Expediente

Transcrição

Expediente

Expediente
A Revista Brasileira de Física Médica (RBFM)
é uma publicação editada pela Associação
Brasileira de Física Médica. Criada em 2005,
tem como objetivo publicar trabalhos originais
nas áreas de Radioterapia, Medicina Nuclear,
Radiologia Diagnóstica, Proteção Radiológica e
Dosimetria das Radiações, incluindo modalidades
correlatas de diagnóstico e terapia com radiações
ionizantes e não-ionizantes, além de Ensino e
Instrumentação em Física Médica.
Os conceitos e opiniões emitidos nos artigos
são de inteira responsabilidade de seus autores.
É permitida a reprodução total ou parcial dos
artigos, desde que mencionada a fonte e
mediante permissão expressa da RBFM.
Corpo editoral
Editor Científico
Marcelo Baptista de Freitas – Universidade Federal de São Paulo (UNIFESP)
Editores Associados
Ana Maria Marques da Silva – Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul (PUCRS)
Denise Yanikian Nersissian – Instituto de Física da Universidade de São Paulo (IFUSP)
Lorena Pozzo – Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN-CNEN)
Patrícia Nicolucci - Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de
São Paulo (FFCLRP/USP)
www.abfm.org.br/rbfm - [email protected]
Conselho editorial
Adilton de Oliveira Carneiro
Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão
Preto da Universidade de São Paulo (FFCLRP/USP)
Alessandro André Mazzola
Hospital Moinhos de Vento, Porto Alegre (RS)
Alessandro Martins da Costa
Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão
Diretoria
Presidente
Edmário Antônio Guimarães Costa
Vice-Presidente
Ilo de Souza Baptista
Secretário Geral
Luiz Flávio Kalil Telles
Tesoureira
Josemilson de Menezes Bispo
Diretorias setoriais
Diretoria da Área de Medicina Nuclear
Daniel Coiro da Silva
Diretoria da Área de Radiologia Diagnóstica
Renato Dimenstein
Diretoria da Área de Radioterapia
Aluísio José de Castro Neto
Secretários regionais
Região Sul
Marcus Vinicius Bortolloto
Região Centro-Sudeste
Roberto Salomon de Souza
Região Norte-Nordeste
Francisco Luciano Viana
Endereço
Rua Brigadeiro Galvão, 262
Barra Funda
CEP 01151-000
São Paulo (SP), Brasil
www.abfm.org.br - [email protected]
PRODUÇÃO EDITORIAL
Alexandre Bacelar
Hospital de Clínicas de Porto Alegre (RS)
Caridad Borrás
School of Medicine and Health Sciences, Washington
University, USA
Carla Rachel Ono
Centro de Medicina Nuclear do Hospital das Clínicas da
Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo
(HC-FMUSP)
Carlos Eduardo de Almeida
Universidade Estadual do Rio de Janeiro (UERJ)
Carlos Malamut
Centro de Desenvolvimento de Tecnologia Nuclear,
Comissão Nacional de Energia Nuclear de Minas gerais
(CDTN/CNEN-MG)
Leonardo Paschino
Centro de Diagnóstico e Análises Clínicas, São Paulo (SP)
Letícia Lucente Campos Rodrigues
Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares,
Comissão Nacional de Energia Nuclear de São Paulo
(IPEN/CNEN-SP)
Linda Viola Ehlin Caldas
(IPEN/CNEN-SP)
Luiz Antonio Ribeiro da Rosa
Instituto de Radioproteção e Dosimetria, Comissão
Nacional de Energia Nuclear do Rio de Janeiro
(IRD/CNEN-RJ)
Cecil Chow Robilotta
Instituto de Física da Universidade de São Paulo (USP)
Cecília Kalil Haddad
Hospital Sírio Libanês, São Paulo (SP)
Martha Aurélia Aldred
Cláudio Hissao Sibata
East Carolina University, USA
Martin Eduardo Poletti
Cleber Nogueira de Souza
TomoTherapy Incorporated, USA
Dráulio Barros de Araujo
Edmário A.G. Costa
Radioterapia do Hospital São Rafael, Salvador (BA)
Elisabeth Mateus Yoshimura
Emico Okuno
Gabriela Hoff
Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul
(PUCRS)
Gian-Maria A.A. Sordi
(IPEN/CNEN-SP)
Helen Jamil Khoury
Universidade Federal de Pernambuco (UFPE)
Helvécio Correa Mota
East Carolina University, USA
Rua Bela Cintra, 178, Cerqueira César
São Paulo/SP - CEP 01415-000
Tel.: 55 11 2978-6686
www.zeppelini.com.br
Laura Natal Rodrigues
(IPEN/CNEN-SP)
Maria Inês Calil Cury Guimarães
Centro de Medicina Nuclear do Hospital das Clínicas da
Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo
(HC-FMUSP)
Gunther Drexler
Universidade Estadual do Rio de Janeiro (UERJ)
Uma empresa do Grupo ZP
Laura Furnari
Beneficência Portuguesa, São Paulo (SP)
Homero Lavieri Martins
Hospital A.C. Camargo, São Paulo (SP)
José Carlos da Cruz
Hospital Israelita Albert Einstein, São Paulo (SP)
José Willegaignon de Amorim de Carvalho
Centro de Medicina Nuclear (HC-FMUSP)
Michael Stabin
Vanderbilt University, USA
Oswaldo Baffa Filho
Faculdade de Filosofia Ciências e Letras de Ribeirão
Paulo Roberto Costa
Regina Bitelli Medeiros
Universidade Federal de São Paulo (UNIFESP)
Ricardo Tadeu Lopes
Instituto Alberto Luiz Coimbra de Pós-Graduação e
Pesquisa de Engenharia, Universidade Federal do Rio de
Janeiro (COPPE/UFRJ)
Simone Kodlulovich Dias
Universidade Federal do Rio de Janeiro (UFRJ)
Tânia Aparecida Correia Furquim
Instituto de Eletrotécnica e Energia da Universidade de
São Paulo (IEE/USP)
Teógenes Augusto da Silva
Centro de Desenvolvimento de Tecnologia Nuclear,
Comissão Nacional de Energia Nuclear de Minas Gerais
(CDTN/CNEN-MG)
Thomaz Ghilardi Netto
Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da
Universidade de São Paulo (FMRP/USP)
Walter Siqueira Paes
Serviço de Engenharia de Segurança e Medicina do
Trabalho da Universidade de São Paulo (USP)
Sumário
Editorial
113
Proposta de residência em física médica conforme as diretrizes nacionais dos programas
de residência multiprofissional e em área profissional da saúde dos Ministérios da Saúde e
da Educação
Marcelo Baptista de Freitas
Artigos Originais
119
Testes dosimétricos para comissionamento de sistemas de planejamento em radioterapia
3DCRT
Dosimetric tests for treatment planning comissioning in 3DCRT
Leandro R. Gonçalves, Karen Pieri, Marco A. Silva, Gabriela R. Santos, Camila P. Sales, Rodrigo A. Rubo, Marcos V. N. Nakandakari, Ana Paula V. Cunha,
Caroline Z. Santos, Laura N. Rodrigues e Laura Furnari
125
Caracterização dosimétrica do dosímetro PTW Seven29 e Octavius Phantom para controle
de qualidade em IMRT
Dosimetric characterization of the PTW Seven29 dosimeter and Octavius Phantom for IMRT quality control
Leandro R. Gonçalves, Ângela B. Habitzreuter, Gabriela R. Santos, Érica Y. Watanabe, Marco A. Silva, Gisela Menegussi e Laura N. Rodrigues
129
Uma metodologia para verificação dosimétrica in vivo em radioterapia estereotáxica
A verification methodology for in vivo dosimetry in stereotactic radiotherapy
Leonardo L. Amaral, Harley F. Oliveira, Leandro R. Fairbanks, Patrícia Nicolucci e Thomaz G. Netto
133
Verificação pré-tratamento de RapidArcTM utilizando Dispositivo Eletrônico de Imagem Porta
Pre-treatment verification of RapidArcTM using Electronic Portal Imaging Device
Marília B. Lima, Anne Caroline M. Ferreira, Guilherme R. Bittencourt, Luis F. Pirani e Thiago B. Silveira
137
Estudo comparativo de planejamento entre IMRT sliding window e RapidArcTM para
tumores de cabeça e pescoço
Comparative study between IMRT planning and RapidArcTM sliding window for head and neck tumors
Luiz F. Pirani, Leonardo P. Silva, Marília B. Lima, Guilherme R. Bittencourt, Anne Caroline M. Ferreira e Delano V. S. Batista
141
Controle de qualidade em RapidArc com simulador de corpo humano antropomórfico
Alderson utilizando filme radiocrômico em comparação ao MATLAB
Quality assurance in RapidArc with Alderson anthropomorphic phantom using radiochromic film in
comparison to MATLAB
Paulo L. Garcia, Leonardo P. Silva, Victor G. Alves, Maíra R. Santos, Cássia Trindade, Laís P. Martins e Delano V. S. Batista
145
Comparação entre técnica 3D convencional, field-in-field e compensação eletrônica para
planejamento de manto
Comparison between 3D conventional techniques, field-in-field and electronic tissue compensation for
mantle fields planning
Laís P. Martins, Leonardo P. Silva, Cássia Trindade, Paulo L. Garcia, Maíra R. Santos e Delano V. S. Batista
