma placa CCD odontológica intra-oral da Gendex,
modelo Visualix eHD. A placa é de aquisição direta via
porta USB, possui dimensão de 37,5 x 25,5 mm com
tamanho de pixel de 19,5 µm e 4096 níveis de cinza (12
bits). Foi construída também uma mesa suporte para o
posicionamento do DVA e da placa CCD no campo de
radiação. Essa mesa garante que o DVA e o sensor CCD
fiquem alinhados e paralelos entre si. Além disso, a distância entre eles pode ser variada utilizando cilindros móveis de suporte e, dessa forma, a magnificação em que
a imagem é obtida pode ser alterada sem comprometer
o alinhamento e o paralelismo. A Figura 3 mostra uma
imagem da base móvel, da mesa, do sensor CCD e do
DVA em um equipamento mamográfico para a realização
do alinhamento.
O cálculo da posição inicial da mesa é feito a partir
de análise computacional da imagem radiográfica do DVA
utilizando um aplicativo computacional desenvolvido em
linguagem Java (Figura 4). A posição da projeção da esfera central, na imagem, em relação às outras quatro esferas
inferiores depende da localização, em relação ao raio central do feixe, que o dispositivo foi posicionado.
A Figura 5 ilustra a geometria de exposição no processo de formação da imagem do DVA, utilizada pelo
aplicativo computacional para o cálculo do desalinhamento inicial do sistema (Un) em uma das direções. O
mesmo procedimento é usado para o cálculo de (Un) na
outra direção.
As medidas representadas por (dr) e (h) são referentes
ao DVA (3 e 12 mm respectivamente). As distâncias d1 e d2
representam a distância da projeção da esfera central em
relação as suas esferas adjacentes na imagem radiográfica obtida com a placa CCD naquela determinada posição.
Assim, obtendo todas essas informações anteriores via
análise computacional da imagem, é possível determinar a
distância Un do sistema ao raio central do feixe, utilizando
a Equação 1
(1)
onde m é a magnificação relativa às quatro esferas inferiores e m’ referente à esfera central superior.
Figura 2. Dispositivo de verificação de alinhamento (DVA).
Figura 3. Base móvel bidirecional, mesa suporte, placa CCD e
DVA colocados em um mamógrafo para o alinhamento.
Figura 4. Tela do aplicativo computacional desenvolvido para o
cálculo da posição do sistema em relação ao centro do campo.
39
Vieira MAC, Watanabe AO, Oliveira Jr. PD , Schiabel H
Tabela 1. Resultados experimentais obtidos com o sistema de
alinhamento proposto. Os sinais positivo e negativo indicam a
direção do desalinhamento.
Distância em X
Teste
1
2
!3
Inicial
mm
- 9,19
+6,09
-27,90
Inicial
Teste
1
2
3
Figura 5. Demonstração do cálculo geométrico proposto para
aferir o desalinhamento do DVA em relação ao centro do campo
Finalmente, após o cálculo do desalinhamento em
ambas as direções, o aplicativo computacional envia pela
porta USB os valores ao microcontrolador que está ligado
aos motores de passo. O microcontrolador envia a informação de número de passos e sentido de giro aos motores e a mesa se alinha automaticamente ao raio central do
feixe de raios X. Foi utilizado um microcontrolador PIC, da
Microchip, modelo 18F4550.
Final
°
mm
1,07
-0,84
0,73
+1,05
3,24
+0,23
Distância em Y
mm
- 6,96
+15,46
+29,37
°
0,10
0,12
0,03
Final
°
0,81
1,85
3,41
mm
-0,06
-0,57
-1,47
°
0,01
0,07
0,17
centro do campo. Uma nova imagem do DVA foi obtida
para verificação do alinhamento final e validação do sistema desenvolvido.
Esse procedimento foi repetido diversas vezes, posicionando o sistema em diferentes posições do campo e
alguns resultados obtidos são apresentados na Tabela 1.
Os valores dos desalinhamentos iniciais são referentes às
primeiras imagens com o DVA. Já os valores dos desalinhamentos finais são referentes à segunda aquisição de
imagem, ou seja, depois que o alinhamento automático já
havia sido executado pelo sistema. Os valores são mostrados em milímetros e em graus, já que a norma NEMA
XR5 estabelece um desalinhamento máximo de 0,5° para
as medidas de ponto focal4.
Resultados
O dispositivo eletrônico de controle dos motores de passo da base móvel tem, além do microcontrolador, quatro
botões que realizam o movimento da mesa em ambas
as direções e sentidos. Isso permite que um alinhamento
prévio seja feito manualmente pelo usuário, se desejado,
antes da exposição aos raios X.
Para verificar o funcionamento do sistema de alinhamento desenvolvido, foram realizados testes experimentais em um equipamento mamográfico Lorad MIII. Os
testes foram realizados da seguinte forma: inicialmente,
o sistema de alinhamento foi colocado no equipamento
mamográfico e, utilizando os botões de movimentação,
a mesa foi posicionada em uma região aleatória do campo. O DVA foi posicionado na mesa, juntamente com a
placa CCD e uma imagem radiográfica foi obtida nessa posição. O aplicativo computacional fez a análise da
imagem e os valores dos desalinhamentos em ambas
as direções foram calculados. Esses valores foram enviados ao circuito de controle da mesa via comunicação
USB. Finalmente, o microcontrolador envia o número de
passos necessários para os motores para que eles movimentem a mesa de modo a posicionar o sistema no
40
Os resultados mostram que o dispositivo desenvolvido
nesse trabalho permite o alinhamento de um sistema de
aquisição de imagem com o centro do campo de equipamentos mamográficos. A Tabela 1 indica que, para
todos os casos, o sistema foi capaz de se alinhar com
o feixe central de radiação, dentro dos limites especificados pela norma, em apenas um disparo do tubo de
raios X. Esse sistema tem aplicação prática para a realização de qualquer procedimento de controle de qualidade onde há o requisito de alinhamento, mas a sua
principal aplicação é na medida do tamanho do ponto
focal. Para essa avaliação, o alinhamento é fundamental para a realização do procedimento de medição e é
justamente a etapa mais difícil e demorada quando realizada manualmente.
A placa CCD intra-oral também pode ser utilizada
na aquisição da imagem da projeção do ponto focal no
centro do campo (após o alinhamento) e também para
a medida de função de transferência de modulação
(MTF) do equipamento, conforme demonstrado em trabalho prévio8. Dessa forma, o sistema de alinhamento
Sistema automático de alinhamento para avaliação do ponto focal no centro do campo de equipamentos mamográficos
apresentado, juntamente com uma câmara de fenda
para obtenção da imagem da projeção do ponto focal,
compõem um sistema completo de avaliação da resolução espacial de equipamentos mamográficos utilizando um procedimento mais simples e rápido do que os
convencionais.
Agradecimentos
Os autores gostariam de agradecer à FAPESP pelo apoio
financeiro.
3.
4.
5.
6.
7.
Referências
1. Hendee WR, Chaney EL, Rossi RP. Radiologic Physics, Equipament and
Quality Control. Chicago: Year Book Medical Publishers; 1997.
2. Brasil. Ministério da Saúde. Secretária de Vigilância Sanitária. Portaria
8.
nº453: Diretrizes de proteção radiológica em radiodiagnóstico médico e
odontológico. Brasília; 1988.
Doi K. Field characteristics of geometric unsharpness due to the x-ray tube
focal spot. Med Phys. 1977;4(1):15-20.
National Electrical Manufacturers Association (NEMA) Standards
Publication No. XR 5: Measurement of dimensions and properties
of focal spots of diagnostic x-ray tubes, NEMA, Washington, DC,
1992.
Rong XJ, Krugh KT, Shepard SJ, et al. Measurement of focal spot size
with slit camera using computed radiography and flat-panel based digital
detectors. Med Phys. 2003; 30(7):1768-75.
Tang S, Barnes GT, Tanner, RL. Slit camera focal spot measurement errors
in mammography. Med Phys 1995; 22(11 Pt 1):1803-14.
Vieira MAC, Schiabel H, Escarpinati MC. Using a film scanner as a
microdensitometer for optical transfer function and focal spot measurements.
In: SPIE MI 2003: Physics of Medical Imaging. 2003;5030:1061-8.
Vieira MAC, Oliveira Jr. PD, Escarpinati MC, Schiabel H. Determinação da
função de transferência de equipamentos mamográficos em qualquer
posição do campo utilizando sensor CCD odontológico. In: XXI Congresso
Brasileiro de Engenharia Biomédica; 2008.
41
Artigo Original
Avaliação do ponto focal e da função de
transferência de modulação de equipamentos
mamográficos sem necessidade de
alinhamento com o feixe central
Evaluation of the focal spot and MTF of mammographic
equipment without alignment with the central beam
Paulo D. Oliveira Jr., Marcelo A. C. Vieira e Homero Schiabel
Departamento de Engenharia Elétrica da Escola de Engenharia de São Carlos da Universidade de São Paulo (EESC/SP) –
São Carlos (SP), Brasil
Resumo
A qualidade de uma imagem mamográfica é diretamente afetada pelo tamanho do ponto focal e por isso sua medida é muito importante em
avaliações periódicas de qualidade. A função de transferência de modulação (MTF) é amplamente reconhecida como o melhor descritor para
a avaliação da resolução espacial de equipamentos radiológicos. No entanto, para obtenção da medida do ponto focal e da MTF existem várias
técnicas e procedimentos considerados experimentalmente complexos, tendo como requisito principal a precisão no alinhamento e a exposição
direta ao filme, tornando-se a medida mais difícil, consumindo um maior tempo prático e algumas vezes com baixa precisão. A proposta desse
trabalho é apresentar uma nova metodologia para obter a MTF e as medidas do ponto focal a partir de duas projeções do ponto focal, em qualquer
região do campo, obtidas utilizando uma câmara de orifício e um sensor CCD de raios X intra-oral. Assim essa metodologia pode permitir que essas
medidas em procedimentos de controle de qualidade sejam mais fáceis e rápidas, sem necessidade de alinhamento prévio.
Palavras-chave: Função de transferência de modulação, controle de qualidade, ponto focal
Abstract
The image quality of a mammographic system is directly affected by the size of the focal spot and its measurement is very important for quality
assurance evaluations. Modulation Transfer Function (MTF) is widely recognized as the best descriptor for spatial resolution evaluation of radiological
equipment. However, focal spot size and MTF measurements have several complex technical procedures, such as the requirement of precise
alignment and direct-exposure film, which have been making such measurements more difficult and time-consuming and besides sometimes less
accurate. The purpose of this work is to present a new methodology to perform MTF and focal spot measurements from two focal spot projections
at any position over the field acquired by using a pinhole camera and a CCD intraoral X-ray imaging device. Thus, it can allow those measurements
in quality control procedures to be easier and faster, with no need of previous alignment.
Keywords: Modulation transfer function, quality control, focal spot.
Introdução
O controle de qualidade em sistemas de imagem mamográfica é de fundamental importância para se garantir que as
imagens apresentem as características necessárias para o
diagnóstico médico preciso. Nesse sentido, diversos parâmetros são considerados na literatura como bons descritores da
qualidade da imagem. De acordo com o ICRU report #541
(International Commission on Radiation Units), três parâmetros
físicos são importantes para avaliação de um sistema de imagem radiográfica: a resolução espacial, o contraste e o ruído.
O tamanho do ponto focal é considerado a característica mais importante do tubo de raios X que está diretamente relacionada com a resolução espacial1-2. Aliado
a isso, a Função de transferência de modulação (MTF) é
considerada o melhor parâmetro para avaliar as propriedades de resolução espacial de um sistema de imagens
radiográfica1-3, principalmente para mamografia, na qual a
resolução espacial é extremamente importante para detectar pequenas lesões relacionadas ao câncer de mama4.
No entanto, na avaliação do tamanho do ponto focal e
da MTF é notória a dificuldade em todo o procedimento,
Correspondência: Paulo Domingues de Oliveira Junior – Departamento de Engenharia Elétrica da Escola de Engenharia de São Carlos da Universidade de
São Paulo – Avenida Trabalhador São-carlense, 400 – Centro – CEP: 13566-590 - Sao Carlos (SP), Brasil. Telefone: (16) 33739353 Fax: (16) 33739372 –
E-mail: [email protected]
43
Oliveira Jr. PD, Vieira MAC, Schiabel H
não somente devido ao aparato experimental necessário,
como também em função do tempo demandado para
cumprir todas as etapas do processo5-7. A necessidade de
se garantir algumas propriedades, aliadas a complexidade
prática e dos equipamentos necessários, tornaram o método inadequado para aplicação nas rotinas de controle
de qualidade da grande maioria dos centros radiológicos
existentes no pais5-8.
Assim, o presente trabalho propõe um sistema computacional para permitir a medida do ponto focal e a aplicação prática do método das funções de transferência na
avaliação de equipamentos mamográficos. Para isso, foi
desenvolvida uma metodologia que é capaz de determinar
o tamanho do ponto focal e a MTF no centro do campo,
a partir de duas imagens da projeção do ponto focal em
uma região qualquer do campo, obtidas com um sensor
intra-oral CCD e uma câmara de orifício, sem alinhamento prévio. Dessa forma, o uso dessa metodologia pode
Figura 1. Mesa de suporte desenvolvido para obtenção da imagem da projeção do ponto focal em qualquer região do campo
com um pinhole e uma placa CCD.
economizar uma grande parte do tempo utilizado em rotinas de controle de qualidade, além de permitir que algumas das etapas convencionais para levantamento da MTF
sejam eliminadas do processo, contribuindo, portanto,
para melhorar a qualidade da imagem mamográfica.
Material e métodos
Foi construída uma mesa suporte para o posicionamento
da câmara de orifício (pinhole) e do sensor CCD no campo
de radiação (Figura 1). Essa mesa garante que o pinhole
e o sensor fiquem perfeitamente alinhados e paralelos entre si. Além disso, a distância entre eles pode ser variada
utilizando os cilindros móveis de suporte e, dessa forma,
pode-se alterar a magnificação sem comprometer o alinhamento e o paralelismo.
A placa CCD utilizada é da marca Gendex, modelo Visualix eHD. A placa é de aquisição direta via porta
USB, possui dimensão de 37,5 x 25,5 mm e 4096 níveis
de cinza (12 bits). As imagens possuem matriz de pixel de
1590 x 1024 com resolução espacial (tamanho do pixel)
de 19,5 µm.
Ao se posicionar a mesa de suporte em uma região
desconhecida do campo, o primeiro procedimento a ser
realizado é a determinação de sua posição em relação ao
feixe central e a magnificação radiográfica utilizada. Isso é
possível obtendo uma imagem digital de um dispositivo de
verificação de alinhamento (DVA) da Nuclear Associates
(Cardinal Health, Cleveland, EUA) pertencente ao kit de
avaliação de ponto focal modelo Multipurpose Focal Spot/
HVL Test Stand 07-622. Esse dispositivo é composto por
uma peça cilíndrica de acrílico que em seu interior contém
cinco esferas de tungstênio. A disposição das esferas é
ilustrada na Figura 2.
A magnificação m pode ser medida através da relação
entre a distância real (dr), entre as quatro esferas inferiores,
do dispositivo de alinhamento e a distancia de suas projeções obtidas com a imagem digital (di). Pelo fato da esfera
central do dispositivo não estar no mesmo plano que as
outras quatro esferas (estão separadas por uma altura de
12 mm), existe a necessidade de se calcular a magnificação radiográfica referente a essa esfera, que é ligeiramente
diferente da calculada considerando as quatro esferas inferiores. Essa magnificação, expressa como m’, pode ser
calculada a partir da Equação 1:
m' =
Figura 2. Dispositivo de verificação de alinhamento (DVA).
Quando posicionado no centro do campo, a imagem desse dispositivo mostra a esfera central exatamente no centro do quadrado formado pelas outras quatro esferas inferiores.
44
m
⎡ h ⋅ ( m − 1) ⎤ 1− ⎢
⎣ DOI ⎥⎦
(1)
onde m é a magnificação radiográfica calculada, h referese à altura do dispositivo (12mm) e DOI expressa a distância do objeto ao plano imagem.
A localização do sensor CCD (e de todo o conjunto)
no campo de radiação, em relação ao raio central do feixe, pode ser calculada a partir da imagem obtida com o
Avaliação do ponto focal e da função de transferência de modulação de equipamentos mamográficos sem necessidade de alinhamento com o feixe central
dispositivo de alinhamento. A posição da esfera central,
na imagem, em relação às outras quatro esferas inferiores
depende da posição, em relação ao raio central do feixe,
que o dispositivo foi posicionado. A Figura 3 ilustra a geometria de exposição no processo de formação da imagem
do DVA.
O esquema da Figura 3 representa a disposição geométrica de todos os parâmetros necessários para o cálculo da distância Un do dispositivo ao centro do campo.
As medidas representadas por (dr) e (h) são referentes ao
DVA (3 e 12 mm respectivamente). As distâncias d1 e d2
representam a distância, na imagem radiográfica obtida
com a placa CCD, da esfera central em relação as suas
esferas adjacentes.
As distâncias d1 e d2 podem ser aferidas na imagem
projetada do dispositivo a partir da detecção do centro
das esferas e do cálculo da distância (em pixels) entre elas
na imagem digital. Multiplicando-se a distância em pixels
pelo tamanho do pixel do sensor (19,5 µm), é possível determinar d1 e d2. Nesse trabalho cada uma das distâncias
foram calculadas considerando o centro das funções de
espalhamento de linha (LSF de Line Spread Function) de
cada imagem da esfera, determinada pelo método da largura à meia altura (FWHM). Assim, obtendo todas essas
informações anteriores é possível determinar a distância
Un que o sistema de medida está do raio central do feixe,
utilizando a Equação 2:
⎛ m ⋅ dr ⎞
⎝ 2 ⎠
m '− m
d2 −
Un =
Figura 3. Demonstração do cálculo geométrico proposto para
aferir o desalinhamento do conjunto (mesa, pinhole e sensor)
em relação ao eixo central do campo.
(2)
De acordo com as equações de geometria de exposição e característica de campo9 é possível calcular a dimensão das projeções do ponto focal em qualquer posição ao longo do campo, a partir da medida da projeção
no centro e do ângulo de inclinação do anodo. Baseado
nessas equações, esse trabalho propõe uma metodologia
inversa em que a dimensão do ponto focal no centro do
campo é obtida a partir de duas projeções obtidas em
qualquer outra posição do campo. Essa posição é previamente determinada a partir da imagem do DVA e utilizando a Equação 2.
Para aplicações práticas do método proposto, foi necessário o desenvolvimento de um dispositivo para permitir a obtenção da imagem de duas projeções do ponto
focal com o pinhole. Assim, foi criada uma peça em alumínio recoberta por chumbo (Pb), o qual possui dimensões
similares ao do DVA. Essa peça permite o encaixe de um
pinhole da Nuclear Associates, modelo pinhole assembly
07-617, em diversas posições, de modo a projetar mais
de uma imagem do ponto focal em locais distintos e conhecidos do campo. O pinhole utilizado possui um diâmetro de (75 ± 0,5) µm.
A partir da obtenção com o pinhole de, pelo menos, duas projeções do ponto focal ao longo da mesma
Figura 4. Dispositivo criado para obtenção das projeções do
ponto focal em áreas diferentes do campo.
Figura 5. Esboço das projeções do ponto focal (a1 e a2) obtidas
com o pinhole utilizando a peça mostrada na figura 4.
direção no campo (a1 e a2), pode-se calcular a dimensão
do ponto focal no centro do campo (a), como demonstra
a figura 5.
O tamanho a1 refere-se à medida da projeção do
ponto focal obtida quando o pinhole é conectado no orifício central da peça desenvolvida (Figura 4). O tamanho
45
Oliveira Jr. PD, Vieira MAC, Schiabel H
Tabela 1. Resultados para o tamanho do ponto focal e o primeiro mínimo da MTF obtidos a partir do método proposto sem alinhamento* e utilizando a metodologia convencional com a alinhamento com o feixe central**.
Equipamento
Tamanho do ponto
focal (mm) (*)
0,69±0,008
0,32±0,006
0,54±0,007
0,15±0,006
0,48±0,007
0,33±0,007
Orientação
Paral
Perp
Paral
Perp
Paral
Perp
1
2
1,0
1,0
0,8
0,8
0,6
0,4
0,2
0,2
-0,4
-0,2
0,0
0,2
Distância (mm)
0,0
0,0
0,4
1º Mínimo da MTF
(**)
1,48
2,86
1,75
7,14
2,03
2,94
Desvio
Médio (%)
Desvio (%)
3,14
5,75
3,71
6,77
1,99
1,64
3,83
0,6
0,4
0,0
0,5
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
Frequência espacial (Ciclos/mm)
Figura 6. Comparação entre a LSF calculada pelo método proposto (•) e a LSF obtida experimentalmente no centro do campo
() para o equipamento 1.
Figura 7. Comparação entre a MTF calculada pelo método
proposto (•) e a MTF obtida experimentalmente no centro do
campo () para o equipamento 1.
a2 refere-se à projeção do ponto focal obtida com o pinhole conectado no orifício que está a 10 mm do centro
(Figura 4). Un expressa a distância que a1 está do centro
do campo, calculada previamente pela Equação 2, e Un2
é dado pela soma Un + (10 mm x m), onde m é a magnificação calculada anteriormente. A dimensão da projeção do ponto focal (a) no centro do campo (em linhas
pontilhadas na Figura 5) pode ser calculado a partir da
imagem das duas projeções, obtidas em uma posição
qualquer (portanto, sem a necessidade de um alinhamento prévio com o feixe central) utilizando a Equação 3.
utilizando o algoritmo proposto, de forma mais simples e rápida, obtendo-se assim uma avaliação completa da resolução espacial do sistema de imagem
radiográfica.
a=
a1 ⋅ Un2 − a2 ⋅ Un
Un2 − Un
(3)
A LSF no centro do campo pode ser calculada utilizando um fator de escala obtido pela relação entre as dimensões do ponto focal calculado no centro do campo (a) e
em outra posição (a1 ou a2). Assim, a MTF do equipamento mamográfico é determinada aplicando a transformada
discreta de Fourier à LSF. Pode-se, dessa forma, simular
computacionalmente o tamanho do ponto focal no centro
e sua MTF no centro do campo.
Com isso, pode-se aplicar o método das funções
de transferência aos equipamentos mamográficos
46
Tamanho do ponto
focal (mm) (**)
0,67±0,058
0,34±0,057
0,56±0,058
0,14±0,057
0,49±0,058
0,33±0,057
MTF
LSF
3
1º Mínimo da
MTF (*)
1,43
3,03
1,82
6,38
2,07
3,04
Resultados
Foram utilizados três equipamentos mamográficos para
a validação da metodologia proposta: um Lorad MIII
(Equipamento 1), um Philips MD4000 (Equipamento 2) e
um GE DMR Senographe (Equipamento 3). Para cada um
dos equipamentos foram levantadas as medidas do ponto
focal nas duas direções (paralela e perpendicular ao eixo
catodo-anodo) e as respectivas MTF. A Tabela 1 permite visualizar os resultados obtidos pela nova metodologia
proposta nesse trabalho (*), comparadas com as medidas
obtidas pelo método regular de análise do ponto focal e
da MTF, com a imagem da projeção do ponto focal obtida
alinhando-se previamente todo o sistema com o centro do
campo (**).
As Figuras 6 e 7 comparam graficamente a LSF e a
MTF, respectivamente, calculadas para o equipamento 1
utilizando os dois métodos: o método proposto nesse trabalho, sem alinhamento (•) e o método experimental convencional, com alinhamento prévio ().
Avaliação do ponto focal e da função de transferência de modulação de equipamentos mamográficos sem necessidade de alinhamento com o feixe central
Agradecimentos
Os resultados obtidos com o método proposto confirmam a possibilidade de se efetuar a avaliação de
qualidade de unidades mamográficas calculando as
dimensões do ponto focal e também utilizando o método das funções de transferência. A proposta mostra
um procedimento prático, simples e rápido, no qual os
parâmetros são determinados a partir da obtenção de
apenas duas imagens da projeção do ponto focal em
qualquer região do campo, sem a necessidade de um
alinhamento prévio.
Trabalhos anteriores que utilizaram placas CCD
odontológicas para realizar medidas das dimensões do
ponto focal alcançaram resultados muito satisfatórios7.
A vantagem na utilização de dispositivos de aquisição
direta de imagens radiográficas é a possibilidade de eliminar várias tarefas complexas do procedimento convencional de avaliação: a revelação de filmes, varredura
densitométrica, conversão de densidades ópticas em
unidades de exposição (linearização), reduzindo significativamente o tempo consumido nessa tarefa.
Assim, a metodologia proposta nesse trabalho pode
proporcionar uma análise completa da qualidade do equipamento mamográfico em termos da resolução espacial
através de um processo ágil e simples, tornando possível
a aplicação das rotinas de controle de qualidade em mais
centros de diagnóstico por imagem.
Os autores gostariam de agradecer à FAPESP pelo apoio
financeiro.
Referências
1. ICRU: International Commission on Radiation Units and Measurements.
ICRU Report 54: Medical imaging: the assessment of image quality, 2005.
2. Barret HH, Swindell W. Radiological imaging: the theory of image formation,
detection and processing. London: Academic Press; 1981.
3. Samei E, Ranger NT, Dobbins JT 3rd, Chen Y. Intercomparison of methods
for image quality characterization. I. Modulation transfer function. Med
Phys. 2006;33(5):1454-65.
4. Kratzat M. Evaluating the importance of focal spot sizes in mammography.
Medicamundi. 1988;33:74-80.
5. Vieira MAC, Schiabel H, Escarpinati MC. Using a film scanner as a
microdensitometer for optical transfer function and focal spot measurements
In: SPIE MI2003: Physics of Medical Imaging, 2003;5030:1061-7.
6. Carton AK, Vandenbroucke D, Struye L, Maidment AD, Kao YH, Albert M
et al. Validation of MTF measurement for digital mammography quality
control. Med Phys. 2005;32(6):1684-11.
7. Rong XJ, Krugh KT, Shepard SJ, Geiser WR. Measurement of focal spot
size with slit camera using computed radiography and flat-panel based
digital detectors. Med Phys. 2003;30(7):1768-7.
8. National Electrical Manufacturers Association (NEMA). Standards
Publication XR 5. Measurement of dimensions and properties of focal spots
of diagnostic x-ray tubes. Washington, DC: NEMA; 1992.
9. Doi K. Field characteristics of geometric unsharpness due to X-ray tube
focal spot. Med Phys. 1977;4(1):15-5.
47
Artigo Original
Bobinas de RF Transmissoras/Receptoras com
desacoplamento passivo para experimentos
de imagens por RMN em pequenos animais
RF Transmitter/Receiver Coils with passive decoupling
for MRI experiments on small animals
Daniel Papoti, Edson L.G. Vidoto, Mateus J. Martins, Alberto Tannús
Instituto de Física de São Carlos da Universidade de São Paulo (IFSC/USP) – São Carlos (SP), Brasil
Resumo
Este estudo descreve o desenvolvimento e caracterização de bobinas transmissoras e receptoras de radiofreqüência (RF) especificas para a realização
de experimentos de Imagens por Ressonância Magnética Nuclear (IRMN) em pequenos animais. As geometrias de bobinas transmissoras estudadas
foram os ressoadores tipo gaiola (Birdcage coil) com 8 e 16 elementos condutores e a bobina tipo Sela Duplamente Cruzada (Double Crossed Saddle
- DCS), onde o Birdcage-16 se mostrou superior na produção de campo magnético homogêneo. Na recepção, a geometria construída foi uma bobina
de superfície do tipo Loop específica para a obtenção de imagens do córtex de ratos.
Palavras-chave: Imagens por RMN, Bobinas de RF, Desacoplamento passivo, instrumentação.
Abstract
This study describes the development and characterization of RF transmitters and receivers coils specific designed to MRI experiments on small
animals. The geometries of the transmitter coils studied were the Birdcage with 8 and 16 legs and the Double Crossed Saddle (DCS Coils). Among
these geometries, the Birdcage-16 is superior in producing homogeneous magnetic field. In reception, the geometry built was a surface coil specific
to obtain cortex images from mice.
Keywords: Magnetic Resonance Imaging, RF Coils, Passive Decoupling, instrumentation.
Introdução
Em experimentos de IRMN, normalmente diferentes geometrias de bobinas de RF são utilizadas para a transmissão e recepção do sinal de RF. Isso ocorre devido à necessidade de se obter máxima Relação Sinal Ruído (RSR)
durante cada experimento, de modo que em experimentos envolvendo animais onde as dimensões envolvidas são
bem menores do que em humanos, essa necessidade se
torna ainda mais crítica. Dessa forma, o desenvolvimento
de diferentes geometrias de bobinas de RF para operar
como transmissoras e receptoras são fundamentais.
Durante o processo de transmissão da RF, a principal
característica de uma bobina transmissora é a capacidade de produzir um campo magnético com alta homogeneidade dentro de uma dada região de Interesse (RI). As
geometrias que satisfazem muito bem esta condição são
os ressoadores do tipo Birdcage1 e também as bobinas
do tipo sela2. Além de alta homogeneidade de campo, as
bobinas transmissoras devem funcionar apenas durante a
fase de transmissão da RF, estando desativadas durante
o processo de recepção do sinal. Isso pode ser feito de
forma ativa, utilizando-se diodos PIN ou de forma passiva,
utilizando neste caso, pares de diodos cruzados ao longo
da estrutura da bobina.
No processo de recepção do sinal, a principal característica das bobinas deve ser a alta sensibilidade ao
sinal produzido pela amostra, ou seja, deve possuir uma
alta RSR. Neste caso, as geometrias de bobinas variam
de acordo com a anatomia de interesse, de modo que
para estruturas próximas a superfície, é comum a utilização das chamadas bobinas de superfície (surface coils),
que são basicamente loops construídos em placas de
circuito impresso ou mesmo de fios condutores com algumas voltas, com dimensões próximas as dimensões
estudadas e sintonizadas na freqüência de interesse.
Também se torna necessário o desacoplamento das bobinas receptoras, mas neste caso durante o processo de
Correspondência: Daniel Papoti – Grupo de Ressonância Magnética-Instituto de Física de São Carlos-USP – Avenida Trabalhador São Carlense, 400 –
Caixa Postal, 369 – São Carlos (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
49
Papoti D, Vidoto ELG, Martins MJ, Tannús A
transmissão da RF. Isso é feito utilizando-se um circuito
ressonante em paralelo com a bobina e sintonizado na
mesma freqüência de operação que é acionado apenas durante o processo de transmissão. O acionamento
deste circuito também pode ser feito com diodos PIN
(desacoplamento ativo) ou utilizando um par de diodos
cruzados (desacoplamento passivo3).
Neste trabalho descrevemos o desenvolvimento e caracterização de três geometrias de bobinas transmissoras
e de uma bobina de superfície, ambas com desacoplamento passivo durante a transmissão e recepção.
Material e métodos
Três geometrias de bobinas transmissoras de RF foram
contruídas, sendo um Birdcage com 8 condutores, um
Birdcage com 16 condutores e uma DCS Coil. Todas as
bobinas foram construídas utilizando-se fitas de cobre
de 0.3 mm de espessura como condutores, montados
sobre estruturas de PVC com 200 mm de comprimento
e 100 mm de diâmetro. O mapa de campo de RF das
bobinas foi medido experimentalmente ponto a ponto utilizando uma bobina de pick-up feita de cabo coaxial RG223 terminada em 50 Ω para casamento de impedância
e comparado com o perfil de campo gerado através de
simulações baseadas na Lei de Biot-Savart. Outro método utilizado para avaliação da homogeneidade de campo
foi através de experimentos de imagens, conhecido como
Compensated Double Angle Method (CDAM4), também
comparado com os mapas de campo gerados através de
simulações. O parâmetro utilizado para quantificar a homogeneidade das bobinas foi a Não Uniformidade (NU)
dentro de uma RI de 80% do diâmetro interno das bobinas, dada por:
NU =
Desvio Padrão .
Média
(1)
Para o desacoplamento das bobinas durante a recepção foram utilizando pares de diodos cruzados em série
com a bobina.
A bobina utilizada como receptora foi construída utilizando-se fio de cobre com 1.6 mm de diâmetro, sendo um loop com duas voltas com diâmetro de 20 mm.
Essas são as dimensões necessárias para experimentos
de IRMN do córtex de ratos. O desacoplamento durante
a recepção foi feito utilizando-se diodos em serie com o
circuito ressonante, permitindo assim o desacoplamento
da bobina durante a fase de transmissão. Para a medida
da RSR da bobina, um phantom esférico de 36 mm de
diâmetro preenchido com solução de água e sulfato de
cobre com concentração de 5 mM foi utilizado.
Imagens “in vivo” com grande campo de visão (FOVField of View) foram obtidas com as bobinas transmissoras, operando como transmissoras e receptoras simultaneamente, para analise de artefatos relacionados a não
homogeneidade de campo. Também foram obtidas imagens “in vivo” da bobina DCS como transmissora e da
bobina de superfície como receptora para análise da RSR
e da eficiência no desacoplamento passivo das bobinas.
Resultados
Figura 1. Mapas de campo de RF teóricos e experimentais para
(a) Birdcage-8. (b) Birdcage-16. (c) DCS Coil.
A figura 1 mostra os mapas de campo de RF teóricos e os
obtidos experimentalmente.
Como podemos observar de acordo com a figura 1 e
tabela 1, o Birdcage-16 é a melhor bobina em termos de
homogeneidade de campo magnético de RF.
As imagens “in vivo” obtidas com grande FOV de ratos
(ver figura 2) confirmam essa superioridade, uma vez que
não foram observados artefatos devido a não homogeneidade de campo magnético.
Os resultados obtidos com a bobina de superfície
mostram uma baixa RSR (RSR=46). Imagens in vivo obtidas com essa bobina confirmam a baixa eficiência na recepção desta bobina, como mostra a figura 3.
Tabela 1. Valores da NU obtidos para as bobinas transmissoras
Bobina
Birdcage-8
Birdcage-16
DCS Coil
50
Teórico
10.98
1.18
5.92
Experimental
18.24
4.02
9.01
Os resultados obtidos com as bobinas transmissoras indicam que o Birdcage-16 é o mais eficiente em termos de
Bobinas de RF Transmissoras/Receptoras com desacoplamento passivo para experimentos de imagens por RMN em pequenos animais
Figura 2. Imagens in vivo de rato com FOV=10 cm x 10 cm
obtidas utilizando o Birdcage-16.
homogeneidade de campo, sendo, portanto, o mais indicado para operar como bobina transmissora dentre a geometrias estudadas. No entanto o elevado número de capacitores em sua estrutura torna mais difícil o desacoplamento
passivo utilizando diodos cruzados. Isso faz com que a
bobinas DCS seja uma boa opção, uma vez que esta é a
segunda melhor em termos de homogeneidade de campo
e possui poucos capacitores ao longo de sua estrutura.
Já os resultados obtidos com a bobina de superfície
sugerem uma melhora na RSR. Isso pode ser obtido através do aumento da indutância da bobina através do aumento no número de voltas, o que aumentaria o seu fator
de qualidade e conseqüentemente sua RSR.
(a)
(b)
Figura 3. Imagens obtidas com a bobina de superfície (a) de um
Phantom esférico. (b) In vivo da cabeça de um rato
Referências
1. Hayes CE, Edelstein WA, Schenck JF, Mueller OM, Eash M. An Efficient,
Highly Homogeneous Radiofrequency Coil for Wholy – Body NMR at 1.5 T.
Journal of Magnetic Resonance, 1985;63(63):622-8.
2. Papoti D, Vidoto ELG, Martins MJ, Tannús A. Efeitos de cruzamentos nos
condutores de uma bobina tipo Sela: comprimento elétrico X indutância
mútua. Apresentado no XI Congresso Brasileiro de Física Médica, Ribeirão
Preto, 2006.
3. Edelstein WA, Hardy CJ, Mueller OM. Electronic Decoupling of surfaceCoils Receivers for NMR Imaging and Spectroscopy. Journal of Magnetic
Resonance. 1986;67:156-61.
4. Stollberger R, Wach P. Imaging of the Active B1 Field in Vivo. Magnetic
Resonance in Medicine, 1996;35(2):246-51.
51
Artigo Original
Parâmetros de irradiação influenciam
na inativação de leveduras tratadas com
terapia fotodinâmica
Light parameters influence antifungal photodynamic therapy
Renato A. Prates1, Eriques G. da Silva2, Luis C. Suzuki1, Claudete R. Paula2 e Martha S. Ribeiro1
Centro de Lasers e Aplicações do Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares da Comissão Nacional de Energia
Nuclear (IPEN/CNEN) – São Paulo (SP), Brasil
2
Departamento de Microbiologia do Instituto de Ciências Biológicas da Universidade de São Paulo (ICB/USP) – São
Paulo (SP), Brasil
1
Resumo
O objetivo deste estudo foi investigar a influência dos parâmetros de irradiação na terapia fotodinâmica em leveduras. Tem sido proposto na literatura
que a terapia fotodinâmica (PDT) pode matar células microbianas e, um grande número de fotossensibilizadores e fontes de irradiação são reportados,
em diferentes parâmetros e em diversas concentrações do corante. Entretanto, para que os processos fotodinâmicos sejam entendidos, mais
conhecimento sobre a importância da taxa de fluência, fluência e tempo de irradiação são necessários. Para isso, suspensões de Candida albicans,
Candida krusei e Cryptococcus neoformans foram usadas. Duas taxas de fluência, 100 e 300mW/cm² foram comparadas em 3, 6 e 9 min. de
irradiação, que resultaram em fluências de 0 a 162J/cm². A fonte de irradiação utilizada foi um laser emitindo em λ=660nm com potência ajustada
em 30 e 90mW. Azul de metileno na concentração de 100µM foi utilizado como fotossensibilizador. Como resultado, observamos que a mesma
fluência entregue em irradiações diferentes, gerou diferentes níveis de inativação fúngica. Além disso, maior taxa de fluência mostrou um aumento
da inativação das leveduras. A PDT foi efetiva e apresentou aproximadamente 6 logs de morte celular. Por outro lado, nem o fotossensibilizador ou a
irradiação separadamente promoveram morte celular. Em conclusão, o tempo de irradiação e intensidade tem um papel importante na eficiência da
PDT. A fluência não deve ser utilizada como parâmetro único para comparação dos resultados de fotoinativação de leveduras.
Palavras-chave: fotoinativação antimicrobiana, Candida albicans, Candida krusei, Cryptococcus neoformans, azul de metileno, fotossensibilizador,
laser vermelho.
Abstract
The aim of this study was to investigate the influence of light parameters on yeast cells. It has been proposed for many years that photodynamic
therapy (PDT) can inactivate microbial cells. A number of photosensitizer and light sources are reported in different light parameters and in a range of
dye concentrations. However, much more knowledge concerning the importance of fluence, fluence rate and exposure time are required for a better
understanding of the photodynamic efficiency. For this purpose suspensions of Candida albicans, Candida krusei and Cryptococcus neoformans var.
grubii were used. Two fluence rates, 100 and 300mW/cm² were compared at 3, 6 and 9 min. of irradiation, resulting fluences from 0 to 162J/cm². The
light source used was a laser emitting at λ=660nm with output power adjusted at 30 and 90mW. As photosensitizer, one hundred-µM methylene blue
was used. The same fluence in different fluence rates showed dissimilar levels of inactivation on yeast cells. In addition, the increase of the fluence rate
showed an improvement on cell photoinactivation. PDT was efficient against yeast cells (6 log reduction), however, neither photosensitizer nor light alone
presented any reduction in the cell viability. Fluence and fluence rate play a pivotal role in the PDT efficiency. Fluence per se should not be used as an
isolated parameter to compare photoinactivation effects on yeast cells.
Keywords: antimicrobial photoinactivation, Candida albicans, Candida krusei, Cryptococcus neoformans, methylene blue, photosensitizer, red laser.
Introdução
A incidência de infecções causadas por fungos apresentou considerável crescimento nos últimos vinte anos,
devido ao aumento do uso de drogas antineoplásicas e
imunossupressoras, antibióticos de largo espectro e implantação de dispositivos protéticos e enxertos. Pacientes
queimados, com pancreatite, portadores de neutropenia
Correspondência: Renato Araujo Prates – Centro de Lasers e Aplicações IPEN-CNEN/SP, Av. Prof. Lineu Prestes, 2242, Cidade Universitária, CEP: 05508-100
– São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected] – Telefone: (11) 3133-9255 ou (11) 3133-9197
53
Prates RA, Silva EG, Suzuki LC, Paula CR, Ribeiro MS
ou AIDS também possuem uma maior predisposição para
contrair infecções por fungos1,2. Dentre as infecções causadas por leveduras, a forma mais expressiva é a candidiase causada por C. albicans, que possui prevalência de
60% dentre os isolados clínicos provenientes de micoses.
Outras espécies de Candida sp. apresentam menores
prevalências, porém, possuem características distintas de
patogenicidade, como a elevada resistência a antifúngicos
demonstrada pela C. krusei3-5. Outra levedura patogênica
que causa grande impacto na saúde dos pacientes imunodeficientes é representado por Cryptococcus sp., que
acometem principalmente pacientes imunodeprimidos,
podendo levar à morte por complicações respiratórias e/
ou neurológicas, se não tratadas adequadamente6-8.
As infecções fúngicas geralmente requerem prolongada terapia antimicrobiana e estão associadas a seqüelas
após tratamento e aumento no tempo de internação2. O
uso indiscriminado de agentes antimicrobianos promove
a seleção natural de cepas microbianas resistentes e deixa uma franca oportunidade para recombinação genética
dos fatores de resistência e mutação. Por isso, a busca
por alternativas para o tratamento de infecções é de extrema importância.
A terapia fotodinâmica, do inglês photodynamic therapy (PDT), é uma forma de fototerapia baseada na utilização de substâncias com propriedades fotossensibilizadoras nos tecidos biológicos e ativação destas pela presença
da luz. As células consideradas alvo são coradas com o
fotossensibilizador e irradiadas com luz. Após a irradiação,
a molécula do fotossensibilizador passa para um estado
excitado, e ao voltar para o estado mais estável, transfere
esta energia para o sistema propiciando um efeito fotoquímico que normalmente leva à morte celular9. Isoladamente,
nem a droga nem a luz tem a capacidade de produzir o
efeito deletério ao sistema biológico testado10.
O corante azul de metileno (AM), pertencente à família
das fenotiazinas, é um fotossensibilizador bem estabelecido na literatura. Esta molécula provou sua efetividade
em uma série de estudos sobre fotoinativação microbiana5,11,12. Possui duas bandas principais de absorção na região visível do espectro eletromagnético, uma referente ao
componente monomérico (Amax=664nm); e outra da sua
forma dimerizada (Amax=608nm)13.
Após a irradiação do corante, a formação de espécies reativas de oxigênio (EROS) leva à morte das células
através da ação oxidativa de componentes lipídicos das
membranas lipoproteicas 14. No entanto, esta não é a
Tabela 1. Parâmetros de irradiação utilizadas nos grupos PDT
(L+FS+) durante o experimento
Potência (mW)
Taxa de fluência (mW/cm2)
Tempo de exposição (min.); Fluência (J/cm2)
54
30
100
0; 0
3; 18
6; 36
9; 54
90
300
0; 0
3; 54
6; 108
9; 162
única nem a principal via de morte celular. Sinais de dano
são emitidos e sensibilizam receptores, principalmente na
membrana externa da mitocôndria, que inicia o processo de falência metabólica celular. São gerados estímulos
para aglutinação de citoplasma, bem como condensação
de cromatina que podem ser observadas como resultado
final de EROS geradas pela terapia fotodinâmica15.
A PDT mostra grande atividade antimicrobiana com
amplo espectro de atuação sobre bactérias9,16 e fungos17,18, bem como em células eucariontes nas fototerapias anti-neoplasicas19. Toda esta toxicidade é atribuída à
geração de grandes quantidades de EROS20, que superam o limite de defesa das células e iniciam os mais diversos mecanismos de morte celular.
Os estudos acerca de fotossensibilizadores desenvolveram-se muito nas últimas 2 décadas, no entanto, os
parâmetros de irradiação, como potência, taxa de fluência, tempo de irradiação e fluência, necessitam de mais
estudos.
Os fungos, em especial as leveduras, são microrganismos amplamente utilizados para o estudo sobre mecanismos de ação de diversas terapias e apresentam-se como
um bom modelo para avaliação e comparação de efeitos
fotodinâmicos. Em geral, os parâmetros de irradiação para
inativar fungos são maiores que os necessários para matar
bactérias. Isso possibilita uma melhor avaliação dos efeitos sub-letais da PDT.
O objetivo deste trabalho é avaliar o papel dos parâmetros de irradiação na inativação de leveduras patogênicas.
Material e métodos
Para este estudo, foram selecionadas três espécies distintas de fungos. As leveduras foram cultivadas aerobicamente em agar Sabouraud Dextrose e incubadas a 37°C
por 24h para Candida albicans (ATCC90028) e Candida
krusei (ATCC6258); e 30°C por 48h para Cryptococcus
neoformans (ATCC90112).
Parâmetros de irradiação
Foi utilizado um laser de GaAlAs (Photon Lase III, DMC,
São Carlos, Brasil) com comprimento de onda de emissão
em λ=660nm. As amostras foram irradiadas de cima para
baixo em uma placa de microtitulaçao de 96 poços, onde
o feixe laser foi ajustado com o diâmetro de 0,3 cm2.
O equipamento foi ajustado com potências em 30 e
90mW, que resultou em taxas de fluência de 100 e 300
mW/cm2. Amostras foram colhidas nos tempos de 0 a 9
min., e fluências de 0 a 162J/cm2 (tabela 1).
A fluência de 54J/cm2 coincidiu nos dois regimes de
irradiação utilizados e os resultados em morte microbiana
foram então comparados entre si.
O grupo controle (L-FS-) não recebeu qualquer tratamento com laser ou fotossensibilizador. No grupo laser (L+FS-), a suspensão de leveduras foi irradiada na
ausência do fotossensibilizador por 9 min. sob taxa de
Parâmetros de irradiação influenciam na inativação de leveduras tratadas com terapia fotodinâmica
fluência de 300 mW/cm², o que resultou em uma fluência
de 162J/cm². Para os testes de toxicidade no escuro (LFS+), a suspensão de leveduras foi corada por 10 min.
com AM 100μM em contato com as células. Nos grupos
PDT (L+FS+), a suspensão de leveduras coradas com AM
100μM foi devidamente irradiada nos parâmetros mostrados na tabela 1. As ações das diferentes taxas de fluência, tempos de irradiação e fluências foram avaliadas, bem
como seus efeitos sob as amostras de seu grupo PDT.
Após passar pelos tratamentos propostos no estudo, as amostras foram diluídas de 10-1 a 10-5 vezes a
concentração original. Então, alíquotas de 10μL de cada
diluição foram estriadas, em triplicata, em uma placa de
Petri contendo agar Sabouraud e, estas foram devidamente incubadas para formação de unidades formadoras
de colônias5,11,21.
As unidades formadoras de colônia foram contadas e
todas as amostras foram submetidas à análise estatística
utilizando-se teste de variância one-way (ANOVA). A comparação das médias foi realizada pelo teste de Tukey e a
significância ajustada em 5%.
Os trabalhos de PDT antimicrobiana têm mostrado
avanços no estudo dos caminhos fotoquímicos e nas
descobertas bioquímicas de morte celular. Entretanto, as
circunstâncias e os parâmetros físicos de irradiação não
Tabela 2. Médias ±DP dos grupos controle, irradiados com laser ou expostos ao AM na concentração de 100μM.