149
Comparação entre técnica 3D com filtro dinâmico, field-in-field e compensação eletrônica
para câncer de mama
Comparison between 3D dynamics filter technique, fiel-in-field, electronic compensator in breast cancer
Cássia Trindade, Leonardo P. Silva, Laís P. Martins, Paulo L. Garcia, Maíra R. Santos, Delano V. S. Batista, Anna Myrian M. T .L. Vieira e Igor M. Rocha
155
Efeito de colimações de cerrobend em feixes de elétrons
Cerrobend collimation effect on electron beams
Laura Furnari, Lucas D. Albino, Victor A. B. Ribeiro e Gabriela R. Santos
159
Perfil de dose de feixes de elétrons obtidos com dosímetros termoluminescentes de
CaSO4:Ce,Eu
Dose profile for electron beams obtained with CaSO4:Ce,Eu thermoluminescent dosimeters
Maíra G. Nunes e Letícia L. C. Rodrigues
163
Estudo dos parâmetros de aquisição e reconstrução em imagens de perfusão de miocárdio
na detecção de lesões
Study of the acquisition and reconstruction parameters of myocardial perfusion images in the detection of
lesions
Mariana S. Favero, Jerusa D. Finatto, Barbara Q. Friedrich, Carolina F. S. Mazzola e Ana Maria M. Silva
Associação Brasileira de Física Médica®
167
Estudo de dose e risco relativo de indivíduos ocupacionalmente expostos em procedimentos
intervencionistas
Study of dose and relative risk of occupationally exposed individuals in interventional procedures
José A. M. Silveira Filho, Charlene O. Reis, Lana T. Taniguti, Leonardo C. Pacífico, Thalis L. A. SaintYves e Fernando A. Mecca
173
Quantificação de tecidos em imagens mamográficas por meio de histogramas
Quantification of tissues in mammographic images using histograms
Rafael T. F. Souza, Diana R. Pina, Matheus Alvarez, Alexandre F. Velo, Marcela de Oliveira, Ana Luíza M. Pavan e José Ricardo A. Miranda
179
Avaliação do impacto visual da padronização de imagens mamográficas digitais por ajuste de
contraste
Evaluation of the visual impact of contrast adjustment standardization in mammographic digital images
Bruno Roberto N. Matheus, Luciana B. Verçosa e Homero Schiabel
183
Desenvolvimento de algoritmos computacionais para quantificação de estruturas pulmonares
Development of computational algorithms for quantification of pulmonary structures
Marcela de Oliveira, Diana R. Pina, Matheus Alvarez, Allan F. F. Alves e José R. A. Miranda
187Wavelets na quantificação de tumores de fígado em exames contrastados de tomografia
computadorizada
Wavelets in quantification of liver tumors in contrasted computed tomography images
Bruna T. Rodrigues, Matheus Alvarez, Rafael T. F. Souza, Fernando G. Romeiro, Diana R. de Pina, André Petean Trindade e José R. A. Miranda
193
Tomografia por Impedância magnética: inversão de dados com o algoritmo Simulated Annealing
Magnetic impedance tomography: data inversion with the Simulated Annealing algorithm
Thierry J. Lemaire, Juan Alberto L. Cruz e Helcimar M. de Jesus
197
New multichannel bioamplifier for automatic detecting of electromyograms
Novo bioamplificador multicanal para registro automático de EMG
Juan A. Leyva-Cruz, Vinicius A. Mascarenhas and Ernando S. Ferreira
Editorial
Revista Brasileira de Física Médica.2012;6(3):113-8
Proposta de residência em física médica
conforme as diretrizes nacionais dos
programas de residência multiprofissional
e em área profissional da saúde dos
Ministérios da Saúde e da Educação
Introdução
A formação de um profissional em Física Médica com competência, autonomia e responsabilidade exige treinamento
clínico em serviço, o qual permite que o profissional passe por diversas situações no ambiente clínico, desenvolvendo
competências para a tomada de decisões de forma responsável. Embora esta aproximação com o ambiente clínico ocorra
durante a formação na graduação, particularmente nos cursos de bacharelado em Física Médica do Brasil, a formação
integral do profissional de Física Médica com capacidade para a prática clínica independente e segura em uma instalação
médica acontece de forma efetiva na pós-graduação lato sensu, especificamente durante os programas de residência,
desenvolvidos em hospitais com parceria das universidades.
De forma geral, este treinamento clínico supervisionado e estruturado em um hospital, considerando as áreas tradicionais de atuação do profissional de Física Médica (Radioterapia, Medicina Nuclear e Radiologia), deve atender a alguns
requisitos mínimos1-3:
• garantir que a formação do residente seja supervisionada por um profissional de Física Médica com experiência e
competência clínica na área de concentração do programa de residência;
• oferecer uma variedade de equipamentos clínicos e dispositivos para controle de qualidade na área de concentração
do programa de residência, garantindo que os processos de controle e garantia da qualidade estejam estabelecidos;
• oferecer uma variedade de procedimentos e/ou serviços clínicos na área de concentração do programa de residência,
possibilitando que o residente desenvolva suas competências específicas em equipe treinada e com experiência clínica;
• prover aos residentes o acesso a um material didático, como livros-textos, normas nacionais, recomendações internacionais, guias de procedimentos e demais fontes relevantes para a fundamentação teórica de sua prática clínica.
A garantia e o controle dos critérios de gerenciamento e funcionamento dos programas de residência e o reconhecimento nacional da qualificação profissional do residente devem estar sob direção de uma autoridade nacional, normalmente os Ministérios da Saúde e da Educação, em parceria com associações e entidades de classe e gestores locais.
No Brasil, a Associação Brasileira de Física Médica (ABFM), que é uma sociedade civil com caráter científico e cultural
e que agrupa os profissionais da Física aplicada à Medicina e às ciências correlatas, foi pioneira em exigir requisitos mínimos para o treinamento clínico em serviço como critério para conceder título de especialista nas áreas tradicionais de
atuação do profissional de Física Médica4. Além de curso superior em Física ou Física Médica, exige-se experiência mínima comprovada de 3.800 horas, iniciada após a graduação, em uma ou mais instituições cadastradas pela ABFM, com
especificidades com relação ao número de horas dedicado em determinados procedimentos ou equipamentos, conforme
a área de atuação do profissional. Tal treinamento em serviço é normalmente realizado em hospitais, nos programas de
aprimoramento para profissionais não médicos, por meio de iniciativas de gestão e financiamento, em sua grande maioria
das Secretarias Estaduais de Saúde. No caso específico da formação em serviço do profissional de Física Médica, estes
programas são em número insuficiente e concentrados em áreas específicas, como Física da Radioterapia.
Com a iniciativa do Governo Federal de ampliar o conceito de residência médica para outras profissões da área de
saúde, em 2002, foram criadas 19 residências multiprofissionais em saúde (RMS) da família, financiadas pelo Ministério
da Saúde (MS), com formatos diversificados, mas dentro da perspectiva de trabalhar integradamente com todas as profissões da saúde5. Esta iniciativa se expandiu, incluindo outras áreas temáticas da saúde e envolvendo também o Ministério
da Educação (MEC). Atualmente, esse conceito de formação multidisciplinar em serviço apresenta diretrizes nacionais que
orientam a criação, a gestão e o reconhecimento dos programas de RMS6.
Neste sentido, para que a formação integral do profissional de Física Médica, por meio do treinamento clínico em serviço, possa ser inserida nos programas de “Residência Multiprofissional” e em “Área Profissional da Saúde”, estabelecidos
113
Freitas MB
pelos MS e MEC, são necessárias adequações aos atuais programas de aprimoramento realizados na área, que considerem também as diretrizes nacionais da formação multidisciplinar e profissional em saúde.