C. neoformans
C. albicans
C. krusei
L-PS6,78±0,20
6,41±0,22
5,80±0,05
UFC/mL (log10 )
L+PS6,77±0,01
6,25±0,22
5,64±0,07
L-PS+
6,60±0,26
6,28±0,02
5,81±0,11
Nem a irradiação com o laser, nem o corante não irradiado
na presença da suspensão de leveduras mostrou qualquer
efeito deletério ao crescimento das diferentes espécies (tabela 2).
De uma forma geral, as células submetidas à PDT
mostraram que a taxa de fluência de 100mW/cm2 apresentou inativação moderada sobre as leveduras e os
efeitos foram proporcionais ao tempo de irradiação. Além
disso, estes efeitos letais aumentaram com o aumento da
intensidade (fig. 1).
As células de C. neoformans mostraram-se mais resistentes à inativação quando comparadas às espécies C.
albicans e C. krusei (compare a irradiação por 6 min. em
300 mW/cm² na figura 1 A, B e C.
Após 9 min. de irradiação, C. neoformans reduziu pouco mais de 1 log sob 100mW/cm², contra mais de 6 logs
sob 300mW/cm² (fig. 1).
As espécies C. albicans e C. krusei apresentaram
comportamentos similares na resposta à PDT, diferindo
em um leve aumento da susceptibilidade (3 logs) de C.
albicans após 9 min. de irradiação a 100mW/cm², contra
1,5 logs de C. krusei. Além disso, sob 300 mW/cm² em
3 min., C. albicans apresentou 2 logs de redução contra
apenas 1 log para C. krusei.
Estas diferenças podem ser explicadas pela característica da C. krusei conseguir bombear moléculas tóxicas
para fora da célula, utilizando bombas ativas de efluxo4.
O mesmo pode ser observado quando da utilização das
bombas transportadoras ABC. Isto pode ser visto em
relação à família de antifúngicos azóis, que são ineficientes contra C. krusei devido ao seu pouco acúmulo no
citoplasma3.
Figura 1. Efeito do tempo de exposição na fração de sobrevivência de A) C. neoformans, B) C. albicans e C) C. krusei nas
intensidades de 100 e 300 mW/cm². As barras de erro representam o desvio padrão.
55
Prates RA, Silva EG, Suzuki LC, Paula CR, Ribeiro MS
Agradecimentos
Os autores agradecem o financiamento deste trabalho
ao Conselho Nacional de Pesquisa e Desenvolvimento
(CNPq) e a Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de
São Paulo. O primeiro autor agradece a bolsa de estudos
do CNPq (No. 065633/2006-7).
Referências
Figura 2. Efeito da fluência de 54 J/cm² entregue sob intensidades de 100 mW/cm² (9 min.) e 300 mW/cm² (3 min.) na fração de sobrevivência de C. neoformans, C. albican, e C. krusei.
As barras de erro representam o desvio padrão.
são suficientemente reportados. A fluência é usada como
o principal parâmetro para a comparação de grupos em
trabalhos na literatura de PDT8. Em PDT, a lei de reciprocidade e considerada para análise e comparação de resultados obtidos experimentalmente22.
Este princípio profere que, os efeitos biológicos decorrentes da irradiação dependem da fluência, independentemente do tempo de irradiação (conseqüentemente da
taxa de fluência) sob o qual o sistema biológico foi irradiado. A consequência de seguir a lei da reciprocidade é
uma valorização na importância da fluência, o que coloca
em risco, a correta interpretação dos resultados em PDT.
Na comparação dos efeitos de inativação microbiana na
fluência de 54 J/cm², resultante de dois parâmetros distintos de irradiação (9 min.; 100 mW/cm²) e (3 min.; 300 mW/
cm²), foi possível observar que, mesmo sob uma taxa de
fluência menor, o tempo de irradiação influenciou de forma
significante os resultados de morte microbiana (fig. 2).
O parâmetro de irradiação (54 J/cm²; 9 min.; 100 mW/
cm²) foi mais letal aos microrganismos, quando comparado a um tempo menor com taxa de fluência maior (54
J/cm²; 3 min.; 300 mW/cm²).
Este comportamento foi similar para todos os microrganismos utilizados no experimento (fig. 2) e, demonstra
que o tempo de irradiação deve ser levado em consideração na análise dos resultados de PDT.
Conclusões
A taxa de fluência deve ser considerada para aumentar
a eficiência da PDT, que é maior em maiores taxas de
fluência. Além disso, o tempo de irradiação também se
apresenta como importante instrumento para melhorar os
resultados de inativação microbiana. A fluência não deve
ser utilizada como único parâmetro para comparar resultados de inativação fúngica em PDT.
56
1. Eggimann P, Garbino J, Pittet D. Management of Candida species infections
in critically ill patients. Lancet Infect Dis. 2003;3(12):772-85.
2. Donnelly RF, McCarron PA, Tunney MM. Antifungal photodynamic therapy.
Microbiol Res. 2008;163(1):1-12.
3. Hazen KC. New and emerging yeast pathogens. Clin Microbiol Rev.
1995;8(4):462-78.
4. Orozco AS, Higginbotham LM, Hitchcock CA, Parkinson T, Falconer D,
Ibrahim AS, et al. Mechanism of fluconazole resistance in Candida krusei.
Antimicrob Agents Chemother. 1998;42(10):2645-9.
5. Prates RA, Silva EGd, YamadaJr. AM, Suzuki LC, Paula CR, Ribeiro MS.
The irradiation parameters investigation of photodynamic therapy on yeast
cells. In: Mechanisms for Low-Light Therapy III. 2008: SPIE.
6. Franzot SP, Salkin IF, Casadevall A. Cryptococcus neoformans var. grubii:
separate varietal status for Cryptococcus neoformans serotype A isolates.
J Clin Microbiol. 1999;37(3):838-40.
7. Casadevall A, Rosas AL, Nosanchuk JD. Melanin and virulence in
Cryptococcus neoformans. Curr Opin Microbiol. 2000;3(4):354-8.
8. Fuchs BB, Tegos GP, Hamblin MR, Mylonakis E. Susceptibility of
Cryptococcus neoformans to photodynamic inactivation is associated
with cell wall integrity. Antimicrob Agents Chemother. 2007;51(8):
2929-36.
9. Prates RA, Yamada AM Jr, Suzuki LC, Eiko Hashimoto MC, Cai S, GouwSoares S, et al. Bactericidal effect of malachite green and red laser on
Actinobacillus actinomycetemcomitans. J Photochem Photobiol B.
2007;86(1):70-6.
10. Wainwright M. Non-porphyrin photosensitizers in biomedicine. Chem Soc
Rev. 1996;25(5):351-59.
11. Prates RA, Silva EG, Yamada-Jr. AM, Suzuki LC, Paula CR, Ribeiro MS.
Light parameters influence cell viability in antifungal photodynamic
therapy in a fluence and rate fluence-dependent manner. Laser Phys.
2009;19(5):1038-44.
12. de Souza SC, Junqueira JC, Balducci I, Koga-Ito CY, Munin E, Jorge AO.
Photosensitization of different Candida species by low power laser light. J
Photochem Photobiol B. 2006;83(1):34-8.
13. Usacheva MN, Teichert MC, Biel MA. The role of the methylene blue and
toluidine blue monomers and dimers in the photoinactivation of bacteria. J
Photochem Photobiol B. 2003;71(1-3):87-98.
14. Girotti AW. Photosensitized oxidation of membrane lipids: reaction
pathways, cytotoxic effects, and cytoprotective mechanisms. J Photochem
Photobiol B. 2001;63(1-3):103-13.
15. Bras M, Queenan B, Susin SA. Programmed cell death via mitochondria:
different modes of dying. Biochemistry (Mosc). 2005;70(2):231-9.
16. Garcez AS, Ribeiro MS, Tegos GP, Núñez SC, Jorge AO, Hamblin MR.
Antimicrobial photodynamic therapy combined with conventional
endodontic treatment to eliminate root canal biofilm infection. Lasers Surg
Med. 2007;39(1):59-66.
17. Monfrecola G, Procaccini EM, Bevilacqua M, Manco A, Calabro G,
Santoianni P. In vitro effect of 5-aminolaevulinic acid plus visible
light on Candida albicans. Photochem Photobiol Sci. 2004;3(5):
419-22.
Parâmetros de irradiação influenciam na inativação de leveduras tratadas com terapia fotodinâmica
18. Lambrechts SA, Aalders MC, Van Marle J. Mechanistic study of the
photodynamic inactivation of Candida albicans by a cationic porphyrin.
Antimicrob Agents Chemother. 2005;49(5):2026-34.
19. Ackroyd R, Kelty C, Brown N, Reed M. The history of photodetection
and photodynamic therapy. Photochem Photobiol. 2001;74(5):
656-69.
20. Konan YN, Gurny R, Allémann E. State of the art in the delivery of photosensitizers
for photodynamic therapy. J Photochem Photobiol B. 2002;66(2):89-106.
21. Jett BD, Hatter KL, Huycke MM, Gilmore MS. Simplified agar plate method
for quantifying viable bacteria. Biotechniques. 1997;23(4):648-50.
22. Schindl A, Rosado-Schlosser B, Trautinger F. [Reciprocity regulation in
photobiology. An overview]. Hautarzt. 2001;52(9):779-85.
57
Artigo Original
Validação de Simulação de Monte Carlo
para Estudo da Distribuição de Luz em
Tecidos Biológicos
Validation of Monte Carlo Simulation to Study the
Distribution of Light in Biological Tissue
André L. O. Ramos, Marcelo V. P. Sousa e Elisabeth M. Yoshimura
Departamento de Física Nuclear do Instituto de Física da Universidade de São Paulo (USP) – São Paulo (SP), Brasil
Resumo
O objetivo deste trabalho foi calcular a distribuição de luz em emulsão de gordura por Simulação de Monte Carlo, comparar com resultados
experimentais para validar a simulação. Utilizou-se o software MCML 1.2.2-2000, para simular a distribuição de luz em camadas de Lipovenos®
10% (Lp), de várias espessuras, irradiadas por feixe de laser com comprimento de onda de 633 nm. Com os resultados, a distribuição de fluência de
luz no fundo da amostra e o perfil de fluência de luz ao longo de uma linha distante 12 mm do feixe foram calculados. Os resultados mostram que
a luz transmitida para o fundo da amostra tem uma distribuição gaussiana com larguras que aumentam linearmente com a espessura. Observou-se
também que a fluência máxima de luz no fundo da amostra apresenta um comportamento de atenuação exponencial com a espessura. Para validar
a simulação um experimento foi realizado, adquirindo imagens com uma câmera CCD da luz transmitida e da luz espalhada a 90º de uma cubeta
de PMMA contendo quantidades diferentes de Lp, iluminadas verticalmente com laser de He-Ne. O resultado experimental mostrou, nas imagens
da base da cubeta, que a intensidade máxima de luz transmitida decresce exponencialmente com a espessura da amostra, similar ao resultado da
simulação. A variação das larguras de distribuição de intensidade de luz dos resultados da simulação e experimentais foi basicamente a mesma,
com coeficientes angulares compatíveis, 0,85 mm/mm (simulação) e 0,82 mm/mm (experimental). O perfil de fluência de luz a 12 mm do plano
de incidência é muito similar à curva experimental de intensidade de luz com a profundidade, cujo máximo ocorre em 6,1mm com coeficiente
exponencial assintótico de 1,79 cm-1. Os resultados da simulação de Monte Carlo foram compatíveis com os resultados experimentais.
Palavras-chave: Laser, simulação de Monte Carlo, emulsão de gordura, distribuição de luz.
Abstract
The goal of this work was to calculate light distribution in a fat emulsion by Monte Carlo Simulation, and to compare the calculation with experimental
results to validate the simulation. We used the MCML1.2.2-2000 code to simulate light distribution in Lipovenos® 10% (Lp) layers with various
thicknesses illuminated by a red laser beam. With the results, the light fluence distribution at the bottom of the layer and the profile of light fluence
along a line distant 12 mm from the laser beam were calculated. The results show that the light transmitted to the bottom of the sample has a
Gaussian distribution with widths that increase linearly with the liquid thickness. Also, the maximum light intensity transmitted across the sample
has an exponential decay behavior with the thickness. To validate the simulation an experiment has been carried out, acquiring pictures with a CCD
camera of the light transmitted and the light scattered at 90° from a PMMA cuvette containing different quantities of Lp, illuminated from the top
with He-Ne laser. The experimental result showed that the maximum intensity of the transmitted light have an exponential decay behavior with the
thickness, similar to the simulation result. The variation of the Gaussian widths of both simulated and experimental results was basically the same,
with compatible angular coefficients, 0.85 mm/mm (simulated) and 0.82 mm/mm (experimental). The simulated light profile at 12 mm from the
incidence plane is very similar to the experimental curve of scattered light intensity with depth, whose maximum occurs at 6.1mm with asymptotic
exponential coefficient of 1.79 cm-1.The Monte Carlo simulation results were compatible with the experimental results.
Keywords: Laser, Monte Carlo simulation, fat emulsion, light distribution.
Introdução
Conhecer a dose de luz internamente no tecido pode
determinar a eficiência de muitos procedimentos realizados com LBI, tais como PDT, redução do processo
inflamatório, analgesia e cicatrização de feridas. Como
não temos acesso à fluência de luz internamente ao
tecido, o Método de Monte Carlo tornou-se uma poderosa ferramenta para a dosimetria, pois auxilia no
melhor entendimento das interações laser-tecido e na
determinação da dose adequada ao tecido. Portanto,
pode-se otimizar o planejamento clínico da terapia levando a melhores resultados clínicos com redução de
custos no tratamento.
Correspondência: André Luiz Oliveira Ramos – Laboratório de Dosimetria – Departamento de Física Nuclear do Instituto de Física da Universidade de São
Paulo – Caixa Postal 66318, CEP: 05314-970 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail:[email protected]
59
Ramos ALO, Sousa MVP, Yoshimura EM
O objetivo deste trabalho é calcular a distribuição de
luz em emulsão de gordura utilizando o Método de Monte
Carlo, comparar seus resultados com procedimentos experimentais para validação da simulação.
Material e métodos
Foi utilizado o software MCML 1.2.2-20001, o qual realiza simulação de Monte Carlo para transporte de luz em
meios turvos multi-camadas. Com ele, foi simulada a distribuição de luz em camadas de Lipovenos® 10% (Lp) de
várias espessuras em geometria cilíndrica de 26 mm de
diâmetro. As propriedades ópticas do Lp no comprimento
de onda de 633nm são mostradas na tabela 1:
Tabela 1. Propriedades ópticas de Lipovenos 10%2.
n
1,332
g
0,69
µa (cm-1)
0,0023
µs (cm-1)
411,39
n = índice de refração; g = coeficiente anisotrópico; µa = coeficiente de absorção; µs=
coeficiente de espalhamento.
Com os resultados, a distribuição radial de fluência na
base da amostra e o perfil de fluência de luz ao longo de uma
linha distante 12 mm do feixe de laser, foram analisados.
Como a simulação trabalha em geometria cilíndrica,
para validá-la, um experimento foi realizado utilizando-se
uma cubeta de PMMA com 26 mm de diâmetro e 50 mm
de altura. Para obter imagens da lateral da cubeta ela foi
projetada com um corte plano de 10 mm de largura da
base ao topo, ao longo da parede da cubeta (figura 1).
Foram colocadas quantidades diferentes de Lp, de
maneira a variar a espessura de líquido (h) numa faixa de
3 a 12 mm.
O laser de HeNe (raio = 2 mm) foi aplicado verticalmente
no centro da cubeta. A potência foi ajustada de acordo com
a espessura utilizada, para facilitar análise de imagens: de 3
a 5 mm (10µW), 6 a 12 mm (208µW) e 30 mm (6µW).
Imagens foram capturadas por câmera CCD posicionada a 90º da direção de incidência do laser assim como
da base da amostra, conforme a figura 2.
De cada imagem obtida foi extraída a variação em escala de cinza ao longo de uma linha, com o software Image J.
Das imagens obtidas lateralmente foi extraído o comportamento da variação de intensidade de luz ao longo
de uma linha na direção z, na posição central da janela da
cubeta (figura 3).
Já das imagens obtidas do fundo da amostra, foi extraído o comportamento da variação de intensidade de luz
ao longo de uma linha na direção radial na base da cubeta,
passando pelo pixel correspondente ao nível máximo na
escala de cinza, figuras 4 e 5.
Resultados
Figura 1. Vista superior da cubeta.
Figura 2. Arranjo experimental.
60
No gráfico da figura 3, podemos observar que o perfil
de fluência simulado é compatível à curva experimental
de intensidade de luz com a profundidade de Lp. Como
esperado, no início a intensidade aumenta com a profundidade até um valor máximo, em seguida decresce
exponencialmente.
Nas figuras 4 e 5, foi analisada a abertura do perfil de
intensidade de luz e a intensidade máxima com a espessura de Lp. Para isso, tentou-se ajustar estas curvas com
várias funções de pico. Esses perfis de intensidade foram
mais bem ajustados com a função gaussiana.
Com o resultado do ajuste de dados para cada espessura de Lp, extraíram-se da curva ajustada os valores de
máxima intensidade e a largura da distribuição.
Foi analisada a variação da largura de distribuição de
fluência com a espessura de amostra simulada, e o comportamento da largura de distribuição de intensidade de
luz transmitida experimentalmente (figura 6).
Dos resultados da simulação, foi analisado o comportamento da fluência máxima de luz no fundo da amostra com a espessura, e dos resultados experimentais o
comportamento da intensidade máxima de luz transmitida
(Figura 7).
Validação de Simulação de Monte Carlo para Estudo da Distribuição de Luz em Tecidos Biológicos
12
0.8
10
Z max = 0,61 cm
-1
µas = 1,79 cm
0.6
Zmax = 0,64 cm
µas = 1,65 cm
0.4
8
Monte Carlo
Experimental
-1
σ (mm)
In te n s id a d e d e L u z N o rm a liz a d a
1.0
0.2
4
0.0
2
0.0
0.5
1.0
1.5
2.0
2.5
Monte Carlo
Experimental
6
3.0
2
4
6
Z (cm)
Figura 3. Perfil de intensidade de luz normalizada ao longo da
direção z, a uma distância radial de 12 mm do ponto de incidência. Comparação entre resultados experimentais e simulação de
Monte Carlo.
12
Figura 6. Variação da largura da distribuição do perfil radial de
intensidade em função da espessura de Lp. Comparação entre
resultados experimentais e simulação de Monte Carlo.
h = 3 mm
0.8
Monte Carlo
Experimental
0.6
0.4
0.2
0.0
-1.0
-0.5
0.0
0.5
1.0
Intensidade Máxima Normalizada
In te n s id a d e d e L u z N o rm a liz a d a
10
1.0
1.0
0.8
0.6
Monte Carlo
Experimental
0.4
0.2
0.0
2
r(cm)
1.0
4
6
8
10
12
Espessura - h (mm)
Figura 4. Perfil de intensidade de luz normalizada do fundo da
amostra a 3 mm de profundidade, ao longo da direção radial.
Comparação entre resultados experimentais e simulação de
Monte Carlo.
In te n sid a d e d e L u z N o rm a liza d a
8
Espessura - h (mm)
Tabela 2. Parâmetros de atenuação obtidos do ajuste dos dados da figura 7, com exponencial de 2ª ordem.
h = 8 mm
0.8
Monte Carlo
Experimental
0.6
Figura 7. Intensidade máxima em função da espessura de Lp.
Monte Carlo.
Fator de atenuação
µ1 (cm-1)
µ2 (cm-1)
Monte Carlo
30,7
5,0
Experimental
28,7
7,6
Os dados da figura anterior foram ajustados com exponencial de segunda ordem. Os parâmetros de atenuação obtidos do ajuste são mostrados na tabela 2.
0.4
0.2
0.0
-1.0
-0.5
0.0
0.5
1.0
r(cm)
Figura 5. Perfil de intensidade de luz normalizada do fundo da
amostra a 8 mm de profundidade, ao longo da direção radial.
Monte Carlo.
No gráfico da figura 3, pode-se notar que em ambas as
curvas há o aumento da intensidade até um máximo (posição zmax) e mais adiante, um comportamento exponencial
de atenuação caracterizado por µas. O perfil de fluência simulado é muito similar à curva experimental de intensidade
61
Ramos ALO, Sousa MVP, Yoshimura EM
de luz com a profundidade de Lp, onde o máximo ocorre
em 6,4 mm com um coeficiente exponencial assintótico
de 1,65 cm-1. O resultado da simulação é compatível com
o experimental.
Os gráficos da figura 4 e 5 mostram que o resultado calculado da distribuição de intensidade no fundo
da amostra é basicamente o mesmo que o obtido experimentalmente, para espessuras de 3 mm e de 8 mm
de Lp. Observa-se também uma distribuição de intensidade mais larga para a maior espessura do Lp, comportamento que está sistematizado na figura 6, na qual
se observa que a largura da distribuição de fluência na
base da amostra é proporcional à espessura de Lp. O
mesmo comportamento ocorreu experimentalmente e os
coeficientes angulares obtidos por ajustes são compatíveis entre si, 0,85 mm/mm (simulado) e 0,82 mm/mm
(experimental).
Além disso, a intensidade luminosa máxima e a fluência total transmitida através da amostra decrescem exponencialmente com a espessura da amostra tanto nos
resultados experimentais quanto nos calculados, figura 7,
62
e os pares de coeficientes de atenuação obtidos foram
próximos.
Todos estes resultados mostram que os resultados da
simulação de Monte Carlo são basicamente os mesmos
dos experimentais.
Agradecimentos
Ao CNPq pelo apoio financeiro e ao Laboratório de Óptica
do IFUSP.
Referências
1. Wang LH, Jacques SL, Zheng LQ. MCML – Monte Carlo modeling of photon
transport in multi-layered tissues. Computer Methods and Programs in
Biomedicine 1995; 47: 131-146. Software disponível em: http://omlc.ogi.
edu/software/mc/. Acessado em 31/3/2010.
2. Michels R, Foschum F, Kienle A. Optical properties of fat emulsions. Optics
Express 2008;16(8):5907-25.
Artigo Original
Estimativa de dose ovariana e dose na
entrada da pele em procedimentos de
embolização de artéria uterina
Estimate of ovarian dose and entrance skin dose in
uterine artery embolization procedures
Marcia C. Silva1, Felipe Nasser1, Breno B. Affonso1, Raimundo T. Araújo Jr.1,
Eduardo Zlotnik1, Marcos L. Messina1,2 e Edmund C. Baracat2
Hospital Israelita Albert Einstein (HIAE) – São Paulo (SP), Brasil
2
Hospital das Clínicas (FMUSP) – São Paulo (SP), Brasil
1
Resumo
O objetivo deste estudo foi estimar a dose ovariana e a dose na entrada da pele de pacientes submetidas ao procedimento de embolização de
mioma uterino (EMUT). Para isso, foram acompanhados 49 procedimentos de EMUT onde foram anotados os parâmetros de aquisição de imagem
para cálculo da DEP através do rendimento do tubo de raios-X. A estimativa de dose ovariana foi realizada através da inserção de uma sonda vaginal
contendo 3 pastilhas de TLD. Os valores obtidos foram comparados com resultados de outros autores e verificou-se um valor superior de dose
ovariana (28,97 cGy) e DEP (403,57 cGy) neste trabalho. A análise dos resultados permitiu observar que esse resultado foi obtido principalmente
devido ao alto número de séries de arteriografia e taxa de frames/segundo empregada. Como resultado dessas observações, o protocolo de EMUT
foi alterado baixando-se a taxa de frames/seg de 2 para 1. Esforços no sentido de reduzir o número de séries de arteriografia também passaram a
fazer parte dos procedimentos seguintes.
Palavras-chave: Embolização de mioma uterino, dose ovariana, dose na entrada da pele.
Abstract
The goal of this study was to estimate the ovarian dose and entrance skin dose (ESD) of patients who underwent uterine artery embolization (UAE)
procedure. To achieve this, 49 UAE procedures were accompanied where the parameters of image acquisition were recorded for the calculation of
the DEP from the output of the X-ray tube. The estimation of the ovarian dose was carried out by the insertion of a vaginal probe containing 3 TLD´s.
The obtained values were compared with the results of other authors and a higher value of ovarian dose (28,97 cGy) and ESD (403,57 cGy) was
found in this work. Analysis of the results allowed us to observe that this result was obtained mainly as a result of the high number of arteriography
series and the frames/second rates employed. Following on from these observations, the protocol of EMUT was altered reducing the frames/seg rate
from 2 to 1. Efforts with a view to reducing the number of arteriography series also became part of the next proceedings.
Keywords: Uterine artery embolization, ovarian dose, entrance skin dose (ESD).
Introdução
A embolização de artéria uterina em pacientes SUS
atendidas no Ambulatório de Ginecologia do Hospital
das Clinicas da FMUSP e portadoras de miomatose
uterina sintomática, vem sendo realizada no setor de
Radiologia Vascular Intervencionista do Hospital Albert
Einstein como parte de seu programa de responsabilidade social. Os critérios para a seleção das pacientes incluem: presença de sintomatologia (dor pélvica
crônica, menorragia, dismenorreia); estudo ultra-sonográfico da pelve compatível com miomatose uterina;
concordância, por escrito, com o termo de consentimento livre e com o protocolo de pesquisa, autorizado
pela Comissão de Ética.
O procedimento de embolização de mioma uterino
(EMUT) consiste no acesso e embolização da artéria uterina guiado por raios-X
Por se tratarem de mulheres muitas vezes ainda em
idade reprodutiva, tornou-se parte do projeto a inclusão da
estimativa de dose recebida por essas pacientes. Assim,
neste trabalho, foram estimadas as doses ovarianas (DO)
e na entrada da pele (DEP) das pacientes submetidas ao
procedimento de EMUT.
Correspondência: Marcia de Carvalho Silva - Rua Edgar Machado Santana, 53 - CEP: 05587-000 - Butantã - São Paulo (SP), Brasil. E-mail:[email protected]
63
Silva MC, Nasser F, Affonso BB, Jr. RTA, Zlotnik E, Messina ML, Baracat EC
Material e métodos
Foram acompanhados 49 procedimentos de EMUT em
pacientes com idade média de 36 anos (27 – 44), todos
realizados em um equipamento de Hemodinâmica Philips
Integris Allura. O procedimento consiste no acesso (via
cateter) e embolização das artérias uterina esquerda e direita. No início do procedimento, uma arteriografia pélvica
(taxa de 2 frames/segundo) é realizada para a identificação da anatomia vascular. A inserção de catéter é guiada
por fluoroscopia continua em projeções obliquas, usando
a técnica roadmap. Após o acesso da artéria uterina, a
embolização é feita por injeções de micropartículas usando fluoroscopia continua em modo PA e colimação fechada na área de interesse. Durante o procedimento, outras
tomadas de arteriografias podem ser realizadas quando
necessárias para controle. O tamanho de intensificador
de imagem selecionado durante todo o procedimento é
de 30 cm, com exceção de poucos casos em que a visualização da artéria era muito difícil e foi selecionado o
tamanho 22 cm, somente durante a passagem do cateter. Todas as arteriografias foram feitas no tamanho de
intensificador 33 cm.
Método para a estimativa da dose ovariana por dosimetro vaginal
Uma adaptação da proposta descrita por Nikolic et al.1 foi
usada para a estimativa de dose ovariana. Três dosimetros
termoluminescentes de Fluoreto de Lítio (TLD-100) são inseridos nas pacientes através de uma sonda vaginal nº
16. Uma pequena esfera de metal (marcador) é colocada
próxima às pastilhas de TLD´s para permitir uma melhor visualização da posição dos dosimetros dentro da paciente
(Figura 1). Após o término do procedimento os dosimetros são retirados e levados até uma leitora Harshaw QS
3500 onde são feitas as leituras das 3 pastilhas e calculada a média. A leitura de cada TLD é feita em unidades
de Coulomb (C) e a conversão para unidades Kerma no
Ar (Gray - Gy) é feita através da curva de calibração previamente levantada com uma câmara de ionização 60cc
e monitor 9015 da Radcal Inc pertencente ao Instituto de
Eletrotécnica e Energia da USP. A calibração foi realizada
no mesmo equipamento de Hemodinâmica usado durante
os procedimentos de EMUT, na tensão de pico de 75 kV.
Após a leitura, os dosimetros passam por um processo térmico antes de poderem ser usados novamente2.
O fator de conversão de Kerma no Ar para Dose
Absorvida usado foi 1.
Método para a estimativa da dose na entrada da pele
Em cada procedimento acompanhado foram anotados os parâmetros técnicos abaixo de cada fase do
procedimento:
Modo Fluoroscopia: Tamanho de Intensificador de
Imagem (II), Distância Foco-pele, Distância Foco-II, Tensão
(kVp), mA, Tempo acumulado (parcial e total), Colimação e
Ângulo de Rotação.
Modo Arteriografia: Tamanho de II, Distância Focopele, Distância Foco-II, Tensão (kVp), mAs, N° de Frames/s,
Colimação e Ângulo de Rotação
Os valores de Kerma no Ar Incidente (INAK) foram calculados pela equação 1:
⎛ 1 ⎞
INAK(mGy) = mAs ⋅ R(kV ) ⋅ ⎜
⎝ DFP ⎟⎠
2
(1)
Onde:
R(kV) = Rendimento do tubo (em mGy/mAs @ 1 metro)
para um dado valor de kV calculado através da curva de
rendimento do equipamento, determinada anteriormente
pelo Instituto de Eletrotécnica e Energia da USP, durante os
testes de Controle de Qualidade Anuais do equipamento.
DFP = Distância Foco-Pele (m)
Os valores de Dose na Entrada da Pele (DEP) foram calculados a partir dos valores de INAK usando a
equação 2:
DEP(mGy) = f ⋅ FRE ⋅ INAK (2)
Onde:
f = 1 (razão da dose absorvida no tecido pela dose absorvida no ar)
FRE = Fator de Retroespalhamento (dependente do
kV e do tamanho de campo irradiado). Os valores de FRE
usados foram os da ref.3 considerando um tamanho de
campo de 18 x 18 cm para campo aberto e 10 x 10 cm
para campo colimado.
Resultados
Figura 1. Sonda vaginal contendo 3 pastilhas de TLD. A seta
indica o marcador localizado na ponta da sonda.
64
Foram analisados os resultados obtidos dos 49 casos
acompanhados durante este estudo. Desses 49, a análise
da dose ovariana (DO) não foi possível em 7 casos devido
Estimativa de dose ovariana e dose na entrada da pele em procedimentos de embolização de artéria uterina
12000
Fluoroscopia
Arteriograﬁa
Total
10000
DEP (mGy)
8000
6000
4000
2000
0
1
2
3
4
5
6
7
8
9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22 23 24 25 26 27 28 29 30 31 32 33 34 35 36 37 38 39 40 41 42 43 44 45 46 47 48 49
Caso
Figura 2. Valores parciais de DEP para fluoroscopia e arteriografia e DEP total para cada um dos procedimentos acompanhados.
Tabela 1. Principais parâmetros e valores médios obtidos neste trabalho e por Nikolic e Vetter. Os valores entre parênteses são os
valores mínimos e máximos obtidos
Item
Nº de pacientes
Idade Média (anos)
Tempo médio de fluoroscopia (min)
Quantidade média de séries de Arteriografia
Total de Frames (média)
Dose ovariana média (cGy)
INAK (cGy) – Fluoroscopia
INAK (cGy) – Arteriografia
INAK Total Médio (cGy)
DEP Total Médio (cGy)
Este trabalho
49
36,3 (27 – 44)
26,7 (10,2 – 87,8)
9 (6 – 17)
181 (101 – 305)
28,97 (8,95 – 81,14)*
157,7 (38,0 – 738,0)
133,4 (45,8 – 338,9)
291,1 (105,8 – 826,9)
403,6 (143,5 – 1141,0)
Nikolic et al.1
20
43,7 (30 – 53)
21,89 (8,9 – 52,5)
44 (21 – 62)
22,34 (4,25 – 65,08)
-
Vetter et al.4
33
41 (22 – 55)
22,5 (8,9 – 42)
6 (2 – 13)
33 (15 – 89)
5,1
-
162,32 (66,01 – 303,89)
(*) Valor médio de 30 casos analisados.
a problemas na leitora de TLD e em 3 casos em que as
pacientes eram virgens e, portanto, foi respeitado seu desejo em não ter a sonda inserida. Também foram retirados
da análise de DO 10 casos em que a sonda não ficou bem
localizada dentro do feixe útil de radiação, resultando em
leituras muito mais baixas do esperado. Portanto, a análise de DO só foi feita em 30 dos 49 casos. O cálculo da
Dose na Entrada da Pele foi realizado em todos os 49 casos. A Figura 2 mostra os valores de DEP parciais para a
Fluoroscopia e para a arteriografia bem como a DEP Total
em cada um dos casos estudados. Dois casos excepcionalmente difíceis (21 e 38) tiveram um tempo acumulado
de fluoroscopia muito alto, resultando em maiores valores
de DEP.
A Tabela 1 apresenta os resultados dos valores médios
de tempo acumulado de fluoroscopia, número de séries
de arteriografia e número total de frames dos 49 casos
acompanhados. Apresenta, também, os valores médios
de Kerma no Ar incidente (INAK) calculados para o modo
fluoroscopia e para o modo aquisição (Arteriografia), bem
como do INAK e DEP Totais. Também são apresentados
os valores obtidos nos trabalhos de Nikolic et. al1 e Vetter
et al.4. Nikolic desenvolveu seu trabalho usando TLD´s
tanto para a estimativa de dose ovariana como de DEP.
Vetter usou técnicas de Monte Carlo e medidas de produto dose-área em seu estudo.
Os resultados mostram que a maior diferença entre os
resultados obtidos neste trabalho com relação aos de Nikolic
65
Silva MC, Nasser F, Affonso BB, Jr. RTA, Zlotnik E, Messina ML, Baracat EC
e Vetter está relacionada ao número total de Flags das arteriografias. A média de tempo acumulado de fluoroscopia foi
de 26,7 minutos, pouco acima daqueles obtidos por Nikolic
et al. e Vetter et al. Os resultados obtidos de Dose Ovariana e
Dose na Entrada da Pele neste trabalho estão acima daqueles obtidos por outros autores. Isso se deve principalmente
ao número maior de séries de arteriografia e de taxas de frame/segundo usados durante este trabalho.
As estimativas de DEP e INAK através da curva de rendimento do tubo nos permitiram observar que a dose devida as séries de arteriografia correspondem a aproximadamente metade da dose total recebida pela paciente e,
em alguns casos até mais, como mostra a Figura 2. Essa
conclusão nos levou a tomar a atitude de reduzir a taxa
de frames/segundo de 2 para 1. Também está sendo feito
um esforço no sentido de reduzir a quantidade de séries.
Essas alterações já foram colocadas em prática e o resultado deverá ser alvo de trabalho posterior.
A metodologia empregada na estimativa de Dose
Ovariana não é considerada ideal, pois o dosimetro vaginal
não fica exatamente localizado nos ovários4. Entretanto,
66
essa metodologia já foi empregada anteriormente2,5 e nos
permitiu comparar com os resultados obtidos por Nikolic.
Agradecimentos
Os autores agradecem à equipe de enfermagem do setor de Radiologia Vascular do Hospital Albert Einstein pelo
apoio e colaboração com este trabalho.
Referências
1. Nikolic B, Spies JB, Lundsten ML, Abbara S. Patient radiation dose associated
with uterine artery embolization. Radiology. 2000;214(1):121-5.
2. Barsanelli C. Metodologia de calibração de dosimetros termoluminescentes.
(Dissertação) Campinas (SP), Universidade Estadual de Campinas; 2003.
3. Petoussi-Henss N, Zankl M, Drexler G, Panzer W, Regulla D. Calculation of
backscatter factors for diagnostic radiology using Monte Carlo methods.
Phys Med Biol.1998;43(8):2237-50.
4. Vetter S, Schultz FW, Strecker EP, Zoetelief J. Patient radiation exposure in
uterine artery embolization of leiomyiomata: calculation of organ doses and
effective dose. Eur Radiol. 2004;14(5):842-8.
5. Hedgpeth PL, Thurmond AS, Fry R, Schmidgall JR, Rösch J. Radiographic
fallopian tube recanalization: absorbed ovarian dose. Radiology. 1991;
180(1):121-2.
Artigo Original
Análise preliminar das doses para avaliação
da qualidade da imagem em exames
radiográficos na Radiologia Veterinária
Preliminar analysis of doses to evaluate the image quality
in radiographic examinations in Veterinary Radiology
Ana Carolina B. C. F. Pinto 1,Mayara T. P. Dias. 1, Andréa C. Santos 1, Camila S. Melo 2,
Tânia A. C. Furquim2
1
Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia da Universidade de São Paulo (FMVZ/USP) – São Paulo (SP), Brasil
2
Instituto de Eletrotécnica e Energia da Universidade de São Paulo (IEE/USP) – São Paulo (SP), Brasil
Resumo
Este trabalho tem como objetivo analisar a dose radiológica e a qualidade da imagem da carta técnica utilizada para a realização de radiografias
de tórax e coxal de animais das espécies canina e felina. O estudo foi realizado no serviço de Diagnóstico por Imagem do Hospital Veterinário da
Faculdade de Medicina Veterinária e Zootecnia da Universidade de São Paulo, em dois equipamentos convencionais. Inicialmente, foram coletados
dados acerca das características físicas dos animais e da técnica utilizada para cada um dos 188 exames radiográficos de tórax e 52 exames de
coxal. Os animais foram alocados em diferentes grupos, de acordo com seu peso corpóreo. Para cada grupo, foram calculadas as médias de cada
quesito: espessura da região a ser radiografada, tensão, corrente elétrica, tempo de exposição, produto corrente-tempo, tamanho do filme utilizado,
presença ou ausência de bucky e foco (fino ou grosso). Com base nas médias do grupo de tamanho intermediário M (pesos menores que 5 kg para
gatos e entre 10,1 kg e 20 kg para cães), realizou-se a análise física da carta técnica atual, frente ao uso dos instrumentos: câmara de ionização
(para determinação do valor de kerma no ar), objetos simuladores (representativos da espessura do animal) e três dispositivos padrões de teste
que avaliam resolução espacial, resolução em baixo contraste e contraste-detalhe. As imagens obtidas foram analisadas e comparadas por um
físico e uma médica veterinária radiologista. Os resultados mostraram que os exames fornecem doses consideradas altas para técnicas utilizadas
principalmente para coxal. O equipamento A, apesar de fornecer doses mais altas, apresenta as melhores imagens para a maioria das projeções.
Porém, o estudo indica que, mesmo não havendo níveis de referência, estes exames devem passar por melhoria de qualidade de imagem.
Palavras-chave: Proteção radiológica, radiologia.
Abstract
This work has as objective to promote the analysis of the radiological doses and quality of the image of the technical letter used for the accomplishment
of thorax and coxal radiographic examination of animals of canine and feline species. The study was accomplished in the service of Diagnosis for
Image in Veterinarian Hospital of Veterinary Medicine and Zootecnia College of University of São Paulo, in two conventional equipment. Initially,
physical features of the animals and the technique used were collected for each one of the 188 radiographic examinations of thorax and 52
examinations of coxal. The animals were placed in different groups, according to their body weight. For each group, the averages for each feature
were calculated: thickness of the radiographed region, tension, electric current, time of exhibition, current product electric-time, size of the used film,
presence or absence of bucky and feature of focus (narrow or thick). On the basis of the averages of group M (of lesser weights that 5kg for cats
and between 10,1kg and 20kg for dogs), was executed a physical analysis of the current technical letter, using the equipments: ionization chamber
(to determinate the value of kerma in air), simulator objects (representative of the thickness of the animal) and three dispositive standards of test
that evaluate space resolution, resolution in low contrast and contrast-detail. The obtained images were analyzed and compared for a physicist and
a radiologist medical veterinary. The results had shown that the examinations supply dose considered high for techniques used mainly for coxal. The
equipment A, although to supply higher doses, presents the better images for the majority of the projections. However, the study indicates that there
aren’t exactly reference levels, but these examinations must pass for improvement of quality of image.
Keywords: Radiation protection, radiology.
Correspondência: Tânia A. C. Furquim – Instituto de Eletrotécnica e Energia da USP – Av. Prof. Luciano Gualberto, 1289, Cidade Universitária – CEP: 05508-010,
São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
67
Pinto ACB, Dias MTP, Santos AC, Santos AC, Melo CS, Furquim TAC
Introdução
O estudo radiológico é indispensável à rotina clínica da
medicina veterinária, devido a sua simplicidade e rapidez
na elucidação dos casos clínicos1.
Tendo em vista a crescente incorporação da radiologia
nos diversos segmentos da medicina veterinária, devese levar em consideração os possíveis efeitos biológicos
provocados pela exposição aos raios X. Nesse contexto,
percebe-se a importância dos estudos de otimização da
dose em exames radiográficos2.
A eficácia e o sucesso do exame radiográfico dependem da produção de uma imagem de boa qualidade,
levando-se em consideração os aspectos envolvidos na
radioproteção3.
A qualidade da imagem radiográfica é afetada pelos
fatores de exposição, tais como: corrente, tempo de exposição, tensão e distância foco-filme. Além desses fatores técnicos, envolve todas as variáveis relacionadas
aos tecidos radiografados. Depende, pois, da absorção
dos raios X pelos tecidos, determinada pela quantidade
e qualidade da radiação emitida, espessura da região a
ser radiografada, posicionamento e peso do animal, e pela
composição química de seus elementos4.
Apesar de não haver níveis de referência para exames
radiológicos veterinários, existem estudos que mostram
efeitos determinísticos em algumas espécies submetidas
a alguns tipos de exames5. Além disso, como cada exame
conta em média com duas ou três pessoas para segurar
os animais,.estabelecer uma carta técnica ótima em radiologia veterinária implica em uma quantidade muito menor
de repetições de radiografias, o que neste caso evita que
várias pessoas sejam irradiadas.
Desta forma, a otimização de uma carta técnica envolve uma análise crítica e criteriosa tanto da dose de radiação recebida pelo animal, bem como a análise mais
objetiva possível da qualidade da imagem radiográfica.
Material e métodos
A análise da carta técnica dos exames realizados no serviço de radiologia do Hospital Veterinário da Faculdade
de Medicina Veterinária e Zootecnia da Universidade de
São Paulo compreendeu a medição da grandeza dosimétrica de kerma no ar; e a análise da qualidade das
imagens, utilizando-se as técnicas empregadas atualmente no serviço.
Para tanto, utilizou-se uma câmara de ionização de 6
cm3, Radcal Co. para medição de kerma no ar na entrada
do paciente.
Para a análise da qualidade das imagens, utilizaramse objetos simuladores de polimetilmetacrilato na espessura da parte anatômica do paciente; bem como
os dispositivos de teste Test Tool ETR-1 Scanditronix
Wellhöfer; X-Check Rad – PTW e CDRAD Contrastdetail phantom para a avaliação de resolução de alto e
68
baixo contraste, curvas de contraste-detalhe e sensibilidade de atenuação.
Levantamento de dados
Durante 60 dias, realizou-se a coleta de dados de 240
animais, entre caninos (C) e felinos (F), submetidos a exames radiográficos de tórax (T) e coxal (C), nas projeções
látero lateral (LL) e ventro-dorsal (VD). As características
analisadas se resumiram a: espécie, raça, peso do animal,
categoria animal, projeção a ser radiografada, espessura
da região a ser radiografada, distância foco-filme, tensão,
corrente elétrica, tempo de exposição, produto correntetempo, tamanho do filme utilizado, presença ou ausência
de bucky, tamanho do foco (fino ou grosso) e equipamento de raios X utilizado Foram utilizados dois equipamentos
convencionais, designados de A e B. O quesito “categoria
animal” se baseou no agrupamento de animais de acordo com o peso que cada um apresentava. Com isso, foi
possível determinar cinco grupos para cães (PP, P, M, G e
GG) e dois para gatos (M e G). A partir dessa classificação,
foram utilizados os valores da categoria intermediária (M)
para a realização da análise física (animais com peso entre
10,1 kg e 20 kg para caninos; e com peso menor que 5 kg
para felinos). Com base nos dados dos grupos padrões,
foram calculadas as médias para cada quesito.
Avaliação da carta técnica
Esta etapa envolveu a medição de kerma no ar na entrada
do paciente e a obtenção de imagens dos dispositivos de
teste, para posterior avaliação da qualidade da imagem. O
estudo das imagens concentrou-se nos dados médios do
grupo padrão M.
O kerma no ar foi obtido a partir de três medições para
cada: equipamento, projeção radiográfica e região a ser
radiografada (T e C), calculando-se, por fim, a média de
kerma no ar.
Outro procedimento realizado envolveu a obtenção de
imagens para posterior avaliação de sua qualidade. Para
tanto, utilizou-se polimetilmetacrilato, de modo a reproduzir a espessura média do grupo padrão em questão,
para cada projeção radiográfica. Os dispositivos de teste
foram, pois, dispostos entre as placas de acrílico. As imagens foram obtidas com base na técnica média já explanada anteriormente. O mesmo foi realizado para cada grupo padrão, projeção radiográfica, equipamento de raios X
e região a ser radiografada.
Análise da qualidade das imagens
A fase em questão envolveu a avaliação das imagens obtidas na etapa anterior. Esta análise foi promovida e comparada por dois profissionais de áreas de atuação distintas: um físico e um médico veterinário radiologista, ambos
com experiência na avaliação de imagem radiológica. Os
quesitos a serem analisados em cada imagem gerada por
cada dispositivo de teste se encontram abaixo:
- ETR-1 Wellhöfer: resolução espacial e densidade
óptica.
Análise preliminar das doses para avaliação da qualidade da imagem em exames radiográficos na Radiologia Veterinária
- X-Check Rad: baixo contraste e resolução especial.
- CDRAD: obtenção da curva de contraste-detalhe e figura de qualidade de Imagem invertida (image quality
figure, IQFinv):
100
15
∑C
i
4,0
Kerma no ar (mGy)
IQFinvertid o =
5,0
(1)
• Di, és im o
3,0
2,0
1,0
0,0
PP
i=1
GG
Coxal LL - A
Coxal LL - B
Coxal VD - A
Tórax LL - B
Tórax VD - A
Tórax VD - B
Coxal VD - B
Tórax LL - A
6
Resolução espacial (pl/mm)
O levantamento de dados permitiu que se medisse o kerma no ar na entrada do paciente, para cada grupo padrão
e para cada exame. Como mostra a Figura 1, os valores
foram obtidos com os parâmetros técnicos utilizados rotineiramente. O kerma no ar na projeção coxal foi sempre
maior que tórax, e aumenta muito com o tamanho do animal. Percebe-se que para animais do grupo GG, o kerma
no ar alcança valores muito altos principalmente no equipamento B, para exames de coxal. Os exames de tórax
apresentaram kerma no ar em torno de 0,31 mGy, para
o grupo P, 0,35 mGy para o grupo M, 0,57 mGy para o
grupo G, e 0,78 mGy para o grupo GG. Para tórax, o equipamento B fornece os menores kermas no ar.
Como as imagens foram obtidas sempre para o grupo padrão M, a Figura 2 mostra que a resolução espacial
apresenta um comportamento melhor para exames de
tórax no equipamento A. No caso particular de CC-VD, alcança menores valores de dose e resolução maior. Porém,
vale ressaltar que a resolução como um todo pode ser
melhorada para os dois equipamentos.