Residência multiprofissional e em área profissional da saúde
A promulgação da lei 11.1297, de 30 de junho de 2005, que criou a Residência em Área Profissional da Saúde e a
Comissão Nacional de Residência Multiprofissional em Saúde (CNRMS), iniciou o processo de regulamentação da RMS.
Em 2009, o MS e o MEC publicaram a Portaria Interministerial 1.0778, a qual dispõe sobre a RMS e a Residência em Área
Profissional da Saúde, e institui o Programa Nacional de Bolsas para Residências Multiprofissionais e em Área Profissional
da Saúde e a CNRMS.
Ficou estabelecido por tal portaria que os programas de residência constituem modalidades de ensino de pós-graduação lato sensu, destinado às profissões da saúde, sob a forma de curso de especialização caracterizado por ensino
em serviço, com carga horária de 60 horas semanais, duração mínima de dois anos e em regime de dedicação exclusiva. O que foi disposto nesta Portaria abrange as seguintes áreas de conhecimento: Biomedicina, Ciências Biológicas,
Educação Física, Enfermagem, Farmácia, Fisioterapia, Fonoaudiologia, Medicina Veterinária, Nutrição, Odontologia,
Psicologia, Serviço Social e Terapia Ocupacional. Essas áreas estão em acordo com as categorias profissionais de saúde
de nível superior, especificadas pela resolução 287, de 8 de outubro de 1998, do Conselho Nacional de Saúde (CNS)9.
Embora a Física Médica não esteja incluída em tal resolução, o texto-base do Seminário Regional Sul/Sudeste de
RMS, realizado em 16 e 17 de junho de 2006, em Curitiba, no Paraná, junto ao Congresso Nacional da Rede Unida,
destaca a garantia que as 14 profissões da saúde estejam contempladas na normatização da lei, incluindo a possibilidade
de agregação de outros atores e profissões para participarem de programas de residência, não restringindo-os às áreas
profissionais da saúde definidas na resolução 287/98 do CNS e possibilitando a inclusão de outras, conforme as necessidades locorregionais.
O relatório da CNRMS10, publicado em 2009, referente ao exercício 2007-2009, esclarece toda sistematização das
discussões que levaram aos atuais modelos de formação em serviço dos programas de Residência Multiprofissional e
em Área Profissional da Saúde. Também reporta os princípios e as diretrizes para os programas de residência em saúde, como sendo os seguintes: princípios e diretrizes do Sistema Único de Saúde (SUS); concepção de saúde ampliada;
residência como espaço de mudança dos modelos de gestão e atenção; pedagogia problematizadora; rede enquanto
espaço de aprendizagem – linhas de cuidado; formação na perspectiva das áreas de cuidado; educação permanente;
integração ensino-serviço; integração de saberes; parceria institucional; integração com instituições de ensino superior;
regionalização e descentralização; interiorização do trabalho em saúde, avaliação e monitoramento.
Os programas de Residência Multiprofissional e em Área Profissional da Saúde devem ser construídos em interface
com as áreas temáticas que compõem as diferentes Câmaras Técnicas da CNRMS11, a saber: apoio diagnóstico e terapêutico, especialidades clínicas e cirúrgicas; intensivismo, urgência e emergência; atenção básica, saúde da família e
comunidade, saúde coletiva; saúde mental; saúde funcional; saúde animal e ambiental.
As instituições que oferecerem Programas de Residência Multiprofissional e em Área Profissional da Saúde serão
responsáveis pela organização do Projeto Pedagógico (PP) dos respectivos programas de pós-graduação. O PP de um
Programa de Residência em Área Profissional da Saúde é orientado pelo desenvolvimento do núcleo específico dos saberes e das práticas inerentes a cada profissão, em um determinado campo de conhecimento, enquanto que o de um
Programa de Residência Multiprofissional em Saúde é pelo desenvolvimento de prática multiprofissional e interdisciplinar
em determinado campo de conhecimento, integrando os núcleos de saberes e práticas de diferentes profissões, devendo,
para isto, ser constituído por, no mínimo, três profissões da saúde.
O modelo de estrutura dos programas de residência multiprofissional é caracterizado por: um eixo de formação transversal do programa, comum a todas as áreas de concentração e profissões do programa que contempla conteúdos práticos e teóricos relativos, por exemplo, ao SUS, epidemiologia, ética e bioética, metodologia da pesquisa, reuniões clínicas
etc.; um eixo transversal da área de concentração, comum a todas profissões e que contemple conteúdos específicos de
determinada área de concentração, como cardiologia, oncologia, saúde mental etc.; e um eixo específico de cada profissão dentro de cada área de concentração.
Proposta de residência em física médica
A partir das diretrizes nacionais para os programas de Residência Multiprofissional e em Área Profissional da Saúde, estabelecidas pelo MS e MEC, foi proposto um modelo de treinamento clínico em serviço do profissional de Física Médica.
A proposta de Residência em Física Médica apresentada caracteriza-se por ser um programa em Área Profissional
da Saúde e tem como objetivo desenvolver treinamento diferenciado em serviço, proporcionando aos participantes a
114
Proposta de residência em física médica conforme as diretrizes nacionais dos programas de residência multiprofissional e em área profissional da saúde dos Ministérios da Saúde e da Educação
inserção na prática profissional mediante ensinamentos teóricos e teórico-práticos, constantes e integrados em relação às diferentes áreas de atuação desse profissional, a saber: Física da Radioterapia, Física da Radiologia e Física da
Medicina Nuclear. Este seria desenvolvido em período integral, predominando a realização de atividades práticas em
serviço, complementadas por aporte teórico e suporte teórico-prático. O público-alvo seria profissionais com formação
superior em cursos de bacharelado de Física ou Física Médica, preferencialmente recém-formados e devidamente
reconhecidos pelo MEC. O Programa cumpriria as exigências da legislação pertinente sobre a Residência em Área
Profissional da Saúde do MS e do MEC.
A proposta apresentada contempla a estrutura solicitada pelo MS e MEC para a apresentação dos projetos de
Residência Multiprofissional e em Área Profissional da Saúde (Quadro 1).
Na identificação do programa devem ser incluídos os dados e as informações (CNPJ, endereço, CEP, telefones de
contato etc.) das instituições participantes — formadora (universidade) e executora (hospital), dos serviços clínicos e departamentos acadêmicos, além do cadastro da equipe envolvida (preceptores, tutores e docentes do programa).
Em sua caracterização são apresentadas as informações gerais que identificam o programa: denominação, titulação
conferida, profissões participantes, áreas de concentração, carga horária, características do curso, número de vagas
etc. (Quadro 2).
Quadro 1. Resumo das informações apresentadas na proposta
de residência em física médica, conforme modelo de projeto
sugerido pelos Ministérios de Saúde e Educação.
1. Identificação do programa de residência em área profissional da saúde
1.1 – Instituição formadora
1.2 – Instituição executora
1.3 – Nome do programa
1.4 – Coordenação do programa
1.5 – Equipe: preceptores, tutores e docentes do programa
2. Caracterização do programa
2.1 – Características do programa de residência em física médica
2.2 – Quadro resumo das informações de caracterização do programa
3. Projeto pedagógico do programa
3.1 – Introdução
3.1.1 – Universidade “XXXX”
3.1.2 – Hospital Universitário “XXXX”
3.1.3 – Programa de residência multiprofissional
3.2 – Justificativa
3.3 – Objetivos
3.4 – Diretrizes pedagógicas
3.5 – Parceria e articulação com as políticas de saúde locorregionais
3.6 – Núcleo docente estruturante
3.7 – Cenários de prática
3.8 – Metodologia de avaliação
3.9 – Perfil de egresso
3.10 – Matriz curricular
3.11 – Semana padrão
4. Processo seletivo
5. Referências
Quadro 2. Resumo das informações de caracterização da
proposta para programa de residência em física médica.
Programa de residência em física
médica – Universidade “XXXX”
Especialista em “Nome da área
Titulação conferida
de concentração”
Áreas de profissões participantes
Física ou Física Médica
Física da radioterapia
Áreas de concentração
Física da radiologia
Física da medicina nuclear
Ano de início do programa
2013
Teórica/teórico-prática: 1.152
horas
Carga horária
Prática: 4.608 horas
Total: 5.760 horas
Duração: 2 anos
Regime: Integral (60 horas
Característica do curso
semanais)
Processo Seletivo: anual
XX vagas (XX por área de
Número de vagas anuais
concentração)
Denominação do programa
A carga horária dos programas de Residência Multiprofissional e em Área Profissional da Saúde é de dois anos, com
dedicação de 60 horas semanais em período integral, totalizando 5.760 horas. Deste total, a carga horária das atividades
teóricas e teórico-práticas não deve ultrapassar 20,0% da duração total.