Outro parâmetro de imagem avaliado foi o contraste-detalhe, quantificado pelo IQFinv. A Figura 3 também
mostra que para kermas no ar com valores próximos, o
equipamento A sempre apresenta melhor qualidade de
imagem. No caso de CC-VD, os kermas no ar apresentam
as melhores respostas. Este resultado indica que, exames
que requerem riqueza de detalhes, o A parece ser o equipamento indicado, apesar de apresentar um pouco mais
de dose em algumas projeções.
A avaliação de baixo contraste considera melhor o
resultado da imagem que consegue identificar menores
diferenças porcentuais de contraste. Assim, avaliandose a Figura 4 percebe-se que todos os exames feitos no
equipamento A possuem baixo-contraste melhor do que
os mesmos realizados no B em doses menores também.
G
Figura 1. Kerma no ar versus tamanho baseado no peso do
animal para todos os exames coletados de canino nos equipamentos A e B.
5
CF - LL E VD
TF - LL
TF - VD
TC - LL
TC - VD
TF - LL TF - VD
4
CC - VD
CC - LL
3
TC - VD
TC - LL
CC - LL
CC - VD
2
1
0
0
0,5
1
1,5
2
kerma no ar (mGy)
A
B
Figura 2. Kerma no ar versus resolução espacial para todos
os exames coletados de caninos e felinos nos equipamentos
utilizados.
4
CF - LL e VD
3,5
TF - LL
3
TC - LL
TF - LL
2
CC - VD
TF - VD
2,5
IQFinv
Resultados
M
Tamanho baseado no peso do Animal
CC - LL
TC - VD
TF - VD
CC - LL
TC - LL
1,5
1
CC - VD
TC - VD
0,5
0
0
0,2
0,4
0,6
A
0,8
1
1,2
1,4
1,6
1,8
2
Kerma no ar
(mGy)
B
Figura 3. Kerma no ar versus IQFinv invertido para todos os exames coletados de caninos e felinos nos equipamentos A e B.
24
Baixo contraste (%)
onde Di denota o diâmetro limite na coluna de contraste
Ci. Este parâmetro apresenta a propriedade que quanto
maior o valor do IQFinv melhor a qualidade da imagem.
P
20
TF - VD
TC - VD e LL
TF - LL
16
CC - LL
CC - VD
TC - LL
TF - VD
12
TF - LL
8
CF - LL e VD
4
C C - VD
TC - VD
C C - LL
0
Tendo em vista as características estruturais anatômicas da região torácica, percebe-se que a existência de
um gap de ar (correspondente à estrutura pulmonar)
0
A
0,2
0,4
B
0,6
0,8
1
1,2
1,4
1,6
1,8
2
Kerma no ar (mGy)
Figura 4. Kerma no ar versus porcentagem de baixo contraste
para todos os exames coletados de caninos e felinos nos equipamentos A e B.
69
Pinto ACB, Dias MTP, Santos AC, Santos AC, Melo CS, Furquim TAC
corrobora para a obtenção de uma imagem radiográfica
com alto contraste por si só. Desta forma, mediante as
características das estruturas anatômicas da região torácica, ao se avaliar a imagem espera-se que esteja reproduzido todo o padrão vascular em todo o pulmão bem
como as possíveis alterações passíveis de visualização
radiográfica envolvendo a região. Conclui-se que uma
imagem radiográfica de tórax de qualidade satisfatória
deve permitir uma acurada avaliação acerca de resolução espacial e detalhe, ou seja, para detalhes circulares,
espera-se que a imagem atinja um alto contraste de 0,7
mm e em baixo contraste de pelo menos 2 mm de diâmetro. Para detalhes lineares espera-se alto contraste de
pelo menos 0,3 mm e 2 mm de largura para baixo contraste. Levando em consideração essas características
da imagem, observou-se nas Figuras 1 e 2 que o equipamento A proporciona uma maior resolução espacial e
maior IQFinv, mas, nem sempre com as menores doses
que o equipamento B. Os resultados mostram que, as
imagens do equipamento B precisam ser melhoradas,
mesmo que isso aumente as doses. Uma radiografia
deve conter critérios mínimos de qualidade, mesmo que
a dose seja um pouco maior para alcançá-los, e evitando
a repetição de radiografia.
Em relação à região do coxal, busca-se identificar alterações principalmente em tecido ósseo. Devido a este
fato, para uma radiografia ser classificada como de qualidade satisfatória, esta deve apresentar bom contraste
em pequenos detalhes. Para isso, o dispositivo contrastedetalhe deve fornecer um valor maior de IQFinv e deve-se
distinguir objetos em baixo contraste. Esta característica
pode ser avaliada nas Figuras 3 e 4, onde percebe-se que
para a maioria dos tamanhos de animais o equipamento
A comporta-se adequadamente. Mesmo com valores de
qualidade de imagem comparativamente melhores que o
70
equipamento B, o equipamento A pode melhorar seu desempenho, otimizando-se a carta técnica.
Contudo, a otimização começou por avaliar a melhor
qualidade de imagem por tipo de exame, e em cada equipamento, prevendo que haveria uma redução na repetição
de radiografias. Os estudos continuam sendo realizados
para que a mesma qualidade de imagem seja alcançada
no serviço como um todo e o segundo passo, que a qualidade se mantenha diminuindo-se o kerma no ar.
O processo de otimização em radiologia veterinária é
mais complexa por haver uma variedade muito grande de
tamanhos e raças de animais, o que requer uma análise de
um grande número de imagens.
Agradecimentos
Os autores agradecem à FAPESP pelo apoio financeiro.
Referências
1. Ticer WJ. Técnicas Radiológicas na Prática Veterinária. 2 ed. Rio de Janeiro:
Roca; 1987.
2. Mattews K, Brenan PC. Optimisation of X-rays examinations: General
principles and an Irish perspective.Radiography. 2009; 15: 262-8.
3. Kotsubo MTK, Marchiori E, Azevedo ACP. Chest radiographs dosimetry
study using high kilovoltage techniques. Radiol Bras [homepage da
Internet]. 2003;36(3):163-7. [acesso em 2010 mar 17]. Disponível em
http://www.scielo.br/scielo.php?script=sci_abstract&pid=S010039842003000300008&lng=en&nrm=iso&tlng=en
4. Lapeire C. Semiologia Radiográfica nos Pequenos Animais. Tradução de
Lauro Santos Blandy. São Paulo: Andrei Editora; 1986.
5. Kiefer J, Kiefer I. Ludewig E, Gosh D, Oechtering G. Radiation hazards to
patients in diagnostic radiology: considerations on computed tomography in
dogs and cats. Proceedings of 15th Congress of the International Veterinary
Radiology Association, Búzios, Rio de Janeiro, Brasil, 2009.
Artigo Original
Controle de Qualidade de EC-99mTc:
determinação de pureza radioquímica e
investigação da influência de impurezas na
biodistribuição
Quality Control of 99mTc-EC: Determination of
radiochemical purity and investigation of the influence
of impurities in the biodistribution
Érika V. Almeida, Elisiane G. Monteiro, Edson V. Alves, Natanael G. da Silva, Neuza T. O.
Fukumori, Marycel F. de Barboza, Jair Mengatti, Margareth M. N. Matsuda e
Marina B. A. Vasconcellos
Diretoria de Radiofarmácia (DIRF) do Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares da Comissão Nacional de
Energia Nuclear (IPEN-CNEN) – São Paulo (SP), Brasil
Resumo
Radiofármacos de tecnécio meta-estável (99mTc) são os mais utilizados para a obtenção de imagens em Medicina Nuclear. L,L-etilenodicisteína (EC)
marcado com 99mTc (EC-99mTc) é usado para avaliar funções renais. O objetivo deste estudo foi determinar a pureza radioquímica (PRq) do EC-99mTc
por cromatografia em papel (CP) e cromatografia líquida de alta eficiência (CLAE), investigar a influência de impurezas na qualidade das imagens
cintilográficas e na biodistribuição em ratos. A determinação da PRq do EC-99mTc por CP foi desenvolvida utilizando-se papel Whatman 1MM e 3MM.
A fase móvel utilizada foi acetona e ácido acético 0,5 mol L-1 para determinação de 99mTcO4- e 99mTcO2, respectivamente. As análises por CLAE foram
executadas em equipamento Shimadzu (LC-20AT Prominence). A fase móvel foi constituída por tampão fosfato 12,5 mmol L-1 e etanol. Utilizou-se
fluxo de 1,0 mL min-1 e gradiente linear. Os ensaios biológicos foram desenvolvidos em ratos Wistar (250 g) obtidos do biotério do IPEN-CNEN/
SP. Injetou-se intravenosamente 0,370 MBq mL-1 de EC-99mTc. Os resultados das análises por CP Whatman 1MM e 3MM mostraram PRq do EC99m
Tc de até (98,76 ± 0,29)% e (98,70 ± 0,31)%, respectivamente. Os tempos de retenção para 99mTcO2 99mTcO4– e EC-99mTc foram 3,04; 5,08 e
10,06 minutos, respectivamente, para as análises por CLAE e a eficiência máxima de marcação foi (98,99 ± 0,04)% aos 30 minutos. EC-99mTc se
distribui rapidamente no compartimento plasmático e os estudos de biodistribuição mostraram distribuição normal de dose injetada nos órgãos
especificados. Ambos os métodos, CP e CLAE, podem ser utilizados na rotina do controle de qualidade para determinação de PRq por serem precisos
e rápidos. Os controles de qualidade biológicos mostraram a aplicação para exame diagnóstico da dinâmica da função renal.
Palavras-chave: Medicina nuclear, EC-99mTc, radiofármaco, pureza radioquímica, biodistribuição.
Abstract
Radiopharmaceuticals of meta-stable technetium (99mTc) are the most frequently used to obtain images in Nuclear Medicine. L, L-etilenodicisteína
(EC) labeled with 99mTc (99mTc-EC) is used to assess kidneys function. The aim of this study was to determine the radiochemical purity (RCP) of 99mTcEC by paper chromatography (PC) and high performance liquid chromatography (HPLC), to investigate the influence of impurities on the quality of
scintigraphy images and biodistribution in rats. The determination of the RCP of 99mTc-EC (99mTc-EC RCP) by PC was developed in Whatman 1MM
and 3MM chromatographic paper. The mobile phase used was acetone and 0.5 mol L-1 acetic acid for determination of 99mTcO4- and 99mTcO2,
respectively. The analyses by HPLC were carried out in Shimadzu equipment (Prominence LC-20AT). The mobile phase was composed of 12.5 mmol
L-1 phosphate buffer and ethanol. 1.0 mL min-1 flow rate and linear gradient were used. The biological tests were performed by injection of 0.370
MBq mL-1 99mTc-EC intravenously in Wistar rats (250 g) provided by the Animal Facility of IPEN-CNEN/SP. The results of analyses by Whatman 1MM
and 3MM PC showed RCP of 99mTc-EC up to (98.76 ± 0.29)% and (98.70 ± 0.31), respectively. Retention times of 99mTcO2, 99mTcO4- and 99mTc-EC
were 3.04, 5.08 and 10.06 minutes, respectively, in HPLC analyses and the maximum labeling efficiency of 99mTc-EC was (98.99 ± 0.04)% at 30
minutes. Tc99m-EC is rapidly reaches the plasma compartment and the biodistribution studies showed normal distribution of the injected dose in
specified organs. Both PC and HPLC methods can be used in the routine quality control for determination of RCP as they showed to be accurate and
fast. The biological quality controls showed application for diagnostic examination of the renal function dynamics.
Keywords: Nuclear medicine, 99mTc-EC, radiopharmaceutical, radiochemical purity, biodistribution.
Correspondência: Diretoria de Radiofarmácia (DIRF) – IPEN-CNEN/SP – Avenida Professor Lineu Prestes 2242 – CEP: 05508-000 – São Paulo (SP), Brasil –
71
Almeida ÉV, Monteiro EG, Alves EV, Silva NG, Fukumori NTO, Barboza MF, Mengatti J, Matsuda MMN, Vasconcellos MBA
Introdução
Radiofármacos de tecnécio meta-estável (99mTc) são os
mais utilizados para a obtenção de imagens em Medicina
Nuclear. 99mTc é um radioisótopo emissor de radiação
gama (g) pura com fótons de 140 keV, meia-vida física de
6 horas e possibilidade de vários estados de oxidação.
Em solução aquosa, o 99mTc(VII) e 99mTc(IV) são os mais
estáveis1,2.
O dímero L,L-etilenodicisteína (EC) marcado com
99m
Tc na forma pentavalente [99mTc(V)EC] pode ser obtido pela adição de pertecnetato de sódio (Na99mTcO4)
comercialmente disponível em geradores de molibdênio/
tecnécio (99Mo/99mTc). A Figura 1 apresenta a estrutura
do radiofármaco EC-99mTc, usado para avaliar algumas
funções renais como filtração glomerular, secreção e reabsorção tubular3.
A reação de complexação do 99mTc com (EC) pode
não ser eficiente, em conseqüência da qualidade do
eluído, de componentes do reagente liofilizado (RL) ou
de procedimentos inadequados utilizados na marcação. Nestes casos pode ocorrer a formação de impurezas radioquímicas dentre as quais se destacam
pertecnetato ( 99mTcO 4-) decorrente da não complexação e óxido de tecnécio ( 99mTcO 2). A determinação de
impurezas radioquímicas é essencial para comprovar a
qualidade do produto4.
Algumas técnicas cromatográficas têm sido utilizadas
para determinar a PRq do EC-99mTc. Almeida et al. desenvolveram um método por cromatografia líquida de alta eficiência (CLAE) para determinação de algumas impurezas
do EC-99mTc5.
O objetivo deste estudo foi determinar a PRq do EC99m
Tc por cromatografia em papel (CP) e CLAE, investigar
a influência de impurezas na qualidade das imagens cintilográficas e na biodistribuição em ratos.
Material e métodos
Reagentes
RL de EC e Na99mTcO 4 foram obtidos do IPEN-CNEN/
SP (Brasil). Acetona, ácido acético, etanol e outros reagentes utilizados foram obtidos da Merck (Alemanha).
A água foi purificada em sistema Milli-RX da Millipore
(França).
O
Tc
HOOC
S
N
HN
S
Figura 1. Estrutura de L,L-EC-99mTc [3].
72
COOH
Cromatografia em papel
A determinação da pureza radioquímica do EC-99mTc
por CP foi desenvolvida utilizando-se papel Whatman
(17,5 x 1,5 cm) 1MM e 3MM. A fase móvel aplicada foi
acetona (P.A.) e ácido acético 0,5 mol L-1 para determinação de 99mTcO4- e 99mTcO2, respectivamente. A cromatografia foi desenvolvida 30, 60 e 240 minutos após
a marcação. Após a secagem, as fitas foram cortadas
em segmentos de 1 cm, colocados em tubos e levados
ao contador gama (Auto-Gamma Cobra II, 5002 Series,
Perkin Elmer).
A porcentagem de impureza foi calculada considerando
o Rf (fator de retardamento) do 99mTcO4- (Rf 1,0) e do 99mTcO2
(Rf 0,0), conforme Equações 1 e 2, respectivamente.
99m
TcO −4 (% ) =
R adioatividade R f 1, 0
R adioatividade total
(1)
99m
TcO 2 (% ) =
R adioatividade R f 0, 0
R adioatividade total
(2)
A PRq foi obtida através da Equação 3.
% PRq = 100 - (% 99m TcO4-) - (%99mTcO2)
(3)
Cromatografia líquida de alta eficiência
A análise foi executada em equipamento de cromatografia líquida de alta eficiência Shimadzu, modelo
LC-20AT Prominence (Japão), composto por duas
bombas, degaseificador modelo DGU-20A 5, injetor
automático de amostras modelo SIL-20A, coluna cromatográfica de fase reversa Shim-Pack VP-ODS (250
x 4,6 mm, 5 μm), detector UV-visível modelo SPDM20A e detector de radioatividade Bioscan modelo
B-FC-3300.
A fase móvel foi constituída por tampão fosfato 12,5
mmol L-1 (fase aquosa) (pH 2,50) e etanol (P.A.) (fase
orgânica). Utilizou-se fluxo de 1,0 mL min-1 e gradiente
linear (100% fase aquosa a 100% fase orgânica) durante 15 minutos. 20 µL de amostra foram injetados. Todas
as amostras foram previamente filtradas em unidades
filtrantes de tamanho de poro de 0,22 µm. (Millipore).
As análises foram realizadas em temperatura ambiente
e em triplicatas.
A porcentagem de PRq foi calculada utilizando-se o
programa LCSolutions da Shimadzu.
Imagens cintilográficas e biodistribuição
Os ensaios biológicos foram desenvolvidos em ratos
Wistar (250 g) obtidos do biotério do IPEN-CNEN/SP.
Injetou-se intravenosamente 0,370 MBq mL-1 de EC-99mTc.
Os animais foram mantidos anestesiados e as imagens
cintilográficas foram obtidas em gama câmara (Gamma
Controle de Qualidade de EC-99mTc: determinação de pureza radioquímica e investigação da influência de impurezas na biodistribuição
Câmara Nucline TH 22 Mediso) após 30 minutos. Os animais foram sacrificados depois de 1 hora e a atividade dos
órgãos medidos em contador gama Capintec. Os resultados foram expressos como % de dose injetada (%DI) nos
diferentes órgãos.
A fase estacionária comumente usada para análise
de pureza radioquímica (PRq) do EC-99mTc é a ITLCSG (Instant Thin Layer Chromatography- Silica Gel).
Entretanto o fornecedor (Pall Corporation) não produzirá mais este material, sendo assim necessário o desenvolvimento de um método alternativo para o controle de qualidade.
Os resultados das análises por CP 1MM e 3MM
(Tabela 1) mostraram PRq do EC-99mTc de até (98,76 ±
0,29)% e (98,70 ± 0,31)%, respectivamente. Ambas as fases estacionárias têm-se mostrado eficientes no processo
de separação do produto/impureza e não foi observada
diferença significativa entre 1MM e 3MM.
A análise por CLAE (Figura 2) apresentou espécies
com tempos de retenção em 3,04; 5,08 e 10,06 minutos, correspondentes ao 99mTcO2, 99mTcO4– e EC-99mTc,
respectivamente. A espécie em 11,68 minutos não
foi identificada. Os resultados revelaram que EC-99mTc
apresentou eficiência máxima de marcação de (98,99
± 0,04)% aos 30 minutos enquanto que a eficiência
diminuiu para (98,56 ± 0,05)% após 240 minutos da
marcação.
Tabela 1. Comparação da média e do desvio-padrão da %PRq
de EC-99mTc, %99mTcO4– e %99mTcO2 obtida por CP.
1MM
3MM
n=3
Tempo
(min)
30
60
240
30
60
240
10,06
cpm (mV)
% PRq
%99mTcO4 -
%99mTcO2
98,36 ± 0,43
98,76 ± 0,29
98,34 ± 0,35
98,56 ± 0,29
98,70 ± 0,31
98,25 ± 0,33
0,48 ± 0,22
0,28 ± 0,26
0,44 ± 0,11
0,13 ± 0,03
0,22 ± 0,06
0,23 ± 0,15
1,17 ± 0,24
0,96 ± 0,04
1,22 ± 0,31
1,32 ± 0,29
1,09 ± 0,32
1,52 ± 0,22
40
0
3
6
9
Tempo de Retenção (min)
11,68
5,08
20
3,04
Os valores de PRq e das impurezas 99mTcO4– e 99mTcO2 obtidos na análise por CP em papel Whatman 1MM e 3MM,
30, 60 e 240 minutos após a marcação estão apresentados na Tabela 1.
O cromatograma do EC-99mTc após 30 minutos de
marcação na concentração radioativa de 55 MBq mL-1
está apresentado na Figura 2.
A Figura 3 apresenta a imagem cintilográfica para EC99m
Tc em rato Wistar.
A biodistribuição do EC-99mTc em diferentes órgãos
(%DI) está apresentada na Figura 4.
12
15
Figura 2. Cromatograma de EC-99mTc. Coluna Shim-Pack VPODS (250 x 4,6 mm; 5 μm); fase móvel: Na2HPO4 (0,0125 mol
L-1): C2H5OH, gradiente linear: 100% fase aquosa a 100% fase
orgânica. Fluxo da fase móvel: 1,0 mL min-1; volume de amostra: 20 μL.
Figura 3. Imagem cintilográfica para EC-99mTc em rato Wistar.
100
Rato 1
Rato 2
Rato 3
80
% DOSE INJETADA
Resultados
Papel
60
60
40
20
0
Bexiga
Carcaça
Fígado
ÓRGÃOS
Rins
Figura 4. Biodistribuição de EC-99mTc em ratos Wistar.
73
Almeida ÉV, Monteiro EG, Alves EV, Silva NG, Fukumori NTO, Barboza MF, Mengatti J, Matsuda MMN, Vasconcellos MBA
EC-99mTc se distribuiu rapidamente no compartimento plasmático e a imagem cintilográfica (Figura 3) mostrou
captação renal e eliminação via rins-ureteres-bexiga. A
porcentagem média de dose injetada (Figura 4) foi superior a 96% nos rins e bexiga, muito superior ao limite especificado pelo IPEN-CNEN/SP (rins + bexiga ≥ 80%). A
captação no fígado foi 2,55% da dose injetada também
abaixo do limite especificado (≤ 5%). Não foi observada
captação nas glândulas salivares e glândula tireóide o que
poderia ocorrer na presença de quantidade significativa de
pertecnetato livre. Os estudos de biodistribuição (Figura 4)
mostraram distribuição normal de dose injetada nos órgãos especificados.
Neste trabalho foram feitos o controle de qualidade radioquímico utilizando as técnicas CP e CLAE e o controle
biológico (imagem cintilográfica e biodistribuição) do EC99m
Tc produzido pelo IPEN-CNEN/SP.
Ambos os métodos, CP e CLAE, podem ser utilizados na rotina do controle de qualidade para determinação
de PRq por serem precisos e rápidos. Os controles de
qualidade biológicos mostraram a aplicação para exame
diagnóstico da dinâmica da função renal.
74
Agradecimentos
Ao IPEN e à DIRF pela infraestrutura, ao Conselho Nacional
de Pesquisa e Desenvolvimento Tecnológico (CNPq) pelo
apoio financeiro concedido a Érika V. Almeida.
Referências
1. Owunwanne A, Patel M, Sadek S. The handbook of radiopharmaceuticals.
New York: Chapman & Hallmedical; 1995.
2. Oliveira R, Santos D, Ferreira D, Coelho PMB, Veiga F. Preparações
radiofarmacêuticas e suas aplicações. Braz J Pharm Scien 2006; 42:151-65.
3. Mang’era KO, Bellande E, Pasqualini R, verbruggen A. Comparison of reversed
phase and reversed phase ion pair high performance liquid chromatography for
analysis of TcO and TcN complexes of L,L-ethylene dicysteine di-ethylester and
its acid analogues. J Pharm Biomed Anal 1996; 14: 1241-4.
4. Marques FLN, Okamoto MRY, Buchpiguel CA. Alguns aspectos sobre
geradores e radiofármacos de tecnécio-99m e seus controles de
qualidades. Rev Bras Cienc Farm 2001; 34(4):233–9.
5. Almeida EV, Fukumori NTO, Mengatti J, Silva CPG, Matsuda MMN.
Development and validation of 99mTc ethylene dicysteine and EC
determination method by HPLC. J Nucl Med Mol Imag 2008; 52:68-9.