No PP, a justificativa proposta para o programa de Residência em Física Médica ressalta a importância do profissional
de Física frente ao avanço tecnológico constante para fins diagnósticos e terapêuticos, ampliando a necessidade de incluir
outros profissionais que não integram tradicionalmente as profissões da área de saúde e de implementar programas de
qualificação profissional com treinamento clínico em serviço nesta área do conhecimento.
As diretrizes pedagógicas do Programa de Residência em Área Profissional de Física Médica proposto consideram a
formação em área específica, necessária e característica aos profissionais desta área; no entanto, sem dissociá-la da educação interprofissional e multiprofissional dos atuais programas de residência na área de saúde. A formação de um profissional capaz de atuar em equipe, de forma responsável e competente, nas áreas temáticas consideradas estratégicas no
115
Freitas MB
SUS, norteia a estruturação da proposta do PP apresentado. Nesse sentido, o PP está estruturado em dois eixos de formação transversais, reunindo competências da residência multiprofissional e da residência em área profissional de Física
Médica, associados à formação específica em áreas de concentração do programa: Física da Radioterapia, Física da
Medicina Nuclear e Física da Radiologia (Figura 1).
Residência em Física Médica
(Área profissional da Saúde)
Residência
Multiprofissional em Saúde
Física da
Radioterapia
Física da
Radiologia
Eixos
tranversais
Física da
Medicina Nuclear
Áreas de Concentração
Figura 1. Proposta para o projeto pedagógico do programa de residência em Física Médica, estruturado em eixos transversais e áreas
de concentração.
O programa proposto tem módulos correspondentes aos eixos transversais, compreendendo parte da formação geral
atualmente oferecida nos programas de residência multiprofissional e comum em física médica. Esta formação transversal
seria desenvolvida por meio de atividades teóricas e teórico-práticas integradas. Os eixos específicos seriam constituídos
por módulos correspondentes às áreas de concentração do programa, com atividades práticas na sua grande maioria.
Cada módulo seria dividido em temas para desenvolvimento das competências de conhecimento teórico, teórico-prático
e/ou prática. Os módulos constituiriam as competências necessárias para o treinamento clínico em serviço de cada área
de concentração do programa.
O núcleo docente assistencial estruturante do programa de Residência em Física Médica seria composto pelo coordenador e vice-coordenador e por representantes de cada uma das áreas de concentração do programa, a saber: um tutor,
um preceptor e um médico ou representante da área clínica.
Seus egressos devem possuir capacidade para fazer a intermediação entre o conhecimento acadêmico e as
práticas nos serviços de saúde, visando a integralidade na atenção à saúde, em consonância com os princípios e
diretrizes do SUS. Considerando ainda as áreas de concentração do programa, ou seja, Física da Radioterapia, Física
da Medicina Nuclear e Física da Radiologia, deveriam estar aptos a exercerem com responsabilidade e competência
as seguintes atividades12:
• especificações técnicas de equipamentos e planejamento de instalações;
• aceitação e comissionamento de equipamentos e sua liberação para operação;
• supervisão técnica de manutenção;
• garantia e controle de qualidade;
• dosimetria física;
• dosimetria clínica;
• docência/ensino e investigação/pesquisa;
• proteção radiológica nas exposições médicas;
• proteção radiológica ocupacional e do público.
A matriz curricular da proposta do programa de Residência em Física Médica seria constituída por conteúdos como
Políticas Públicas e Gestão de Serviços de Saúde; Epidemiologia e Vigilância Epidemiológica; Padrões de Qualidade
e Biossegurança no Serviço de Saúde; Metodologia de Pesquisa e Produção do Conhecimento em Saúde; Ética
Profissional e Bioética, entre outros, compreendendo o eixo transversal dos programas de residência multiprofissional.
O conteúdo transversal do eixo de formação comum em Física Médica seria constituído por Física das Radiações,
Dosimetria e Proteção Radiológica, Radiobiologia, Anatomia e Fisiologia, Aspectos Clínicos em Física Médica, Pesquisa,
Desenvolvimento e Ensino, Trabalho de Produção Intelectual, entre outros. Os conteúdos específicos das áreas de
concentração seriam baseados nas recomendações internacionais da Agência Internacional de Energia Atômica para
116
Proposta de residência em física médica conforme as diretrizes nacionais dos programas de residência multiprofissional e em área profissional da saúde dos Ministérios da Saúde e da Educação
o treinamento clínico do profissional de Física Médica, nas grandes áreas de atuação: Física da Radioterapia1, Física da
Medicina Nuclear2 e Física da Radiologia3.
Desafios e Perspectivas
A análise da disponibilidade de físicos médicos nas instituições de saúde do país indica que pode haver um déficit de
profissionais qualificados e competentes em algumas das grandes áreas de atuação do mesmo, dificultando a implementação local da proposta apresentada de Residência em Física Médica nas três áreas de concentração do programa, de
forma simultânea. Mesmo quando esta possibilidade existe, há ainda a dificuldade de integrar, em um único programa,
a formação clínica deste profissional nas áreas tradicionais de atuação do físico médico (eixo transversal profissional em
Física Médica), com a formação generalista em saúde (eixo transversal multiprofissional), conforme recomendam as diretrizes dos Ministérios, sem perda das competências específicas da área de concentração.
Embora o MS e o MEC reconheçam a importância do subsídio do físico médico no ambiente hospitalar, especialmente
na garantia de qualidade e segurança das práticas clínicas terapêuticas e de diagnóstico por imagens envolvendo radiações, o grande desafio para implementar a proposta de Residência em Física Médica ainda é a falta de reconhecimento
legal da profissão.
Apesar destas dificuldades, estão sendo realizadas algumas iniciativas em direção ao reconhecimento do físico médico como profissional de atuação reconhecida na área da saúde. Em 2011, a Organização Internacional do Trabalho (ILO),
em sua última publicação (International Standard Classification of Occupations, ISCO-08)13, destaca que embora o físico
médico seja classificado como ocupação do grupo de “Física e Astronomia”, ele deve ser considerado como parte integrante da força de trabalho das ocupações na área de saúde. Organizações internacionais oficiais como a Organização
Mundial de Saúde (OMS), a Organização Pan-Americana da Saúde (OPS), a Agência Internacional de Energia Atômica
(IAEA) e a Organização Mundial do Trabalho (OIT) consideram o físico médico de primordial importância para as práticas
em Medicina.
Nacionalmente, apesar da falta de regulamentação da profissão de físico, o MS e o MEC autorizaram, em 2012,
a abertura de programas de Residência em Física Médica como parte dos atuais programas de Residência em Área
Profissional de Saúde do país14, cujos projetos submetidos estão baseados na proposta apresentada. Esse precedente
deve criar condições para ampliar a formação clínica do profissional de Física Médica nas suas várias áreas de atuação,
em número e com qualificação e competência necessárias ao SUS do Brasil, consolidando definitivamente a área da Física
Médica como área de atuação reconhecida na área de saúde.
Marcelo Baptista de Freitas
Editor Científico da Revista Brasileira de Física Médica
Professor Adjunto da Escola Paulista de Medicina
Universidade Federal de São Paulo
E-mail: [email protected]
Referências
1.
2.
3.
4.
International Atomic Energy Agency – AEA. Clinical Training of Medical Physicists Specializing in Radiation Oncology. IAEA-TCS-37, Vienna; 2009.
International Atomic Energy Agency – AEA. Clinical Training of Medical Physicists Specializing in Nuclear Medicine. IAEA-TCS-50, Vienna; 2011.
International Atomic Energy Agency – AEA. Clinical Training of Medical Physicists Specializing in Diagnostic Radiology. IAEA-TCS-47, Vienna; 2010.
Associação Brasileira de Física Médica – ABFM. Regulamento técnico para reconhecimento da qualificação de físicos médicos. [acesso abr 2012]. Disponível em:
http://www.abfm.org.br/nabfm/n_prova_regulamento.asp
5. Brasil. Ministério da Saúde. Secretaria de Gestão do Trabalho e da Educação na Saúde. Departamento de Gestão da Educação na Saúde. Residência multiprofissional
em saúde: experiências, avanços e desafios. Brasília; 2006.
6. Brasil. Ministério da Educação. Portal dos Programas de Residência Multiprofissional e em Área Profissional da Saúde. Residência multiprofissional. [acesso abr
2012]. Disponível em: http://portal.mec.gov.br/index.php?option=com_content&view=article&id=12501&Itemid=86
7. Brasil. Presidência da República – Casa Civil. Lei 11.129, de 30 de junho de 2005. [acesso abr 2012]. Disponível em: http://www.planalto.gov.br/ccivil_03/_
Ato2004-2006/2005/Lei/L11129.htm
8. Brasil. Ministério da Educação (MEC) e Ministério da Saúde (MS). Portaria Interministerial n°1077 de 12 de novembro de 2009. Diário Oficial da União de
13/11/2009 – Seção I, p. 7. Portal Imprensa Nacional. [acesso abr 2012]. Disponível em: http://portal.in.gov.br/
9. Brasil. Conselho Nacional de Saúde. Resolução nº 287 de 08 de outubro de 1998.
10. Comissão Nacional de Residência Multiprofissional em Saúde – CNRMS. Relatório de Atividades da Comissão Nacional de Residência Multiprofissional em
Saúde – CNRMS. Exercício 2007/2009. Brasília; 2009. [acesso abr 2012]. Disponível em: http://portal.saude.gov.br/portal/arquivos/pdf/3_b_relatorio_
atividades_cnrms_261109b.pdf
117
Freitas MB
11. Comissão Nacional de Residência Multiprofissional em Saúde – CNRMS. Resolução da CNRMS, nº 01, de 30 de janeiro de 2012. Diário Oficial da União de
31/01/2012 – Seção I, p. 29. Portal Imprensa Nacional. [acesso abr 2012]. Disponível em: http://portal.in.gov.br/
12. Organismo Internacional de Energía Atómica – OIEA. El Físico Médico: Criterios y Recomendaciones para su Formación Académica, Entrenamiento Clínico y
Certificación en América Latina. IAEA-STI/PUB/1424, Viena; 2010.
13. International Labour Organization. International Standard Classification of Occupations. ISCO-08, 2008. [acesso abr 2012]. Disponível em: http://www.ilo.org/
public/english/bureau/stat/isco/index.htm
14. Secretaria de Gestão do Trabalho e da Educação na Saúde – SGTES/MS. Portaria conjunta n° 7 de 27 de novembro de 2012. Diário Oficial da União de
29/11/2012 – Seção I, pp. 49-50. Portal Imprensa Nacional. [acesso nov 2012]. Disponível em: http://portal.in.gov.br/
118
Artigo Original
Revista Brasileira de Física Médica.2012;6(3):119-23.
Testes dosimétricos para
comissionamento de sistemas de
planejamento em radioterapia 3DCRT
Dosimetric tests for treatment
planning comissioning in 3DCRT
Leandro R. Gonçalves, Karen Pieri, Marco A. Silva, Gabriela R. Santos, Camila P. Sales,
Rodrigo A. Rubo, Marcos V. N. Nakandakari, Ana Paula V. Cunha, Caroline Z. Santos,
Laura N. Rodrigues e Laura Furnari
Serviço de Radioterapia do Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas, Faculdade de Medicina da Universidade
de São Paulo (USP) – São Paulo (SP), Brasil.
Resumo
A evolução da Radioterapia 2D para a Radioterapia 3D conformacional deve-se ao advento dos diversos sistemas de planejamento comercialmente
disponíveis e das técnicas de imagem tridimensionais, como a tomografia computadorizada. Os sistemas de planejamento possuem ferramentas que
permitem delinear tridimensionalmente os volumes das estruturas envolvidas em um tratamento a partir de imagens tomográficas, além de contar
com ferramentas de cálculo de dose, que permitem avaliar a dose recebida em cada uma das estruturas delineadas. A aquisição de um desses
sistemas ou a atualização de versão deve ser acompanhada pela realização de diversos testes dosimétricos e não dosimétricos com a finalidade de
determinar as limitações e verificar o correto funcionamento do sistema, além de verificar que a inserção dos dados de comissionamento no Sistema
de Planejamento foi feita corretamente. Este trabalho foi baseado nos protocolos da Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA), documentos
Task Group (TG) da Associação Americana de Física em Medicina (AAPM) e artigos da literatura. Realizou-se uma série de testes dosimétricos
com a finalidade de comissionar o novo sistema de planejamento Eclipse 10.0.28 (Varian Medical Systems).Tal versão possui dois algoritmos de
cálculo para fótons (Pencil Beam Convolution (PBC) e Analytical Anisotropic Algorithm - AAA) e algoritmo Gaussian Pencil Beam para elétrons. No
entanto, não foram realizados testes para o AAA. Os resultados mostraram que os dados dosimétricos foram inseridos corretamente no Sistema de
Planejamento. Alguns resultados permitiram entender as limitações de cálculo de dose do sistema de planejamento Eclipse 10.0.28, em algumas
situações, as quais foram consideradas clinicamente irrelevantes na rotina do serviço.
Palavras-chave: radioterapia, radioterapia conformal, planejamento da radioterapia assistida por computador, aceleradores de partículas, controle
de qualidade.
Abstract
The radiotherapy evolution from 2D treatments to 3D conformal treatments was possible after the advent the treatment planning systems
commercially available and tridimensional images techniques like computed tomography. These systems have tools that allow delineate anatomical
structures from tomographic images. Calculations dose tools allow the planner evaluate the dose received in the anatomical structures. When these
systems are acquired or an upgrade is made many dosimetric and non-dosimetric tests need to be performed to know the system limitations and
correct functioning and to verify the correct dosimetric data insertion. This study was based in International Atomic Energy Agency protocols, Task
Groups documents from American Association of Physics in Medicine, and other papers. A dosimetric test set was done to commissioning the Eclipse
10.0.28 (Varian Medical Systems) treatments planning system This version has two photon calculation algorithm (Pencil Beam Convolution and
Analytical Anisotropic Algorithm – AAA) and Gaussian Pencil Beam algorithm for electron beams. However, tests for AAA it was not performed. In this
study was possible to conclude that the dosimetric data was correctly added in the treatment planning system. Some results allowed us to understand
the algorithm limitations to calculate dose distributions in specifics situations, that was not clinically relevant in our routine.
Keywords: radiotherapy, conformal radiotherapy computer-assisted radiotherapy planning, particle accelerators, quality control.
Autor correspondente: Leandro Ricardo Gonçalves – Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São
Paulo – Avenida Dr. Éneas de Carvalho Aguiar s/nº – CEP: 05403-900 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
119
Gonçalves LR, Pieri K, Silva MA, Santos GR, Sales CP, Rubo RA, Nakandakari MVN, Cunha APV, Santos CZ, Rodrigues LN, Furnari L
Introdução
O sistema de planejamento computadorizado (TPS) é
constituído por um hardware e um software, e tem capacidade de receber imagens de uma mesa digitalizadora, de
um scanner, de equipamentos de imagem — como tomografia computadorizada (TC), ressonância magnética (RM)
e tomografia por emissão de pósitrons (PET). Tal sistema
possibilita a manipulação das imagens para delineamento
de contornos, geração de volumes e fusão de imagens.
Permite simular configuração de feixes e cálculos de dose
em diversos planos de tratamento e possui ferramentas
para avaliação das distribuições de dose. Todas as informações pertinentes à realização do tratamento podem
ser obtidas do sistema via impressa ou por envio via rede
diretamente para as máquinas de tratamento ou para um
sistema de verificação e registro.
É necessário que o sistema tenha sido alimentado
com dados descritivos, geométricos e dosimétricos sobre
as máquinas de tratamento, dados estes obtidos por meio
de comissionamento.
Como todos os outros elementos de um serviço de
radioterapia, o TPS está sujeito a mau funcionamento, tornando-se objeto de um programa de garantia da qualidade (PGQ). O grau de detalhamento e de profundidade do
controle da qualidade (CQ) depende do tipo de utilização
clínica, como por exemplo, o grau de complexidade dos
planejamentos realizados, e da divisão de itens a serem
controlados entre diversas pessoas: usuários, vendedores, responsáveis por redes ou controladores da entrada
de dados externos.