Artigo Original
Correção de Atenuação em Aquisições
Renais com 99mTc - DMSA: comparação
entre os métodos de Raynaud e da Média
Geométrica
Attenuation Correction for Renal Scintigraphy with
99m
Tc - DMSA: analysis between Raynaud and
the Geometric Mean methods
Jackson Argenta, Cláudia R. Brambilla e Ana Maria M. da Silva
Núcleo de Pesquisa em Imagens Médicas da Faculdade de Física da Pontifícia Universidade Católica do
Rio Grande do Sul (PUC/RS) - Porto Alegre (RS), Brasil
Resumo
A avaliação do índice de função renal (IF) exige a correção de atenuação para tecidos moles. Este trabalho investiga o impacto sobre o IF, quando
a correção de atenuação é aplicada utilizando o método de Raynaud e o método da Média Geométrica em cintilografia renal plana, utilizando
imagens posteriores e anteriores. O estudo foi realizado com imagens obtidas por simulação Monte Carlo dos cinco modelos voxel da família GSF
com diferentes captações relativas em cada rim, desde normal (50% -50%) até patologias extremas (10%-90%). Os resultados mostraram que o
método de Raynaud corrige de forma mais eficiente os casos em que a profundidade renal é próxima ao valor do modelo padrão. O método da Média
Geométrica apresentou resultados semelhantes aos do método de Raynaud para os modelos Baby, Child e Golem. Nos modelos Helga e Donna, os
erros ficaram acima de 20%, aumentando com a captação relativa. Novos estudos devem ser realizados para avaliar influências do modelo padrão
nos métodos para correção de atenuação.
Palavras-chave: Correção de atenuação, quantificação, índice de função renal, cintilografia, medicina nuclear.
Abstract
The evaluation of the index of renal function (IF) requires soft-tissue attenuation correction. This paper investigates the impact over the IF, when
attenuation correction is applied using the Raynaud method and the Geometric Mean method in renal planar scintigraphy, using posterior and anterior
views. The study was conducted with Monte Carlo simulated images of five GSF family voxel phantoms with different relative uptakes in each kidney
from normal (50% -50%) to pathological (10% -90%). The results showed that Raynaud method corrects more efficiently the cases where the renal
depth is close to the value of the standard phantom. The geometric mean method showed similar results to the Raynaud method for Baby, Child and
Golem. For Helga and Donna models, the errors were above 20%, increasing with relative uptake. Further studies should be conducted to assess the
influences of the standard phantom in the correcting attenuation methods.
Keywords: Attenuation correction, quantification, index of renal function, scintigraphy, nuclear medicine.
Introdução
O índice de função renal (IF) representa uma importante informação para detecção de patologias renais. Este índice é
dado pelo percentual do radiofármaco 99mTc–DMSA absorvido pelo rim, em relação ao valor injetado no paciente. Um
método utilizado para obtenção do IF é através do delineamento de regiões de interesse (ROI) sobre os rins e fundo
na cintilografia renal plana. Essas regiões são comparadas
com a aquisição de um phantom ou modelo padrão1.
Entretanto, devido à profundidade dos rins, correções
quanto à atenuação de tecidos moles devem ser realizadas. Em aquisições planas da região posterior do paciente,
a correção de atenuação pode ser feita através do método
de Raynaud, multiplicando o IF pelo fator eμd, onde μ é o
coeficiente de atenuação para tecidos moles (0,12 cm-1)2 e
d é a profundidade renal (PR), sendo esta medida realizada
a partir do centro de cada rim até a porção posterior da
Correspondência: Ana Maria Marques da Silva, Faculdade de Física - Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul (PUCRS) – Av. Ipiranga, 6681,
Pr. 10, CEP: 90619-900 – Porto Alegre (RS), Brasil – E-mail: [email protected]
75
Argenta, J., Brambilla, C.R. e Marques da Silva, A.M.
pele na região dorsal. Comumente a PR é estimada através da fórmula empírica proposta por Raynaud3.
Outro método para correção de atenuação é feito através da Média Geométrica (MG) entre as aquisições planas,
anterior e posterior, do paciente sem exigir informações de
PR. Neste método, a MG das contagens obtidas das ROIs
nas imagens anteriores e posteriores é multiplicada pelo
fator eμL/2, onde L é a espessura do paciente4.
O objetivo deste trabalho foi investigar o impacto sobre os valores de IF, quando a correção de atenuação é
aplicada utilizando os métodos de Raynaud e da Média
Geométrica em imagens simuladas de Monte Carlo de
modelos antropomórficos da família GSF voxel phantoms5.
Material e métodos
Para reproduzir as características de exames de cintilografia renal, simulações de Monte Carlo utilizando o programa
SimSET6 foram realizadas para os modelos da família GSF
(Helga, Donna, Golem, Child e Baby)5. Estes modelos são
representações do corpo humano baseados em voxels,
de diferentes características anatômicas, idades e sexo.
Para cada modelo, atribuíram-se diferentes atividades aos
rins, de forma a reproduzir situações de captações relativas normais (50%-50%) até patologias extremas (10%90%). As aquisições planas nas projeções anterior e posterior foram simuladas com matrizes de 128 X 128 pixels
(pixel=0,3125 cm), utilizando colimador LEHR, cristal de
NaI(Tl), resolução energética de 10% e janela de energia
de 20% para um campo de visão (FOV) de 40x40 cm2.
Análise dos dados
As imagens foram analisadas com o programa DMSAQuant7,8, baseado no método de Raynaud (sem correção
de atenuação) para o cálculo do IF. Neste método, um
recipiente com valor conhecido de atividade é inserido em
um simulador de acrílico, denominado padrão, sendo realizada uma aquisição plana. Na aquisição da imagem plana da região posterior do paciente são utilizados os mesmos parâmetros da aquisição com o simulador. A partir do
delineamento de regiões de interesse (ROI) sobre os rins e
fundo, determina-se o número de contagens em relação
às contagens obtidas com o simulador1.
Foram utilizadas duas formas de delimitação de ROI
automáticas (espelhado e com subtração das contagens
Tabela 1. PR conhecida para o rim esquerdo, rim direito e calculada segundo a fórmula empírica de Raynaud3
Modelo
Baby
Child
Helga
Donna
Golem
76
Profundidade Renal (cm)
Rim esquerdo
Rim direito
Raynaud
2,34
2,21
2,55
4,18
3,98
3,84
8,52
7,88
8,65
8,57
8,20
8,85
6,25
6,57
6,23
de fundo)9. A Equação 1 mostra como é realizado o cálculo do IF:
IF =
N p − N p.f
Ns − Ns.f
(1)
× 100% onde, Np são as contagens do rim, Npf são as contagens
de fundo do rim, Ns são as contagens do padrão e Ns.f são
as contagens de fundo do padrão.
Segundo o método de Raynaud, para realizar a correção de atenuação (fora do programa DMSA-Quant), os
valores de IF são multiplicados pelo fator de correção eµd
para as contagens dos rins e do padrão. As PR dos modelos são determinadas a partir da fórmula empírica de
Raynaud (Equação 2):
(2)
d = a + (b × W ) + (c × H) + (e × espessura)
onde d é a profundidade renal PR em centímetros, W é a
massa do paciente em kg, H é a altura em metros e a, b
e c são constantes de acordo com a idade dos pacientes.
O último termo da expressão é utilizado para pacientes
obesos, sendo e=0,267 e a espessura é a menor medida
entre a região anterior e posterior na altura do umbigo3. Os
resultados são apresentados na Tabela 1.
Para correção de atenuação do IF através do método
da MG, a Equação 3 foi utilizada:
IF =
(N p. a − N p. a.f ) × (N p. p − N p. p.f ) × e
(Ns − Ns.f ) × e(Pr . μ )
(μ.
L
2
)
(3)
× 100%
Npa são as contagens do rim na imagem anterior, Npaf são
as contagens de fundo do rim na imagem anterior, Npp são
as contagens do rim na imagem posterior e Nppf são as contagens de fundo do rim na imagem posterior. eµ(L/2) é o fator
de correção para atenuação do paciente e e(PR.μ) é o fator
de correção de atenuação para o padrão. L é a espessura
do corpo do paciente e a PR é a profundidade “renal” do
modelo padrão, no qual foi utilizado o mesmo padrão do
método de Raynaud. Para obter o valor de L em cada modelo, foram realizadas medidas da espessura do corpo nos
cortes em que os rins estavam presentes, seguindo a linha
das vértebras. Foi utilizado o valor médio das medidas.
Em ambas as correções o valor de μ utilizado foi
0,12 cm-1.2 Os resultados foram comparados utilizando a
Equação 4 para determinar os erros percentuais sobre os
IF, corrigidos pelos dois métodos, em relação aos IF.
%Erro =
IF _ real − IF _ corrigido
× 100%
IF _ real
(4)
Os valores reais do IF são conhecidos, pois a atividade
que foi inserida nos modelos e no padrão é conhecida da
simulação.
Correção de Atenuação em Aquisições Renais com 99mTc - DMSA: comparação entre os métodos de Raynaud e da Média Geométrica
Resultados
As imagens simuladas para o modelo Child são apresentadas nas Figuras 1 e 2.
A imagem simulada do modelo padrão utilizado para o
cálculo do IF é apresentada na Figura 3.
Os erros sobre o IF para diferentes captações relativas são mostrados, para ambos os métodos de correção
(a)
(b)
(c)
de atenuação nas figuras que seguem. Os resultados para
correção de atenuação nos modelos Baby (Figura 4), Child
(Figura 5) e Golem (Figura 6), mostraram pouca diferença entre
os métodos, sendo no Child mais eficiente o método de MG.
Os resultados para os modelos Donna (Figura 7) e
Helga (Figura 8) mostraram grande variação entre os métodos. Os erros para o método da MG mantiveram-se acima de 20% em todas as captações relativas.
Figura 3. Aquisição do padrão (modelo de Raynaud).
Erro de IF x Captação relativa
MG rim esq
Raynaud rim esq
60.000
40.000
20.000
(d)
(e)
(f)
Erro IF
0.000
-20.000
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
-40.000
-60.000
-80.000
-100.000
Captação relativa (%)
(g)
(h)
(i)
Figura 1. Captação relativa para o modelo Child na projeção
posterior: (a) 90% - 10%; (b) 80% - 20%; (c) 70% - 30%; (d)
60% - 40%; (e) 50% - 50%; (f) 40% - 60%; (g) 30% - 70%; (h)
20% - 80%; (i) 10% - 90%.
Figura 4. Erros do IF versus captação relativa utilizando os métodos de Raynaud e MG para correção de atenuação do rim
esquerdo no modelo Baby.
MG rim esq
Raynaud rim esq
60.000
40.000
Erro IF
20.000
0.000
-20.000 0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
-40.000
-60.000
-80.000
-100.000
(a)
(b)
(c)
esquerdo no modelo Child.
(d)
(e)
MG rim esq
Raynaud rim esq
60.000
(f)
40.000
20.000
Erro IF
0.000
-20.000 0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
-40.000
-60.000
(g)
(h)
(i)
Figura 2. Captação relativa para o modelo Child na projeção
anterior: (a) 90% - 10%; (b) 80% - 20%; (c) 70% - 30%; (d)
60% - 40%; (e) 50% - 50%; (f) 40% - 60%; (g) 30% - 70%; (h)
20% - 80%; (i) 10% - 90%.
-80.000
-100.000
esquerdo no modelo Golem.
77
Argenta, J., Brambilla, C.R. e Marques da Silva, A.M.
MG rim dir
Raynaud rim dir
60.000
40.000
Erro IF
20.000
0.000
-20.000 0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
-40.000
-60.000
-80.000
-100.000
Captação relativ a (%)
esquerdo no modelo Donna.
MG rim dir
Raynaud rim dir
60.000
40.000
A influência do μ nos resultados também não pode ser
descartada. No entanto, não existe na literatura2 um consenso sobre qual o melhor valor a ser utilizado. Também
destacamos a possibilidade de flutuação sobre o IF devido à dificuldade de determinação da largura L na altura
dos rins dos modelos, sendo esta uma variável decisiva na
correção de atenuação.
Neste trabalho foi utilizado como modelo padrão para
as contagens da atividade total, o modelo do padrão de
Raynaud para ambos os métodos. Sugerimos a realização
de novos trabalhos com o padrão de “seringa” a 30 cm do
detector para o método da MG. Novos estudos também
devem ser realizados para avaliar influências em relação
à geometria do padrão de Raynaud, pois este pode nem
sempre representar corretamente o espalhamento e atenuação que ocorrem em aquisições cintilográficas renais
em humanos.
20.000
Erro IF
0.000
-20.000
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
-40.000
-60.000
-80.000
-100.000
esquerdo no modelo Helga.
Para a detecção de patologias renais através do IF é extremamente importante que os valores quantificados sejam
confiáveis. Diferentes métodos são utilizados para correção de atenuação representando uma grande variação
sobre os valores de IF quando empregados.
O método de Raynaud produziu resultados com pequenas flutuações em todos os modelos, tendo os menores erros no Baby, Donna e Helga.
O método da MG teve seus melhores resultados
no modelo Child, sendo o erro menor comparado ao
Raynaud. Nos modelos Helga e Donna, os erros ficaram
acima de 20%, aumentando com a captação relativa.
Considerando que estes modelos apresentam diferenças
anatômicas peculiares em relação aos demais (peso, diferenças de PR entre os rins e diferentes geometrias de fonte renal e obesidade), este resultado é um forte indicador
de que outros fatores para correção de atenuação para
esses modelos (biotipo de pacientes) devem ser avaliados
com maior cuidado.
78
Agradecimentos
Este trabalho teve o apoio do Fondo Regional para La
Innovación Digital de La America Latina y Caribe (FRIDA)
e FINEP.
Referências
1. Raynaud C, Jacquot C, Freeman LM. Measuring renal uptake of 197HgCl2 by
gamma camera. Radiology. 1974;110(2):413-7.
2. Hindié E, Buvat I, Jeanguillaume C, Prigent A, Galle P. Quantitation in
planar renal scintigraphy: which m value should be used. Eur J Nucl Med.
1999;26(12):1610-3.
3. Raynaud C, Knipper M. The Problem of Renal Depth. In: Raynaud C, editor.
The renal uptake of radioactive mercury (197HgCl2), Springfield: Charles C
Thomas; 1976. p. 62-4.
4. Jönsson L, Ljungberg M, Strand SE. Evaluation of Accuracy in Activity
Calculations for the Conjugate View Method from Monte Carlo Simulated
Scintillation Camera Images Using Experimental Data in an Anthropomorphic
Phantom. J Nucl Med. 2005;46(10):1679-86.
5. Petoussi-Henss N, Zanki M, Fill U, Regulla D. The GSF family voxel
phantoms. Phys Med Biol. 2002;47(1):89-106.
6. SimSET (Simulation System for Emission Tomography). Division of Nuclear
Medicine of University of Washington. [homepage da internet]. [citado
16 mar 2010]. Disponível em: http://depts.washington.edu/simset/html/
simset_main.html.
7. Radiopharmacus. DMSAQuant. Porto Alegre, 2007. Arquivo eletrônico.
8. Brambilla CR. Impacto da Determinação da Profundidade Renal na
Quantificação Renal Absoluta em Estudos de Cintilografia Plana com
99mTc-DMSA. 117f. Monografia (Graduação em Física Médica) –
Faculdade de Física, Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul,
Porto Alegre, 2007.
Artigo Original
Propriedades magnéticas e biocompatíveis
de nanocompósitos para utilização em
magneto-hipertermia
Biocompatible and magnetic properties of
nanocomposites for use in magnetohyperthermy
Vinícius F. Castro1, Juliana Celestino1, Alvaro A. A. de Queiroz1 e Filiberto G. Garcia2
Instituto de Ciências Exatas do Departamento de Física e Química da Universidade Federal de Itajubá (UNIFEI) –
Itajubá (MG), Brasil
2
Instituto de Ciência Exatas do Departamento de Física e Química da UNIFEI – Itabira (MG), Brasil
1
Resumo
Neste trabalho, estudou-se as propriedades magnéticas e biocompatíveis de nanoesferas transportadoras de partículas magnéticas de Y3Fe5-xAlxO12 (YFeAl)
baseadas no polímero diglicidil éter do bisfenol-A (DGEBA). Partículas magnéticas de YFeAl monodispersas e com tamanho igual a 15 nm foram preparadas
através da decomposição térmica de complexos de ferro (III) na presença de oleilamina [6]. Nanoesferas contendo partículas policristalinas de Y3Fe5-xAlxO12
(0≤x≤2) foram preparadas utilizando a técnica de polimerização em dispersão utilizando o dietilenotriamina (DETA) como agente endurecedor. As nanoesferas
sintetizadas foram caracterizadas por difração de raios-X (XRD) e microscopia eletrônica de varredura (SEM). A temperatura Curie (TC) foi determinada a partir
das medições de susceptibilidade magnética no intervalo de 223-573 K. A microscopia eletrônica de varredura (MEV) indicou uma distribuição monomodal
de tamanho. No intervalo de composição 1.5≤x≤1.8, as nanoesferas exibiram Tc modulável no intervalo de interesse da hipertermia. A fim de avaliar a
possível influência das nanoesferas de DGEBA/YFeAl nas células de mamíferos, testes de citotoxicidade foram realizados. Foi observado que as nanoesferas
não afetaram a viabilidade das células ou a taxa de crescimento da cultura celular. Esses resultados sugerem que as nanopartículas de Y3Fe5-xAlxO12
encapsuladas pelo sistema DGEBA/DETA representam uma alternativa promissora no tratamento de tumores malignos através da magneto-hipertermia.
Palavras-chave: Magneto-hipertermia, DGEBA, nanoesferas, câncer.
Abstract
In this work the biocompatible and magnetic properties of Y3Fe5-xAlxO12 (YFeAl) nanospheres carriers based on diglycidyl ether of bisphenol A (DGEBA)
is presented. Monodisperse magnetic particles of YFeAl and 15 nm on size distribution of were prepared by thermal decomposition of complexes of iron
(III) in the presence of oleilamine. Nanospheres containing particles of polycrystalline Y3Fe5-xAlxO12 (0 ≤ x ≤ 2) were prepared using the dispersion
polymerization technique using Diethylenetriamine (DETA) as a hardener. The synthesized microspheres were characterized by X-ray diffraction (XRD) and
scanning electron microscopy (SEM). The Curie temperature (Tc) was determined from measurements of magnetic susceptibility in the range of 223-573
K. The scanning electron microscopy (SEM) indicated a monomodal distribution in size of the synthesized nanospheres. In the composition range of 1.5 ≤
x ≤ 1.8, the nanospheres exhibited Tc scalable in the range of magnetohyperthermy interests. To assess the possible influence of nanospheres of DGEBA
/ YFeAl in mammalian cells, cytotoxicity tests were performed. It was observed that the nanospheres did not affect the viability of cells or the growth rate
of cell culture. These results suggest that nanoparticles of Y3Fe5-xAlxO12 encapsulated by the system DGEBA/DETA represent a promising alternative for
the treatment of malignant tumors by magnetohyperthermia.
Keywords: Magnetohyperthermy, DGEBA, nanospheres, cancer.
Introdução
O câncer representa atualmente uma das principais causas da mortalidade entre os seres humanos, representando mais do que uma simples enfermidade. Apesar de todo
o avanço alcançado na medicina clínica preventiva, o câncer continua sendo uma ameaça oculta, de surgimento
inesperado e pronunciada.
A evolução da medicina ao longo do último século
promoveu uma importante alteração neste prognóstico
desfavorável, permitindo que um grande percentual dos
portadores de câncer tenha atualmente a oportunidade da
cura ou significativo aumento de qualidade de vida como
uma realidade significativamente viável.
A acentuada redução da mortalidade por câncer
no presente século é conseqüência de vários fatores,
Correspondência: Vinícius Fortes de Castro – Rua Guilhermina Rennó da Silva, 51, São Vicente – CEP: 37502-024 – Itajubá (MG), Brasil –
79
Castro VF, Celestino J, de Queiroz AAA e Garcia FG
destacando-se o desenvolvimento de políticas de saúde
que visam à prevenção, avanço alcançado nos métodos
de diagnóstico e métodos cirúrgicos e o desenvolvimento
de novos agentes quimioterápicos vetorizados.
Atualmente são cinco as modalidades convencionais
empregadas no tratamento do câncer: cirurgia, quimioterapia, radioterapia, hipertermia e imunoterapia1. Destas
cinco modalidades, nenhuma delas por si só, consegue a
erradicação total do tecido tumoral maligno.
A hipertermia pertence à lista dos tratamentos convencionais aceitos pela “American Cancer Society” e continua
sendo uma das mais poderosas modalidades terapêuticas para melhorar a evolução dos pacientes com câncer2.
Também é um dos melhores coadjuvantes que aumenta a
eficácia da radioterapia e da quimioterapia. Neste sentido,
os experimentos clínicos de Fase III comprovam que quando a hipertermia foi associada com a radioterapia, ela melhorou o controle local do melanoma de 28% para 46% em
2 anos de acompanhamento; provocou aumento da remissão total do câncer recorrente de mama de 38% para 60%,
aumentou o índice de remissão total do câncer avançado
cervical de 57% para 82% e no glioblastoma multiforme aumentou a sobrevida de 2 anos de 15% para 31%3.
A hipertermia é um procedimento terapêutico empregado para proporcionar aumento de temperatura em uma
região do corpo que esteja afetada por uma neoplasia,
com o objetivo de causar a lise das células cancerosas.
Seu princípio de funcionamento se baseia no fato de que
a temperatura de 41°C a 42°C tem o efeito de destruir
diretamente as células tumorais, uma vez que estas são
menos resistentes a aumentos bruscos de temperatura do
que as células normais circunvizinhas.
O aumento de temperatura requerido pela hipertermia
pode ser atingido, entre outros métodos, pelo uso de nanopartículas magnéticas, processo este conhecido com o
nome de magneto-hipertermia ou magnetotermocitólise4.
Quando submetidas à ação de um campo magnético externo de freqüência alternada, as nanopartículas magnéticas são aquecidas. O uso de nanopartículas magnéticas
(monodomínios magnéticos) é preferível as micropartículas
(multidomínios magnéticos) uma vez que nanopartículas
magnéticas respondem mais eficientemente a campos externos absorvendo destes mais energia.
De maneira geral, nanopartículas magnéticas têm recebido atenção especial para a utilização no tratamento do câncer pela técnica hipertêmica por poderem ser
guiadas ou localizadas em um alvo específico por campos magnéticos externos. A possibilidade da vetorização
de nanopartículas magnéticas através de gradientes de
campos magnéticos levou ao desenvolvimento de várias
técnicas de encapsulamento de partículas magnéticas
de forma que os sistemas obtidos se tornassem efetivos
carreadores de drogas com especificidade tumoral para a
liberação controlada de agentes quimioterápicos.
Um pré-requisito importante para a utilização clínica da
magneto-hipertermia é que as nanopartículas devem apresentar baixos níveis de toxicidade, assim como um elevado
80
momento de saturação que permita minimizar as doses requeridas. Neste contexto, cerâmicas com composição do
tipo Ítria-Ferro-Alumínio (YFeAl) aparecem como um candidato promissor, visto que possuem uma alta temperatura
de Curie (TC) e elevado momento de saturação5. Entretanto,
tais partículas possuem elevada citotoxicidade, sendo necessário desenvolverem-se técnicas de encapsulamento
que imputem às nanopartículas ferromagnéticas as propriedades biocompatíveis necessárias para uma aplicação da
magneto-hipertermia de modo clinicamente seguro.
Neste trabalho, propomos o desenvolvimento de metodologias para obtenção “in situ” de sistemas que utilizam resinas epoxídicas e sistemas orgânicos arborescentes para o encapsulamento de ferritas de YFeAl de baixa
dimensionalidade e toxicidade destes sistemas para o organismo biológico.
Nanopartículas monodispersas de MFe2O4 (M=Y, Al) com
tamanho igual a 15 nm (Figura 1) foram sintetizados através da decomposição térmica de complexos de ferro (III)
na presença de oleilamina6.