Este trabalho visa apresentar alguns testes essenciais
que devem ser realizados para o comissionamento de um
TPS dedicado a utilização em Radioterapia 3D conformacional (3DCRT). Entretanto, é o físico responsável do serviço que deve decidir quais testes são pertinentes e adequados para a sua rotina clínica. Com a realização destes
testes, espera-se determinar as limitações, o correto funcionamento do sistema, e ainda, avaliar a correta inserção
dos dados de comissionamento da máquina de tratamento no Sistema de Planejamento. Uma série de testes não
dosimétricos foram realizados para a avaliação correta de
todas as ferramentas oferecidas pelo TPS. Porém, o objetivo deste trabalho consiste na avaliação do cálculo das
distribuições de dose fornecidas pelo sistema em planejamentos de Radioterapia 3D com feixe de fótons e elétrons.
Os testes apresentados neste trabalho foram realizados por causa da atualização do sistema de planejamento
no serviço de Radioterapia do Hospital das Clínicas. Uma
abordagem mais detalhada dos testes de comissionamento de um TPS pode ser obtida em literatura1-6.
Material e Métodos
Os testes discriminados a seguir foram realizados para
todos os aceleradores do serviço de Radioterapia do
120
Hospital das Clínicas. Os feixes permitidos nessas máquinas para utilização clínica são feixes de fótons de energia
6 e 15 MV, e elétrons de 6, 9, 12 e 15 MeV.
A exatidão do cálculo da dose por um sistema de planejamento depende tanto do algoritmo de cálculo de dose
quanto da qualidade dos dados inseridos em seu banco de
dados. A verificação de que o cálculo é realizado corretamente em todas as possíveis situações de tratamento é inviável. Um conjunto genérico de testes foi realizado levando
em consideração a complexidade da Radioterapia 3DCRT2.
Testes em Geometrias simples
Os softwares de um TPS tem habilidade para fazer cálculos
de dose com técnicas de irradiação complexas, mas o usuário deve certificar-se primeiramente que os cálculos estejam
precisos para situações bem simples que foram verificadas
para os seguintes exemplos: campos quadrados e retangulares; técnicas que utilizam diferentes distâncias fonte-superfície (DFS); modificadores de feixe, tais como filtros físicos,
blocos, presença de bandejas; configurações de colimadores assimétricos e incidências anguladas em superfície plana. Para tais condições foram realizados: cálculos pontuais
de dose de forma manual, medidas experimentais de dose
absoluta, com câmara de ionização devidamente calibrada,
medidas de varredura para obtenção de curvas de dose em
profundidade (PDP) e perfis de campo. Os campos quadrados utilizados foram campos de 10x10 cm2 e 40x40 cm2. Os
perfis de campo foram obtidos nas profundidades de build
up, 5, 10 e 20 cm para os feixes de fótons. O filtro físico utilizado foi um filtro de 60º. As medidas com diferentes DFS foram realizadas para distâncias de 80, 90, 100, 110 e 120 cm.
As medidas em feixes de elétrons foram realizadas para
cones de 10x10 cm2, 15x15 cm2, 20x20 cm2 e 25x25 cm2.
As profundidades escolhidas para obtenção dos perfis de
campo foram de 11 e 23 mm para elétrons de 6 MeV, 19 e
38 mm para elétrons de 9 MeV, 25 e 50 mm para 12 MeV
e 26 e 65 mm para feixes de 15 MeV.
Todas as medidas experimentais de varredura deste trabalho foram realizadas em um objeto simulador Wellhofer
com dimensões de 40x40x40 cm. Duas câmaras de ionização foram utilizadas para as medidas de varredura, possuindo um volume de 0,13 cm3 e, para medidas de dose
absoluta, foi utilizada uma câmara tipo Farmer com volume
0,6 cm3. No sistema de planejamento foi reproduzido o objeto simulador usado nas medidas experimentais, foram reproduzidos também os planejamentos dos quais se obteve
os perfis de campo nas mesmas profundidades, curvas de
PDP e valores de dose em pontos de interesse.
Testes realizados com composições
das geometrias simples
A confirmação dos resultados fornecidos pelo TPS foi feita
por meio de cálculo manual, dosimetria absoluta e medidas de varredura. Essas verificações foram feitas para
combinações de variação de DFS, presença de filtro físico, campos colimados, blocos de transmissão parcial,
incidência oblíqua e medidas fora do eixo central.
Testes dosimétricos para comissionamento de Sistemas de Planejamento em Radioterapia 3DCRT
Critérios e ferramentas de análise
dos dados dos itens 2.1 e 2.2.
As medidas absolutas de dose foram comparadas
com cálculos manuais e com cálculos do Sistema de
Planejamento, obtendo-se o desvio entre as medidas.
Para avaliar os perfis de dose e as curvas de PDP
obtidas no TPS e nas medidas por varredura, determinaram-se diferentes regiões de interesse. A Figura 1
apresenta tais regiões. A região δ1 localiza-se do início
da curva de PDP até o build up, a região δ2 localiza-se
após o build up; a região δ3 está entre 10 e 50% da
dose no raio central, a região δ4 está entre 90 e 100%
da dose no raio central, a região δ5 está entre 50 e 90% da
dose no raio central e a região δ6 é a região com dose menor que 10% da dose no raio central, nos perfis de campo.
Para avaliar as curvas foram estabelecidos dois critérios: um para distância de concordância entre dois valores
de dose (4 mm); e outro para a diferença entre as doses
(2%)4 . A análise das curvas procedeu-se ponto a ponto
com a aplicação dos critérios a cada 0,5 cm, de forma
que, a cada 0,5 cm inseriram-se duas barras de erro, uma
horizontal (para avaliar o critério distância) e outra vertical
(para avaliar o critério diferença de dose).
Contabilizou-se o número de pontos que passaram nos
critérios para cada região e o número total de pontos analisados que passaram no critério como uma forma de avaliar as
limitações do sistema de planejamento implementado.
Qualitativamente, analisou-se a semelhança entre as curvas medidas e as curvas obtidas no TPS, esperando assim
detectar qualquer incongruência que poderia ser causada por
uma incorreta inserção de dados no sistema de planejamento.
Medida de dose absoluta
em um planejamento complexo
Dando continuidade ao processo de comissionamento,
escolheu-se uma geometria que envolva campos utilizados
na rotina clínica. Foram adquiridas imagens de um objeto
simulador em forma de paralelepípedo, que possuía em
seu interior uma câmara de ionização, inserida para uma
medida de dose absoluta. Realizou-se um planejamento no
100
δ2
Devido ao grande número de dados obtidos não será possível apresentá-los completamente, entretanto, algumas
tabelas serão apresentadas na tentativa de resumir as informações mais relevantes obtidas neste estudo. Algumas
curvas foram escolhidas para serem apresentadas.
A Tabela 1 apresenta alguns dos resultados obtidos
para cálculos de Unidades Monitoras (UM) obtidos manualmente e pelo TPS para o aparelho Varian Clinac 6EX.
A Tabela 2 apresenta comparações entre medidas de dose
absoluta com câmara de ionização e cálculos do TPS para
o acelerador Varian Clinac 2100C, energia de 15 MV.
Ao todo, foram analisadas 113 curvas de forma quantitativa e 159 curvas de forma qualitativa entre perfis de
Tabela 1. Algumas comparações entre cálculo manual e medidas do sistema de planejamento computadorizado para o aparelho Varian 6EX.
Tamanho do campo (cm2)
/ DFS (cm)
5X5/100
10X10/100
20X5/100
10x10/80
10x10/120
10x10/ 80 filtro 60º
10x10/100 filtro 60º
15X5/100 filtro 60º
UM do TPS
140
125
129
102
207
249
250
319
UM cálculo
manual
140
125
129
101
210
240
244
314
120
δ4
TPS
varredura
100
80
δ1
40
δ5
60
40
20
20
Desvio
(%)
0,00
0,00
0,00
0,98
-1,45
3,61
2,40
1,57
TPS: sistema de planejamento computadorizado; UM: Unidades Monitoras; DFS: distâncias
fonte-superfície.
TPS
Medido
60
0
Resultados
Dose (%)
Dose (%)
80
TPS com campos que empregaram bolus, filtro físico, incidências anguladas e não coplanares, e campos em arco.
Uma medida de dose absoluta foi comparada com a dose
pontual fornecida pelo sistema de planejamento. Para obter
um valor correto, delineou-se o volume da câmara no sistema de planejamento e a dose foi avaliada utilizando a dose
média obtida em um histograma dose-volume (DVH).
RW50
δ6
δ3
0
0
5
10 15 20 25
Profundidade (cm)
30
35
-20 -15 -10 -5
0
5 10 15
Distância ao raio central (cm)
20
TPS: sistema de planejamento computadorizado.
Figura 1. Regiões de interesse na análise proposta.