Nanoesferas contendo as partículas ferromagnéticas
de YFeAl foram obtidas através da técnica de polimerização em dispersão. As nanopartículas de YFeAl foram previamente dispersas na solução do monômero epoxídico
diglicidil éter de bisfenol A (DGEBA):poliglicerol (1:1). Após
homogeneização a 800 rpm por 2 horas adicionou-se a
dietilenotriamina (DETA) como agente de cura. O sistema
foi transferido para óleo mineral sob forte agitação (1200
rpm) e o sistema aquecido até 130 ºC por 15 h. Ao término
da reação, as microesferas foram lavadas exaustivamente
com etanol, clorofórmio para a remoção de impurezas e
secassob vácuo a 50 °C, por 72 horas.
O aspecto morfológico das microesferas foi observado com o auxílio de microscópio eletrônico de varredura
(MEV, Phillips XL 30) e a análise de distribuição de tamanhos foi efetuada utilizando o software para aquisição e
o tratamento computacional de imagens para análise da
distribuição de tamanhos.
O ensaio da citotoxidade das nanoesferas híbridas
orgânicas-inorgânicas de YFeAl foi realizado utilizandose células de ovário de hamster chinês, ATCC CHO k1
(American Type Culture Collection)7.
O processo de encapsulamento das partículas magnéticas obtidas neste trabalho é de fundamental importância
para a obtenção de materiais implantáveis com propriedades biocompatíveis. A importância de polímeros DGEBA
curado por DETA como biomateriais se deve à sua inércia
química e compatibilidade com o sangue, como demonstrado em nossas publicações mais recentes8.
Propriedades magnéticas e biocompatíveis de nanocompósitos para utilização em magneto-hipertermia
Figura 2. Curva de histerese à temperatura ambiente (25 ºC)
dos nanopós de YFeAl.
1000
A Figura 1 ilustra as micrografias MEV das nanopartículas de YFeAl e, as microesferas de DGEBA/YFeAl obtidas
neste trabalho. Com relação à distribuição de tamanho
das partículas de YFeAl (Fig. 1A) observa-se um tamanho
médio em torno de 15 nm. Um dos fatores mais importantes na obtenção de nanopartículas para tratamento de
hipertermia magnética é a distribuição dos tamanhos das
partículas. A síntese de nanoesferas ferromagnéticas neste trabalho tem levado a uma distribuição de tamanhos
de partículas relativamente homogênea. A distribuição
homogênea quanto ao tamanho das partículas favorece
o processo de conversão da energia magnética em calor
uma vez que os proporciona uma distribuição homogênea
da temperatura dentro do tecido tumoral.
As nanoesferas de DGEBA/YFeAl (Fig. 1B) apresentam
uma distribuição de tamanhos entre 30 e 60 nm. O diâmetro médio dos capilares sanguíneos do fígado situa-se
entre 4 a 16 μm logo, o diâmetro das nanoesferas obtidas
neste trabalho parece ser conveniente para o tratamento
de tumores malignos presentes no fígado através da técnica de hipertermia.
As propriedades magnéticas das amostras exibiram
superparamagnetismo com valor de magnetização de saturação de -53,7 meu/g (Fig. 2).
Considerando-se a área sob a curva na Figura 2,
calculou-se a energia magnética presente nas cerâmicas
ferromagnéticas quando estas foram submetidas a um
campo magnético. A Figura 3 mostra a energia de magnetização em função da concentração de ferro. Observa-se
uma forte dependência da energia magnética estocada
em função da concentração de Ferro (mol %).
-3
)
800
Energia magnética (J.m
Figura 1. Distribuição do tamanho de partículas e micrografias
do microscópio eletrônico de varredura (MEV) de partículas de
YFeAl (A) e microesferas do nanocompósito DGEBA/YFeAl (B).
600
400
200
0
0
5
10
15
20
25
30
Ferro (mol%)
Figura 3. Energia Magnética (J.m3) versos concentração de
Ferro (mol%).
O ensaio de citotoxicidade de biomateriais é efetuado
conforme a ISO 10.993-part 5. A linhagem celular recomendada é que seja uma linhagem celular estabelecida
de mamíferos obtida de um repositório reconhecido como
o American Type Culture Collection (ATCC). É utilizada no
ensaio uma cultura de células de ovário de hamster chinês
(ATCC CHO K1).
Na Figura 5, são apresentadas as curvas de viabilidade
celular das nanoesferas magnéticas de YFeAl. As amostras apresentaram comportamento semelhante ao controle negativo, não tóxico, com IC50% maior que 50%.
Conclusões
Nanopartículas magnéticas de 15 nm foram encapsuladas por DGEBA e curadas com DETA. Nanoesferas com
81
Castro VF, Celestino J, de Queiroz AAA e Garcia FG
120
280
N ão cito tóx ico
240
Succinate dehydrogenase activity (%)
100
200
160
TC (ºC)
(A )
120
80
40
P ou co cito tóx ico
80
(C )
60
M ode rada m ente citotóxico
40
E levad a citotoxicidad e
20
(B )
0
0
0
0,0
0,5
1,0
1,5
2,0
2,5
3,0
2
3
4
5
T im e (W ee ks)
A l (m ol% )
Figura 4. Dependência da temperatura de transição de Curie
(TC) de cerâmicas YFeAl em função da composição de Al.
Figura 5. Citotoxicidade das nanocapsulas magnéticas DGEBA/
YFeAl (C). Em (A) e (B) tem-se os controles positivos e negativos,
respectivamente.
distribuição de tamanhos entre 30-60 nm, transportadoras das partículas magnéticas YFeAl foram obtidas e caracterizadas quanto às suas propriedades magnéticas e
biocmpatíveis. A microscopia eletrônica de varredura indicou uma distribuição monomodal de tamanho e temperatura de transição de Curie dependente da composição da
cerâmica YFeAl. Ensaios biológicos indicam que o nanocompósito obtido não afetou o crescimento de células de
mamíferos e ao mesmo tempo apresentou temperatura de
transição de Curie dependente da composição de Al na cerâmica. Esses resultados sugerem que as nanopartículas
de Y3Fe5-xAlxO12 encapsuladas pelo sistema DGEBA/DETA
representam uma alternativa promissora no tratamento de
tumores malignos através da magneto-hipertermia.
Referências
Agradecimentos
Os autores expressam seus agradecimentos aos órgãos
de fomento à pesquisa Finep, CNPq, Capes e Fapemig
pelo auxílio financeiro ao desenvolvimento deste projeto.
Também fica expresso nosso agradecimento à FUPAI
pelo auxílio fornecido para participação do XIV Congresso
Brasileiro de Física Médica.
82
1
1. Modalities of Cancer Therapy. [homepage da internet] [citado 2009 Aug
13]. Disponível em: http://www.merck.com/mmpe/sec11/ch149/ch149b.
html#CACFCFDG
2. Overgaard, J. The current and potential role of hyperthermia in radiotherapy.
Intern J Rad Onc Biol Phys 1989; 6: 535-49.
3. Vernon C. Hyperthermia in cancer growth regulation Phase III. Biotherapy
1992;4(4):307-15.
4. Tartaj P, Morales MP, Veintemillas-Verdaguer S, Gonzales-Carreño T,
Serna JC. The preparation of magnetic nanoparticles for applications in
biomedicine. J Phys D: Appl Phys 2003;36:R182-R197.
5. Sun S, Zeng H. Size-controlled synthesis of magnetite nanoparticles. J Am
Chem Soc. 2002;124(28):8204-5.
6. Queiroz AAA, Passos ED, Silva MR, Higa OZ, Bressiani AHA, Bressiani JC.
Biocompatible superparamagnetic nanospheres for the cancer treatment.
Apresentado no III Congresso Latino Americano de Órgãos Artificiais e
Biomateriais (COLAOB). Campinas (SP), 2004, p. 182.
7. International Organization for Standardization. “Biological evaluation of
medical devices tests for citotoxicity: in vitro methods”, ISO 10993-5
(1999 E).
8. Garcia FG, Leyva ME, Queiroz AAA, Higa OZ. Epoxy networks for medicine
applications: mechanical properties and in vitro biological properties. J Appl
Polym Sci. 2009;112:1215-25.
Artigo Original
Quantificação metabólica absoluta in
vitro por espectroscopia de ressonância
magnética
In vitro absolute metabolic quantification by magnetic
resonance spectroscopy
Felipe R. Barreto, Carlos E. G. Salmon
Departamento de Física e Matemática, Universidade de São Paulo, Ribeirão Preto, Brasil
Resumo
Neste projeto estimamos os tempos característicos de relaxação nuclear (T1 e T2) do 1H in vitro da água e dos seguintes metabólitos presentes
no cérebro humano: N-Acetil-Aspartato (NAA), Colina (Cho), Creatina (Cr) e Mio-Inositol (M-Ins) por meio da análise do sinal de espectroscopia de
ressonância magnética nuclear, visando realizar correções de efeito de relaxação transversal e longitudinal no processo de quantificação absoluta.
Fantomas com 300 mL de uma solução padrão juntamente com o metabólito em questão foram utilizados para a aquisição dos espectros. Foram
utilizadas sequências com tempo ao eco (TE) variável para a determinação de T2 e tempo de repetição (TR) ou tempo de inversão (TI) variáveis
para a determinação de T1, sendo sempre adquiridos espectros com e sem a saturação da água. O processamento dos espectros foi feito com os
softwares LCModel e MRUI e os ajustes dos dados pelo Origin 8.0. Os seguintes valores de T1/T2 (ms) foram os melhores estimados de acordo com
a análise da concentração absoluta: (4061/934) para água, (1800/830) para NAA, (2316/717) para Cr, (2356/1095) para Cho e (1537/531) para
M-Ins. O software MRUI apresentou melhor desempenho no processo de determinação de T1 e T2 para a realização de correções dos efeitos de
relaxação no processo de quantificação absoluta.
Palavras-chave: Espectroscopia, quantificação absoluta in vitro, efeitos de relaxação.
Abstract
In this project we estimated characteristic nuclear relaxation times (T1 and T2) from 1H in vitro of water and the following human brain metabolites:
N-Acetyl-Aspartate (NAA), Choline (Cho), Creatine (Cr) and Myo-Inositol (M-Ins) using nuclear magnetic resonance spectroscopy, aiming at relaxation
effects correction for absolute quantification. Phantoms with 300 mL of a standard solution with a metabolite were used for spectra acquisition.
Variable eco time sequences were used to determinate T2 while variable repetition or inversion time was used for T1 determination. Spectra
processing was done with MRUI and LCModel softwares. Origin 8.0 was used for data fitting. The following T1/T2 values (ms) were the best
estimated according to calculated absolute concentration analyses: (4061/934) for water, (1800/830) for NAA, (2316/717) for Cr, (2356/1095) for
Cho and (1537/531) for M-Ins. With MRUI better results were obtained in T1 and T2 determination for relaxation effects correction in the absolute
quantification process.
Keywords: Spectroscopy, in vitro absolute quantification, relaxation effects.
Introdução
A espectroscopia localizada de ressonância magnética é
uma técnica baseada no fenômeno físico da ressonância
magnética nuclear (RMN), que possibilita a medição não
invasiva de determinados compostos em organismos
vivos. Durante um experimento de ressonância magnética nuclear ocorrem efeitos de relaxação transversal e
longitudinal: a relaxação transversal é ocasionada pela
troca de energia dentro do sistema de spins, fazendo
com que a magnetização no plano transversal diminua
exponencialmente com o decorrer de um tempo característico denominado T2 enquanto que a relaxação longitudinal ocorre em um tempo característico T1, determinado
pela recuperação da magnetização longitudinal. A área
de um pico do espectro é proporcional a concentração
Correspondência: Carlos Ernesto Garrido Salmon, Universidade de São Paulo, Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão Preto, Av. Bandeirantes
3900 - Monte Alegre, CEP: 14040-901 - Ribeirao Preto (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
83
Barreto FR, Salmon CEG
do metabólito, o número de prótons contribuindo para
o sinal e alguns fatores experimentais, dentre esses há
o tempo de repetição (TR) e o tempo ao eco (TE). Para
o cálculo da concentração metabólica absoluta comparam-se as áreas dos picos dos metabólitos e o pico
da água cuja concentração é conhecida. Em condições
em que TR<4000 ms e TE>30ms é necessário relevar
os fenômenos de relaxação. Para sequências Spin Eco
(90°-TE/2-180°-TE/2), o fator de correção para os efeitos
de relaxação é:
− TR
− TE
(1)
F = (1− e T 1 ).e T 2 No caso de sequências Inversão-Recuperação (180°-TI90°-TE/2-180°-TE/2), o fator de correção é dado por:
− TI
− TR
− TE
F = (1− 2e T 1 + e T 1 ).e T 2 (2)
Para o cálculo da concentração absoluta de um metabólito tendo como referência o pico de água sem supressão,
pode ser utilizada a seguinte expressão:
C=
NPa.Ca.Am.Fa
Aa.NPm.Fm (3)
Sendo na equação 3: NPa o número de prótons da água
gerando sinal, Ca a concentração de água no voxel selecionado, Am a área do pico metabólico, Fa o fator de
correção do efeito de relaxação da água, Aa a área do
pico de água, NPm o número de prótons do metabólito
contribuindo para o sinal, Fm o fator de correção do efeito
de relaxação do metabólito.
Os sais Na2HPO4 e NaH2PO4 foram utilizados para
formar uma solução tampão que estabilizasse o pH.
HCOONa e DSS são substâncias utilizadas como marcadores pois geram singletos em 8.44 e 0 ppm, respectivamente, e NaN3 não permite o desenvolvimento de microorganismos na solução. A aquisição dos
dados foi feita na máquina de ressonância magnética
Achieva 3 T do Hospital das Clínicas da Faculdade de
Medicina de Ribeirão Preto, com temperatura mantida
constante em 37±2°C e o pH das soluções em 7,2±0,2.
Foi utilizada uma sequência PRESS com um volume
cúbico de interesse de 8 cm³ localizado no centro do
fantoma. Foram adquiridos espectros com 4096 pontos, uma largura de banda de 3200 Hz e 32 médias.
Para a determinação de T2 foram adquiridos seis espectros com um tempo de repetição fixo (TR=1660 ms)
e variando o tempo ao eco (TE): 35, 80, 125, 170, 215,
260 ms. Para T1 foi mantido o TE= 35 ms e variado
o TR= 1500, 1800, 2100, 2400, 2700, 3000, 3300,
3600 ms. Adicionalmente o T1 foi obtido adicionando
um pulso de inversão e mudando o tempo de inversão (TI): 200, 400, 600, 800, 1000, 1200 ms com TR/
TE=2535/35 ms. O processamento dos espectros foi
feito pelo software LCModel e pelo software MRUI com
o uso do algoritmo AMARES. Durante o processamento os espectros as fases foram ajustadas manualmente
e fixadas para que não fosse necessária a remoção do
resíduo do pico da água. Os valores de área de pico
em função do parâmetro variado foram ajustados com
o software Origin 8.0 à expressão do sinal correspondente à sequência utilizada. A determinação de T2 do
Mio-Inositol foi feita de maneira diferente dentre os
softwares: pelo MRUI foi utilizado o pico de 4.05 ppm
por sofrer menos influência do acoplamento J enquanto pelo LCModel foi calculado através da variação da
área total dos picos. Para a realização da quantificação
absoluta foram utilizados os espectros com TE variável
e TR variável.
Material e métodos
Os fantomas utilizados eram compostos de um recipiente
esférico de vidro de 300 mL totalmente preenchido por
uma solução padrão composta por:
· 72 mM de Na2HPO4;
· 28 mM de NaH2PO4;
· 200 mM de HCOONa;
· 1g/L de NaN3;
· 2 mM de DSS.
Além da solução padrão, para cada fantoma foi adicionado um dos seguintes metabólitos:
· 50 mM de Ácido N-Acetil-Aspartatico (NAA);
· 50 mM de Creatina (Cr);
· 100 mM de Colina (Cho);
· 200 mM de Mio-Inositol (M-Ins).
84
Resultado
Os valores de T1 e T2 in vitro (Tabela 1) foram maiores
aos valores reportados in vivo1-3, fato conhecido e esperado pela mobilidade mais restrita no organismo vivo.
Entretanto a proporção entre os valores não foi a mesma
observada in vivo (M-Ins<Cr<Cho<NAA), pois os metabólitos estão localizados em regiões com estruturas
diferentes enquanto in vitro estão sujeitos as mesmas
condições.
A variabilidade nas medições de área e consequentemente a dificuldade na determinação dos tempos de relaxação está diretamente relacionado com a
proximidade do pico metabólico de interesse ao pico
da água. Com a utilização da ferramenta HLSVD do
Quantificação metabólica absoluta in vitro por espectroscopia de ressonância magnética
Tabela 1. Valores de T1 e T2.
Substância
MRUI
LCModel
T1 (ms)
T2 (ms)
T1 (ms)
T2 (ms)
Água (Cr)
3811±107
782±25
7905±5082
500±21
Cr
2316±190
717±128
3365±2162
788±82
Água (NAA)
3444±148
1200±97
3683±31
2067±38
NAA
1800±180
830±30
1718±18
952±185
Água (Cho)
4776±334
1360±86
3712±997
476±154
Cho
2356±111
1095±35
4222±632
699±54
Água (M-Ins)
4456±511
1022±39
3588±299
1100±119
M-Ins
3412±882
130±18
1537±55
531±431
software MRUI para a remoção do resíduo do pico da
água é frequente a remoção parcial da base de picos
de metabólitos, o que gera o aumento da dispersão
dos resultados.
Os valores de T1 estimados com os dados da sequência que utiliza o pré-pulso de inversão mostraram
se menores do que aqueles determinados com a série
de espectros com TR variável. Tal diferença foi verificada com o uso de ambos os softwares e pode ter sido
ocasionada por imperfeições no anglo de inversão. A
utilização da área total dos picos de M-Ins para o cálculo de T2 pelo LCModel provocou um desvio maior
do que o observado nas outras medidas, devido a influência do acoplamento J. Houve diferenças entre
os valores de T1 e T2 da Cho calculados a partir do
processamento usando ambos os softwares, provavelmente geradas por um alargamento da base do pico
no espectro (Figura 1). Ao se realizar a quantificação
absoluta sem correção dos efeitos de relaxação o valor
encontrado é maior do que o real. Para minimizar tais
efeitos deve se utilizar TR>>T1 e TE<<T2, caso contrário a correção dos efeitos de relaxação é de extrema
importância (Figura 3).
A estimativa da concentração do M-Ins não se aproximou dos valores esperados, pois a determinação de T2
é muito afetada pelo efeito de acoplamento J. Análises
in vitro podem se tornar problemáticas com o software
LCModel quando não há sinais de Cr, Cho ou NAA no espectro, sendo necessário estipular quais serão os picos
de referência, embora muitas vezes o software não os reconheça e não faça o Water Scaling (WS). Para realizar a
quantificação com os valores de T1 e T2 calculados pelo
LCModel foram utilizadas as áreas dos picos metabólitos
e da água determinados pelo MRUI, pois segundo a seção 11.2 do manual do software4, ao se utilizar o WS os
efeitos de relaxação in vitro são corrigidos. As concentrações médias estimadas pelo LCModel com WS foram,
em mM: 46,38±1,62 para NAA; 43,16±3,03 para Cr;
112±5,93 para Cho e 223,61±29,89 para M-Ins. Esses
valores foram estimados com a correção dos efeitos de
relaxação inerentes à base de dados obtida com o fornecedor do programa. A figura 2 demonstra alguns ajustes
dos dados feitos pelo software Origin.
A quantificação com a série de espectros com TR variável gera valores de concentração absoluta mais próximos
dos esperados (Figura 4) pois os espectros não estão suscetíveis a evolução temporal do acoplamento J observados com a variação de TE. A quantificação da Cr pela série
de TE variável (Figura 5) apresentou os maiores desvios
apesar de não apresentar acoplamento J, possivelmente
devido a uma contaminação do fantoma.
Conclusão
Os valores de T1 e T2 encontrados que mais se aproximam do esperado, através de análises pela quantificação absoluta são, em ms (T1/T2): (4061/934)
para água, (1800/830) para NAA, (2316/717) para Cr,
(2356/1095) para Cho e (1537/531) para M-Ins. O metabólito que apresentou os valores mais similares em
ambos os processamentos e a concentração estimada
mais próxima da real foi o NAA, devido ao seu afastamento em relação ao pico da água. O software MRUI
permite uma maior liberdade durante a análise do espectro enquanto o LCModel possui a característica de
automatizar ao máximo o processo, embora sua utilização tenha sido menos eficaz, em comparação com
o MRUI na determinação dos tempos de relaxação. A
determinação de T1 e T2 e a quantificação pode ser
bastante complexa devido à influência do sinal da água
e também em metabólitos que apresentam efeitos de
acoplamento J.
Agradecimentos
FAPESP (processo 2009/00270-2) e ao técnico Carlos
Alberto Brunello. Este trabalho faz parte do programa
CInAPCe.
85
Figura 1. Exemplos dos espectros adquiridos.
86
Quantificação metabólica absoluta in vitro por espectroscopia de ressonância magnética
Figura 2. Ajuste dos pontos pelo software Origin.
A
B
Figura 3. A) Concentrações estimadas de NAA com e sem correção dos efeitos de relaxação na série de espectros com TE variável.
B) Concentrações estimadas de NAA com e sem correção dos efeitos de relaxação na série de espectros com TR variável. Em ambos
os gráficos a linha tracejada representa a concentração esperada.
A
B
Figura 4. A) Concentrações estimadas de Cho com e sem correção dos efeitos de relaxação na série de espectros com TE variável.
B) Concentrações estimadas de Cho com e sem correção dos efeitos de relaxação na série de espectros com TR variável. Em ambos
os gráficos a linha tracejada representa a concentração esperada.
87
A
B
Figura 5. A) Concentrações estimadas de Cr com e sem correção dos efeitos de relaxação na série de espectros com TE variável. B)
Concentrações estimadas de Cr com e sem correção dos efeitos de relaxação na série de espectros com TR variável. Em ambos os
gráficos a linha tracejada representa a concentração esperada.
Referências
1. Brief EE, Whittall KP, Li DKB, MacKay AL. Proton T2 relaxation of cerebral
metabolites of normal human brain over large TE range. NMR Biomed.
2005;18(1):14-8.
2. Brief EE, Whittall KP, Li DKB, MacKay AL. Proton T1 relaxation times of
88
cerebral metabolites differ within and between regions of normal human
brain. NMR Biomed. 2003;16(8):503-9.
3. Mlynárik V, Gruber S, Moser E. Proton T1 and T2 relaxation times of human
brain metabolites at 3 T. NMR Biomed. 2001;14(5):325-31.
4. Provencher S. LC Model and LC Mgui User’s Manual. [citado 17 mar 2010].
Disponível em: http://s-provencher.com/pub/LCModel/manual/ manual.pdf.
Artigo Original
Evaluation of hippocampal volume based
on MRI applying manual and automatic
segmentation techniques
Avaliação do volume hipocampal baseada em IRM
aplicando técnicas de segmentação manual e automáticas.
Thomas M. Doring1,2; Tadeu T. A. Kubo2; Romeu C. Domingues2 e Emerson L. Gasparetto1,2
Universidade Federal do Rio de Janeiro (UFRS) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil
2
Clínica de Diagnóstico por Imagem (CDPI) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil
1
Abstract
Various segmentation techniques using MR sequences, including manual and automatic protocols, have been developed to optimize the determination
of the hippocampal volume. For clinical application, automated methods with high reproducibility and accuracy potentially may be more efficient than
manual volumetry. This study aims to compare the hippocampal volumes obtained from manual and automatic segmentation methods (FreeSurfer
and FSL). The automatic segmentation method FreeSurfer showed high correlation. Comparing the absolute hippocampal volumes, there is an
overestimation by the automated methods. Applying a correction factor to the automatic method, it may be an alternative for the estimation of the
absolute hippocampal volume.
Keywords: Magnetic Resonance Imaging, Neuro-radiology, Image processing, Automatic segmentation-techniques, Hippocampal Volumetry.