121
Gonçalves LR, Pieri K, Silva MA, Santos GR, Sales CP, Rubo RA, Nakandakari MVN, Cunha APV, Santos CZ, Rodrigues LN, Furnari L
Tabela 2. Alguns dos desvios entre medidas de dose absoluta
com câmara de ionização e por cálculos do sistema de planejamento computadorizado.
Tamanho do campo (cm2) /
DFS (cm)
Dose
medida
(cGy)
Dose
calculada TPS
(cGy)
Desvio
(%)
10x10 / 90
94,533
93,64
0,94
20x5 / 90
90,995
90,36
0,69
5x20 / 100 filtro 60º
39,539
39,21
0,83
10x5 assim./100 filtro 60º
47,770
46,56
2,53
15x15 / 100
95,541
96,35
-0,84
15x15 / 100 bloco central
9,458
9,25
2,25
15x15 / 100
transmissão parcial
94,218
94,43
-0,23
10x10 / 100 incidência oblíqua
87,198
85,47
1,98
DFS: distâncias fonte-superfície; TPS: sistema de planejamento computadorizado.
120
Discussão e Conclusões
Os gráficos apresentados e a Tabela 3 revelam que o
algoritmo PBC do TPS apresenta dificuldades na determinação correta da dose na região de umbra (região
com dose menor que 20% do valor do raio central) do
campo de feixes de fótons. O melhor resultado encontrado para esta região foi obtido com a aplicação do
critério diferença de dose (barras horizontais) para o
feixe de 15 MV. A região δ5 não atingiu altos índices de
aprovação no teste empregado. Em curvas de PDP,
TPS
varredura
100
80
80
60
60
40
20
-20 -15 -10 -5 0
5 10 15
0
20
5
10 15 20 25
profundidade (cm)
30
35
TPS
varredura
100
80
80
60
Dose (%)
Dose (%)
0
120
TPS
varredura
100
40
60
40
20
20
0
0
-20
-10
0
10
TPS: sistema de planejamento computadorizado.
Figura 2. Algumas das curvas analisadas.
122
40
20
0
-30
TPS
Medido
100
Dose (%)
Dose (%)
dose e PDP para fótons e elétrons. A Figura 2 apresenta
algumas das curvas analisadas; são apresentadas quatro curvas, das quais três são de análise quantitativa. Das
avaliações quantitativas, a Tabela 3 apresenta um resumo
da análise, ponto a ponto, realizada.
A medida de dose absoluta no objeto simulador descrito em 2.4, feita em todos os aceleradores, apresentou
um desvio inferior a 1,7%.
20
-1
0
1
2
3
4
5
profundidade (cm)
6
7
Testes dosimétricos para comissionamento de Sistemas de Planejamento em Radioterapia 3DCRT
Tabela 3. Análise das curvas do aparelho Varian 2100C.
% falha % falha
% falha δ1
% falha δ2
% falha δ3
% falha δ4
% falha δ5
% falha δ6
total de
Energia
dif. de
dif. de
dif. de
dif. de
dif. de
dif. de
critério diferença
pontos
distância
distância
distância
distância
distância
distância
dose
dose
dose
dose
dose
dose
distância de dose
6MeV
637
10
13
33
0
0
30
0
37
22
17
14
54
0
1
15MeV 656
20
22
52
41
0
50
0
38
41
35
11
25
5
2
6MV
490
21
14
0
50
0
0
27
54
0
0
0
65
72
27
15MV
505
22
8
0
8
0
0
9
50
4
0
0
48
73
5
os índices de aprovação foram baixos para a região
de build up.
Já para os feixes de elétrons, obtiveram-se bons índices de aprovação do teste empregado nas regiões de umbra. Entretanto, nas regiões planas do feixe, para energias
mais altas e campos maiores, notou-se um comportamento dos cálculos do TPS diferente das medidas com câmara de ionização. Acredita-se que o algoritmo utilizado para
elétrons extrapola da mesma forma o comportamento das
curvas de perfis de dose para cones pequenos e cones
grandes, independentemente da energia empregada, ou
seja, o comportamento encontrado para altas energias
em cones 15x15 cm2 e 25x25 cm2 seriam esperados somente para cones pequenos. Esta observação baseia-se
no fato do conjunto de dados usados para alimentar o
TPS não incluir os perfis de dose necessitando somente as PDPs. Porém, as diferenças de dose obtidas não
têm implicações clínicas, uma vez que as maiores diferenças foram encontradas para profundidades além do
alcance terapêutico.
A análise qualitativa permitiu verificar que a inserção de
dados no sistema de planejamento foi correta, pois qualquer erro grosseiro seria notado nesta etapa.
A comparação entre as medidas absolutas e o cálculo
manual (Tabelas 1 e 2) visa avaliar o desempenho do TPS
no cálculo da dose. Os desvios encontrados foram menores que 1,5 % em casos simples e menores que 4% em
casos complexos, e, portanto, estão dentro do aceitável4.
A medida absoluta da dose no objeto simulador com
um planejamento envolvendo campos utilizados rotineiramente foi satisfatória, desvios menores que 1,7%.
Pôde-se entender e avaliar as limitações do sistema
de planejamento nos cálculos de dose. Verificou-se seu
correto funcionamento, tanto quanto a inserção correta de
dados dosimétricos obtidos em dosimetrias.
Referências
1. Fraass B, Doppke K, Hunt M, Kutcher G, Starkschall G, Stern R, et al.
American Association of Physicists in Medicine Radiation Therapy
Committee Task Group 53: quality assurance for clinical radiotherapy
treatment planning. Med Phys. 1998;25(10):1773-829.
2. International Atomic Energy Agency – IAEA. Technical Report Series nº 430:
Commissioning and quality assurance of computerized planning system for
radiation treatment of cancer. Vienna, Austria; 2004.
3. Mijnheer B, Olszewska A, Hartmann G, Knoös T, Rosenwald JC, Welleweerd
H. Quality assurance of treatment planning systems – practical examples
for non-IMRT photons beams. European Society for Therapeutic Radiology
and Oncology – ESTRO. Booklet nº 7 (Physics for Radiotherapy). Brussels:
ESTRO; 2004.
4. Bruinvis IAD, Keus RB, Lenglet WJM, Meijer BJ, Van’t Veld AA, Venselaar
JLM, et al. Quality assurance of 3-D treatment planning systems for
external photon and electron beams. Netherlands Commission on Radiation
Dosimetry. Subcommittee of Treatment Planning Systems; 2005.
5. Swiss Society of Radiobiology and Medical Physics. Quality control of
treatment planning systems for teletherapy. Recomendations nº 7, SSRPM;
Fribourg;1999. Disponível em: http://www.sgsmp.ch/r07tps-e.htm Acesso
em: agosto de 2012.
6. Camargo PR, Rodrigues LN, Furnari L, Rubo RA. Implementation of a quality
assurance program for computerized treatment planning systems. Med
Phys. 2007;34(7):2827-36.
123
Artigo Original
Caracterização dosimétrica do dosímetro
PTW Seven29 e Octavius Phantom para
controle de qualidade em IMRT
Dosimetric characterization of the PTW Seven29
dosimeter and Octavius Phantom for IMRT quality control
Leandro R. Gonçalves, Ângela B. Habitzreuter, Gabriela R. Santos, Érica Y. Watanabe,
Marco A. Silva, Gisela Menegussi e Laura N. Rodrigues
Serviço de Radioterapia do Instituto do Câncer do Estado de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil.
Resumo
Técnicas como IMRT, VMAT e Tomoterapia têm sido bastante utilizadas com a finalidade de conformar melhor a dose no alvo, poupando órgãos sadios
adjacentes. A complexidade dessas técnicas promove o desafio de uma correta verificação independente da dose. Detectores matriciais têm sido
utilizados para tanto. No entanto, a fim de se conhecer o dosímetro e suas limitações, medidas de caracterização são necessárias. Tais dosímetros
podem, por exemplo, apresentar dependência angular. Objetos simuladores foram desenvolvidos de forma que, ao serem utilizados com os detectores
planares, a dependência angular seja eliminada. Este trabalho teve como objetivo caracterizar o dosímetro PTW Seven29, bem como estudar sua
utilização em conjunto com o objeto simulador Octavius Phantom (PTW). O detector mostrou-se reprodutível, com maior desvio obtido igual a 0,25%,
apresentou linearidade com a dose, e mostrou-se independente da taxa de dose. Diferenças para os fatores output foram encontradas (<6%),
entretanto, medidas para casos clínicos asseguram que suas características permitem que o mesmo seja utilizado na verificação da dose em IMRT.