Resumo
Diversas técnicas de segmentação utilizando seqüências de RM, incluindo protocolos manuais e automáticos, têm sido desenvolvidos para otimizar
a determinação do volume hipocampal. Para aplicação clínica, métodos automatizados de alta reprodutibilidade e acurácia são potencialmente mais
eficientes do que a volumetria maual. O objetivo desse estudo foi comparar os volumes hipocampais obtidos pela segmentação manual e pelos
métodos automáticos (Freesurfer e FSL). O método de segmentação automática mostrou forte correlação com o método manual. Comparando os
volumes hipocampais absolutos, há uma superestimação pelos métodos automáticos. Utilizar um fator de correção para os métodos automáticos,
pode ser uma alternativa para estimar o volume hipocampal absolut.
Palavras-chave: imagem por ressonância magnética, neuroradiologia, processamento de imagem, técnicas de segmentação automática, volumetria
hipocampal.
Introduction
Manual segmentation of the hippocampus is considered
the “gold standard” method. Many studies assessing manual segmentation methods for the measurement of the
hippocamal volume in patients with neuropsychiatric disorders have been conducted1,2. However, there are no
well-established protocols that all researchers apply, like
guidelines that describe the anatomical boundaries of the
hippocampus, what were the acquisition protocols, and
post-processing guidelines3. Therefore, when comparing
volume measurements between different studies, one
should consider the fact that different protocols and manual techniques were used.
Automatic volumetric methods are compared to manual methods operator-independent and thus show higher
reproducibility, as they are less susceptible for rater bias.
They do not require experienced radiologists for the procedure and are less time consuming.
The aim of this study was to evaluate the hippocampal
volume applying one manual segmentation method and
two automated segmentation methods (FreeSurfer and
FIRST/FSL) and to compare the different segmentation
methods through statistical analysis.
Material and methods
93 subjects (38 men, 32.9 ± 13,5years), 55 women, 34.8
± 10.0 years) underwent MR imaging at 3 Tesla (Verio,
Siemens Medical, Germany). Sagittal 3D-MPRAGE images were obtained (1.33mm³ voxelsize; 128 slices; matrix
Correspondência: Thomas Doring – Av. Das Américas 4666, sala 301B – Centro de Estudos – CEP: 22649-900 – Rio de Janeiro (RJ), Brasil –
89
Doring TM, Kubo TTA, Domingues RC, Gasparetto EL
A
256x256; flip angle 7º; TR/TE/TI= 2.53s/3.39ms/1.1s).
Manual volumetry of the right and left hippocampus was
performed by two radiologists (3 and 10 years of experience). Automatic segmentation was done with two available software’s: FreeSurfer (v4.0.5 Massachusetts General
Hospital, Boston, EUA) and FSL/FIRST (v.4.1.0, Analysis
Group, FMRIB, Oxford, UK). The volumes were corrected
for IntraCranialVolume.
The Cronbach’s Alpha was used to evaluate the reliability of the intraclass correlation coefficients between raters
and the agreement between the three different volumetric
segmentation methods. For the latter evaluation, also the
Pearson Correlation Coefficient was calculated.
Results
B
The Cronbach’s Alpha coefficient when comparing manual volumetry and FreeSurfer were 0.846 (right-hippocampus) and 0.859 (left-hippocampus), and comparing
manual volumetry and FSL were 0.764 (right-hippocampus) and 0.654 (left-hippocampus). The Pearson correlation coefficients for manual volumetry vs FreeSurfer were
0.738 (right-hippocampus) and 0.752 (left-hippocampus),
and between manual volumetry and FSL were 0.652 (right-hippocampus) and 0.502 (left-hippocampus). The
difference in the mean volumes obtained with the different segmentation techniques were tested using one-way
repeated ANOVA and differed significantly (P<0.0001),
being the FreeSurfer more similar to the manual volumetry
than FSL.
Discussion and conclusions
C
Figure 1. Plots of repeated measurements from the three volumetric methods. The ICCs were calculated for the manual (a),
FreeSurfer (b) and FSL (c).
A comparison of the manual segmentation method with
the automatic segmentation method was done. FreeSurfer
showed the best agreement with the manual method
(ICC’s 0.8457 (right) and 0.8585 (left)) was whereas FSL
showed lower correlation (0.746 (right) and 0.654 (left)).
Figure 2. Correlation plots for hippocampal volumes between manual and automated methods. A: Right Hippocampus, B: Left Hippocampus.
90
Evaluation of hippocampal volume based on MRI applying manual and automatic segmentation techniques
For FreeSurfer, our results were in agreement with the
previously realized study from W.S. Tae4, (comparison of
manual with FreeSurfer and IBASPM), with an ICC’s very
closed to eachother (WSTae, 0.846 (right) and 0.848, our
results 0.846 (right) and 0.859 (left)). Evaluating our second
method of automatic segmentation, the results of agreement with the manual method were lower than those obtained by the FS (FSL was 0.746 (right) and 0.654 (left)).
Comparing FSL/FIRST and the IBASPM results, (IBASPM,
0.654 (right) and 0.717 (left))1 the correlation is similar to
the manual method.
Both automatic methods overestimated the hippocampal volume. FreeSurfer produced volumes that were
36% for the right and 33% for the left hippocampus larger than with those obtained with the manual method
with p<0.001. This result is in accordance to the study to
Woo et. All, (FreeSurfer produced a mean of 35% larger
volumes for both Hippocampus). For FSL/FIRST, the percentual volume differences values were 31 % for the right
hippocampus, and 25% for the left.
These results are also in accordance with a recently
performed study of Morey R.A. et al.5 that included a 3D
shape analysis for precise comparison
The automatic segmentation method FreeSurfer showed high correlation. Applying a correction factor for the
overestimation of the volume, it may be an alternative to
manual segmentation.
Acknowledgements
We would like to express our gratitude to our MR technologists and to CAPES.
References
1. Savitz J, Drevets WC. Bipolar and major depressive disorder: Neuroimaging
the developmental-degenerative divide. Neurosci Biobehav Rev.
2009;33(5):699-771.
2. Geuze E, Vermetten E, Bremner JD. MR-based in vivo hippocampal volumetrics:
2. Findings in neuropsychiatric disorders. Mol Psychiatry. 2005;10(2):160-84.
3. Geuze E, Vermetten E, Bremmer JD; Nature Publishing Group. MR-based
in vivo hippocampal volumetrics: 1. Review of methodologies currently
employed. Mol Psychiatry. 2005;10(2):147-59.
4. Tae WS, Kim SS, Lee KU, Nam EC, Kim IW. Validation of hippocampal
volumes measured using a manual method and two automated
methods (FreeSurfer and IBASPM) in chronic major depressive disorder.
Neuroradiology. 2008;50(7):569-81.
5. Morey RA, Petty CM, Xu Y, Hayes JP, Wagner HR 2nd, Lewis DV, et al. A
comparison of automated segmentation and manual tracing for quantifying
hippocampal and amygdala volumes. Neuroimage. 2009;45(3):855-66.
91
Artigo Original
Dois fantomas construídos a partir de
superfícies mesh representando uma mulher
adulta e um homem adulto
Two adult human voxel phantoms based on polygon
mesh surfaces
Vagner F. Cassola1, Richard Kramer1, Vanildo J. M. Lima2 e Helen J. Khoury1
Departamento de Energia Nuclear da Universidade Federal de Pernambuco (UFP) - Recife (PE), Brasil
2
Departamento de Anatomia da UFP - Recife (PE), Brasil
1
Resumo
Entre os modelos computacionais usados na proteção radiológica os fantomas de voxel, com base em imagens de Tomografia Computadorizada
(TC), Ressonância Magnética Nuclear (RMN) ou fotografias, se tornaram populares nos últimos anos. Embora estes fantomas forneçam uma
representação fiel à anatomia de um indivíduo, a digitalização é normalmente feita em decúbito dorsal que, em comparação com a anatomia de
uma pessoa em pé, provoca o deslocamento dos órgãos internos na direção da caixa torácica, compressão dos pulmões e redução do diâmetro
sagital, em especial na região abdominal, o que por sua vez pode influenciar na estimativa da dose absorvida ou equivalente. Este estudo propõe
um método de construção de fantomas humanos usando ferramentas desenvolvidas para a computação gráfica e animação 3D, aplicadas à
criação e modelagem de órgãos e tecidos humanos. Dois fantomas, um feminino e um masculino, foram desenvolvidos com base em informações
obtidas de atlas anatômicos e respeitando, ao mesmo tempo, os valores de referência anatômica para o homem e a mulher adultos publicados pela
Comissão Internacional de Radioproteção. Os fantomas foram chamados FAX_AA (Female Adult voXel_Average-Average) e MAX_AA (Male Adult
voXel_Average-Average), porque representam adultos do sexo feminino e masculino com peso e altura média.
Palavras-chave: Anatomia, computação gráfica, fantomas humanos, radioproteção.
Abstract
Among computational models used in radiation protection, voxel phantoms based on computer tomographic (CT), nuclear magnetic resonance
(NMR) or colour photographic images, became very popular in recent years. Although being a true to nature representation of the scanned individual
the scanning is usually made in supine position, which causes a shift of internal organs towards the ribcage, a compression of the lungs and a
reduction of the sagittal diameter especially in the abdominal region compared to the anatomy of a person in upright standing position, which in turn
can influence absorbed or equivalent dose estimates. This study proposes a method for human phantom design using tools recently developed in
the areas of computer graphics and animated films and applies them to the creation and modeling of artificial 3D human organs and tissues. Two
models, a male and a female adult human phantom have been developed based on anatomical atlases, observing at the same time the anatomical
specifications published by the International Commission on Radiological Protection for the male and female reference adult. The phantoms are
called FAX_AA (Female Adult voXel_Average-Average) and MAX_AA (Male Adult voXel_Average-Average) because they represent female and male
adults with average weight and average height.
Keywords: Anatomy, computer graphics, human phantom, radiation protection.
Introdução
A radioproteção está baseada na preocupação dos possíveis efeitos deletérios que as radiações ionizantes podem
causar. Desta forma, com o propósito de estimar o risco
para cada pessoa devido a exposição à radiação, é necessário conhecer as doses absorvidas em órgãos e tecidos radiossensíveis. Entretanto estes valores não podem
ser medidos diretamente no indivíduo exposto, e por esta
razão utilizam-se fantomas humanos, que são representações físicas ou computacionais utilizadas para determinar
coeficientes de conversão entre a dose absorvida nos órgãos e tecidos e grandezas mensuráveis.
Até 2007 existiam basicamente dois tipos de fantomas
computacionais: os fantomas MIRD5 também conhecidos como fantomas matemáticos introduzidos por Fisher
Correspondência: Vagner Ferreira Cassola — Departamento de Energia Nuclear — Universidade Federal de Pernambuco — Cidade Universitária — Avenida
Professor Luiz Freire,1000 — CEP 50740-540 – Recife (PE), Brasil — E-mail: [email protected]
93
Cassola VF, Kramer R, Lima VJM, Khoury HJ
e Snyder em 19671 e os fantomas de voxel construídos
inicialmente por Gibbs e colaboradores em 19842 e, independentemente por Wilians e colaboradores em 19863.
Nos fantomas matemáticos as formas do corpo e dos
órgãos são descritos por equações representando a combinação e a interseção de planos e superfícies, estes fantomas são flexíveis e os volumes e posições de órgãos e
tecidos podem ser facilmente ajustados. Contudo, volumes
geométricos simples não descrevem a anatomia real de um
indivíduo. Os fantomas de voxel são construídos a partir da
segmentação de imagens tomográficas e produzem resultados anatômicos mais realísticos que o uso de equações
matemáticas. No entanto, quando é necessário realizar
ajustes de volumes ou posições dos órgãos para representar indivíduos com diferentes estatura e peso este processo
pode ser tedioso e o realismo anatômico pode ser perdido.
Em 2007 Lee e colaboradores4 publicaram um fantoma
“híbrido” de corpo inteiro para um recém nascido. O fantoma preservava tanto o realismo anatômico dos fantomas
voxels quanto a flexibilidade dos fantomas matemáticos.
Isto foi possível através do uso de superfícies NURBS (Non
Uniform Rational Basis Spline) para o modelamento dos
órgãos originalmente descritos em voxel. A utilização de
superfícies NURBS possibilita ajustar os volumes e órgãos
e/ou a estatura do corpo e, ao mesmo tempo, é possível
alcançar um grau maior de realismo anatômico5,6. Também
em 2007, Santos e Frère7 apresentavam um trabalho sobre a construção de um fantoma computacional usando
malhas de polígonos desenvolvidas a partir de informações de atlas anatômicos e fotografias de um esqueleto.
Xu e colaboradores8 utilizaram modelos 3D da pele de
um feto de nove meses de idade e de sua mãe para a
construção da superfície de um fantoma de mulher grávida. Nestes fantomas os modelos 3D das peles foram
obtidos em sites especializados, enquanto a parte interna
foi baseada em imagens CT.
O programa CALDose_X, de acesso livre pela internet (www.grupodoin.com), calcula doses absorvidas
Tabela 1. Órgãos e tecidos segmentados nos fantomas FAX_AA
e MAX_AA. Em negrito o modelos obtidos na internet.
Olhos
Cérebro
Medula
espinhal
Seios
Glândulas
Adrenais
Pulmão
Traquéia
Coração
Pâncreas
Timo
Baço
Língua
Tireóide
Fígado
Rins
Ovário
Pênis
Útero
Passagem
Nasal
Cavidade Bucal
Bexiga
Nodos
Linfáticos
Pele
Faringe
Laringe
Glândulas
Salivares
Esôfago
Estômago
Intestino
delgado
Intestino grosso
Próstata
Músculo
Esqueleto
Testículos
Tecido Mole*
Material e métodos
Materiais
Neste artigo os fantomas foram construídos a partir de
modelos 3D de órgãos obtidos da internet ou desenvolvidos utilizando um programa livre para modelagem 3D12
sem a necessidade do uso de imagens tomográficas. Os
órgãos e tecidos segmentados nos fantomas estão listados na Tabela 1 e a Figura 1 mostra os órgãos obtidos da
internet que foram utilizando neste trabalho.
No desenvolvimento deste trabalho estes órgãos e tecidos foram revisados e ajustados com base ene referência anatômicas contidas em atlas de anatomia, conforme
descrito na próxima seção.
Gordura
* Tecido Mole: sangue, vasos sanguíneos, tecidos conectivos, fáscia muscular, tendões, etc.
94
em órgãos e tecidos, assim como o risco da exposição
a radiação, para pacientes submetidos a exames de radiodiagnóstico. Os valores são calculados com base no
método Monte Carlo e nos fantomas MAX06 e FAX069,10.
Estes fantomas apresentam altura, peso, assim como as
massas dos órgãos para o homem e mulher de referência
de acordo com os valores recomendados pela ICRP8911.
Entretanto, na maioria dos casos os pacientes reais possuem altura e peso diferentes das pessoas simuladas pelos fantomas MAX06 e FAX06.
Este trabalho demonstra o processo de construção
de fantomas de voxel a partir de superfícies de polígonos
mesh. São utilizados apenas programas e modelos 3D
que podem ser obtidos gratuitamente na internet e atlas
anatômicos fornecem as informações para verificar a adequação da anatomia dos fantomas, excluindo a necessidade do uso de imagens tomográficas. Os fantomas, que
neste trabalho foram inicialmente gerados para representar o homem e a mulher de referência da ICRP8911, podem
ter suas massas e altura facilmente modificadas.
Estes novos fantomas foram chamados FAX_AA e
MAX_AA e futuramente serão incorporado ao programa
CALDose_X para tornar os cálculos específico para cada
paciente.
Figura 1. Representação dos oitos modelos 3D importados da
internet para a construção dos fantomas.
Dois fantomas construídos a partir de superfícies mesh representando uma mulher adulta e um homem adulto
Processo de construção dos fantomas
Na construção e edição dos modelos 3D dos fantomas
FAX_AA e MAX_AA utilizaram-se apenas programas livres
e o procedimento está representado de forma esquemática no fluxograma da Figura 2.
Para a primeira etapa do procedimento é empregado
o programa MakeHuman (versão 0.9.1 RC1)13, para modelagem de personagens humanóides. Os personagens
são criados deformando um modelo 3D básico usando
quatro controles: idade/sexo; massa corporal, seios e formato do corpo (Figura 3). As informações da superfície
mesh dos personagens é exportado para um arquivo no
formato WaveFront. O arquivo gerado é importado para o
Blender12, um programa de modelagem e animação 3D
que permite a edição de polígonos mesh, curvas Bezier, e
superfícies NURBS.
No processo de construção dos fantomas o ajuste do
esqueleto como parte inicial é fundamental, pois através
dele que são definidas as posições dos órgãos e tecidos. É recomendado que órgãos e tecidos vizinhos sejam
ajustados simultaneamente para manter suas posições
relativas anatomicamente corretas. Por esta razão eles
foram divididos em quatro regiões: cabeça, tronco superior (pescoço+tórax), tronco medial (abdômen) e tronco
inferior (abdômen+pelve). Estas regiões são formadas por
modelos de órgãos representados na Figura 1 e órgãos
modelados utilizando os recursos do Blender. Em ambos
os casos, atlas de anatomia forneceram as informações
necessárias para concepção final dos órgãos e tecidos14.
O programa Binvox15 possui a capacidade de ler um
arquivo de um modelo 3D e salvar as informações num
arquivo raw de voxels. Este programa é utilizado para converter em voxels os conjuntos de órgãos das quatro regiões descritas anteriormente e mais três conjuntos: ossos
dos membros superiores e dois para os membros inferiores. Adicionalmente são convertidos os modelos 3D da
superfície, linfonodos e músculos.
O programa de processamento de imagens ImageJ16,
desenvolvido pelo National Institute of Health, é empregado para combinar os arquivos voxel dos órgãos e tecidos.
Usando o ImageJ a pele é definida no primeiro voxel da
superfície do fantoma com exceção dos olhos. São inseridos volumes de tecido mole em torno dos músculos para
representar a fáscia muscular e tendões, assim como ao
redor de alguns órgãos para representar o tecido conectivo e vasos sanguíneos. Após o ajuste do tecido mole
e pele os volume remanescente é definido como gordura. Além destes ajustes é utilizado um procedimento para
definir volumes no interior dos ossos para representar o
tecido esponjoso e medula óssea medular.
O volume final dos órgãos voxelizados é comparado com os dados de referência da ICRP8911. Quando a
diferença entre os volumes é em torno de 5% os ajustes são realizados diretamente no órgão voxelizado,
para diferenças maiores os ajustes são realizados no
mesh do órgão no Blender e ele é novamente convertido em voxel.
MakeHuman
Modelos 3D
obtidos da
internet
Blender
Atlas
Anatômicos
Binvox
Referência
ICRP 89
ImageJ
Figura 2. Fluxograma do processo de construção dos fantomas
MAX_AA e FAX_AA. A linha tracejada representa informações
sobre o volume dos órgãos que só podem ser obtidas com precisão após o processo de voxelização.
Figura 3. Interface com os controles de ajuste e modelo 3D
básico do programa MakeHuman14.
Figura 4. Mesh do modelo importado no Blender para oa construção do fantoma MAX_AA.
95
Cassola VF, Kramer R, Lima VJM, Khoury HJ
Figura 5. Visualização da pélvis feminina (esquerda) e pélvis
masculina (direita).
Figura 7. Representação dos mesh dos órgãos dos fantomas
MAX_AA e FAX_AA e suas respectivas versões voxelizadas17.
Agradecimentos
Ao Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e
Tecnológico - CNPq e Fundação de Amparo à Ciência do
Estado de Pernambuco - FACEPE pelo auxílio financeiro.
Referências
Figura 6. Representação dos mesh das superfícies dos fantomas MAX_AA e FAX_AA e suas respectivas versões voxelizadas17.
Resultados
A superfície mesh do modelo masculino gerado com o
programa MakeHuman e salvo em formato WaveFront e
importado para o programa Blender pode ser visualizada
na Figura 4.
O modelo de esqueleto, evidenciado na Figura 1, teve
suas dimensões, volume e posições relativas de suas
partes revisadas e os ossos da pélvis foram modelados
de forma diferente nos modelos feminino e masculino
(Figura 5).
Praticamente todos os volumes dos órgãos segmentados nos fantomas MAX_AA e FAX_AA possuem diferenças menores que 2,5% em relação aos dados publicados
pela ICRP89. Nas Figuras 6 e 7 estão representadas as
versões mesh e voxelizadas da pele e dos órgãos dos fantomas desenvolvidos.
Foi demonstrado ser possível gerar fantomas de voxel, a
partir de modelos mesh, usando apenas programas livres
disponíveis na internet e informações anatômicas obtidas
em atlas sem a necessidade de imagens digitais.
96
1. Fisher HL, Snyder WS. Distribution of dose in the body from a source of
gamma rays distributed uniformly in an organ. Report ORNL-4168, Oak
Ridge National Laboratory, Oak Ridge, TN, USA, 1967.
2. Gibbs SJ, Pujol A, Chen TS, Malcolm AW, James AE. Patient risk from
interproximal radiography. Oral Surg Oral Med Oral Pathol. 1984;58(3):347-54.
3. Williams G, Zankl M, Abmayr W, Veit R, Drexler G. The calculation of dose
from external photon exposures using reference and realistic human
phantoms and Monte Carlo methods. Phys Med Biol. 1986;31(4):347-54
4. Lee C, Lodwick D, Hasenauer D, Williams JL, Lee C, Bolch WE. Hybrid
computational phantoms of the male and female newborn patient: NURBSbased whole-body models. Phys Med Biol. 2007;52(12):3309-33
5. Lee C, Lee C, Lodwick D, Bolch WE. NURBS-based 3-D anthropomorphic
computational phantoms for radiation protection dosimetry applications.
Radiat Prot Dosimetry. 2007; 127(1-4):227-32.
6. Johnson P, Lee C, Johnson K, Siragusa D, Bolch W. The influence of patient
size on dose conversion coefficients: a hybrid phantom study for adult
cardiac catheterization. Phys Med Biol. 2009;54(12):3613-29.
7. Santos CE, Frère AF. Criação de um fantoma computacional multi-uso
baseado em modelagem 3D. Apresentado no XII Congresso Brasileiro de
Física Médica, Foz do Iguaçu, jun. 6-9, 2007.
8. Xu G, Taranenko V, Zhang J, Shi C. A boundary-representation method for
designing whole-body radiation dosimetry models: pregnant females at the
end of three gestational periods – RPI-P3, -P6 and P9. Phys Med Biol.
2007;52:7023-44.
9. Kramer R, Khoury HJ, Vieira JW, Lima VJM. MAX06 and FAX06: Update of
two adult human phantoms for radiation protection dosimetry. Phys Med
Biol. 2006;51(14):3331-46
10. 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.
11. CRP. Basic Anatomical and Physiological Data for Use in Radiological Protection:
Reference Values ICRP Publication 89. Oxford: Pergamon press; 2002.
12. Blender 2009. [Homepage da internet]. [citado 16 mar 2010]. Disponível
em: http://www.blender.org/
Dois fantomas construídos a partir de superfícies mesh representando uma mulher adulta e um homem adulto
13. MakeHuman 2009. [homepage da internet]. [citado 16 mar 2010].
Disponível em: http://www.makehuman.org/ acessado em Jul/09.
14. Sobotta J. Atlas de anatomia humana. 22 ed. Rio de Janeiro: Guanabara
Koogan; 2006.
15. Min P 2009 Binvox: 3D mesh voxelizer. [citado 16 mar 2009], Disponível
em: http://www.google.com/search?q=binvox.
16. ImageJ 2009 National Institute of Health. ImageJ: Image Processing and
Analysis in Java. [citado 16 mar 2010]. Disponível em: http://rsbweb.nih.gov/ij/.
17. Cassola V F, de Melo Lima V J, Kramer R and Khoury H J. FASH and
MASH: Female and Male Adult human phantoms based on polygon meSH
surfaces. Part II. Dosimetric calculations. Phys Med Biol 2010; 55(1);
163 189.
97

40 anos plantando: a colheita agora será mais abundante

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