Sua utilização em conjunto com o Octavius Phantom mostrou baixa dependência angular (<1,2%).
Palavras-chave: IMRT, radioterapia, dosimetria, caracterização, dosímetros.
Abstract
Techniques like IMRT, VMAT and Tomotherapy has been used to improve dose conformity in the target, while sparing normal tissues adjacents.
The complexity of this techniques challenge us to correctly verify the dose delivery, in an independent way. Matrix detectors have been used
for this purpose. Although, to exactly understand the dosimeter response and to identify his limitations, chacracterization measurements need to be
performed. These dosimeters, for instance, can present angular dependence. Phantoms has been designed to, when used together the detector,
eliminate this angular dependence. The aim of this work was to characterize PTW Seven 29 dosimeter and also his use with Octavius Phantom (PTW).
The dosimeter showed reproducible with 0.25% the biggest standard deviation, good dose linearity and dose rate independency. Differences for
output factors were obtained (<6%), but a clinical case measurement showed that the set can be used for IMRT verification. When used with Octavius
Phantom the dosimeter showed low angular dependence.
Keywords: IMRT, radiotherapy, dosimetry, characterization, dosimeters.
Introdução
A radioterapia moderna, à medida que promove distribuição de doses cada vez mais conformadas, promove
desafios na correta verificação do cálculo da dose, seja
ela relacionada ao cálculo das Unidades Monitoras, dose
absoluta, ou ainda quanto à capacidade de um acelerador
linear executar um tratamento planejado com gradientes
complexos de dose, tais como os promovidos por técnicas como IMRT, VMAT e Tomoterapia1,2. Softwares de verificação independente de cálculo de UM, comercialmente
disponíveis, têm sido amplamente utilizados, entretanto,
não conseguem verificar se o acelerador linear é capaz
de entregar a dose como planejado, através do movimento das lâminas dos colimadores multifolhas, variações da
taxa de dose, ou ainda, variação da velocidade de rotação
do gantry. Dentre os métodos possíveis para tais verificações, podemos destacar a verificação da dose através
da simulação do planejamento em um objeto simulador3.
Nestes casos, o planejamento é reproduzido em um objeto
simulador, geralmente composto por placas de materiais
equivalentes à água. Para medir a dose absoluta, pode-se
Autor correspondente: Leandro Ricardo Gonçalves – Serviço de Radioterapia do Instituto do Câncer do Estado de São Paulo (ICESP) – Avenida Dr. Arnaldo,
251, 4º subsolo (Radioterapia) – CEP: 01246-000 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
125
Gonçalves LR, Habitzreuter AB, Santos GR, Watanabe EY, Silva MA, Menegussi G, Rodrigues LN
utilizar uma câmara de ionização calibrada e, para verificação da fluência da dose, utiliza-se um detector bidimensional entre as placas em uma profundidade de interesse.
Tal detector pode ser um filme dosimétrico, detectores
matriciais de câmaras de ionização ou de detectores do
estado sólido. Dentre as diferentes características entre
estes detectores, podemos destacar que os dois últimos
reduzem o tempo de realização destas verificações em relação ao filme, possuindo precisão e acurácia suficientes2.
Para a correta utilização de um detector, é necessário
realizar medidas para sua caracterização dosimétrica, de
forma a entender suas respostas e conhecer suas limitações. Detectores matriciais de câmaras de ionização
podem apresentar dependência angular, e objetos simuladores, como o Octavius Phantom, têm sido desenvolvidos
para eliminar ou diminuir tal dependência2.
O detector Seven29 da PTW é um array de câmaras
de ionização, que possui 729 câmaras dispostas em
uma matriz bidimensional de 27 por 27. As câmaras
possuem um volume sensível de 0,125 cm3 e encontram-se espaçadas por uma distância de 1 cm nessa
matriz bidimensional.
Este trabalho visa caracterizar o detector PTW Seven29
associado a um conjunto de placas de água sólida ou a
um objeto simulador Octavius Phantom (PTW), para utilização no controle de qualidade em IMRT no Instituto do
Câncer do Estado de São Paulo (ICESP).
Materiais e Métodos
Para a caracterização, foram realizadas medidas de
reprodutibilidade, linearidade de resposta com a dose,
dependência energética, dependência com a taxa de
dose, dependência angular, dependência com o inverso
do quadrado da distância (IQD) e dependência com o
tamanho de campo.
Todas as medidas foram realizadas em um Acelerador
Linear Elekta Synergy, do Serviço de Radioterapia do
ICESP, para energias de 6 MV e 15 MV.
Para finalidades estatísticas, todas as medidas a
seguir descritas foram realizadas três vezes, exceto as
medidas de reprodutibilidade, as quais foram repetidas
por dez vezes. O dosímetro a ser caracterizado foi utilizado junto a dois objetos simuladores: placas de água
sólida RW3 e/ou Octavius Phantom, ambos equivalentes à água para as energias estudadas. Quando utilizado
com as placas de água sólida, a configuração utilizada
foi: 4,2 cm de água sólida sobre o dosímetro (para que o
volume sensível do detector ficasse posicionado a 5 cm
de profundidade), e 10 cm de água sólida abaixo do detector (para garantir o retroespalhamento para as duas
energias estudadas). O Octavius Phantom tem um formato octogonal e possui uma cavidade de ar em uma
de suas metades para corrigir a dependência angular do
dosímetro Seven29. Tal objeto simulador possui uma cavidade, na qual o detector pode ser acomodado.
126
Reprodutibilidade
Para estudar a reprodutibilidade do dosímetro, este foi
utilizado junto ao conjunto de água sólida, nas condições padrão de irradiação. Foram realizadas dez medidas com 100 UM para as duas energias estudadas,
6 MV e 15 MV. A reprodutibilidade foi avaliada junto
à câmara central do detector, que ocupa a posição
(14,14) na matriz do detector.
Linearidade da resposta com a dose e
dependência energética
A linearidade de resposta do detector foi medida para as
duas energias estudadas junto ao conjunto de água sólida, calculou-se a dose para variações de unidade monitora de 2 UM a 500 UM. Compararam-se as curvas de resposta para as duas energias estudadas, para verificar se o
dosímetro apresenta dependência energética, analisando
o desvio relativo das inclinações das curvas obtidas.
Dependência com a taxa de dose
Para avaliar a resposta do detector com a taxa de dose,
utilizou-se o dosímetro posicionado junto ao conjunto de
água sólida, e foram feitas irradiações para taxas de dose
de 75, 150, 300 e 600 UM/min. Novamente, avaliou-se a
resposta da câmara central do dosímetro.
Dependência com o IQD
Para verificar se o dosímetro responde seguindo a Lei do
Inverso do Quadrado da Distância, este foi irradiado para
diferentes DFS, sendo elas: 90, 95, 100, 105, 110, 115 e
120 cm. Foi utilizada a configuração de irradiação na qual
o dosímetro se encontra entre as placas de água sólida.
Avaliou-se a resposta na câmara central. Foi gerado um
gráfico 1/d2 em função da dose. O coeficiente de correlação para um ajuste linear foi utilizado, para indicar se o
detector responde de forma a satisfazer a Lei do Inverso
do Quadrado da Distância.
Fator output
Avaliou-se a resposta do detector, utilizando a medida
da câmara central para diferentes tamanhos de campos, sendo eles: 3x3, 5x5, 7x7, 10x10, 15x15, 20x20 e
27x27 cm2, nas condições padrão de irradiação. Os fatores foram normalizados para o tamanho de campo
10x10 cm2 e foram comparados com as medidas de comissionamento da máquina.
Dependência angular
Nesta etapa, utilizou-se o dosímetro junto ao objeto simulador Octavius Phantom. Irradiou-se o conjunto em
diferentes ângulos de gantry de 90º a 270º, no sentido
anti-horário, em intervalos de 15º. Para evitar a irradiação
da mesa, o objeto simulador foi posicionado de forma a
garantir simetria entre as irradiações e a cavidade de ar
existente, para garantir a correção informada pelo fabricante. O dosímetro Seven29 ficou posicionado verticalmente em relação à mesa.
Caracterização dosimétrica do dosímetro PTW Seven29 e Octavius Phantom para controle de qualidade em IMRT
Caso clínico
Para avaliar o dosímetro em uma situação clínica, foi utilizado um planejamento de cabeça e pescoço de IMRT com
sete campos. A resposta do detector foi comparada com a
distribuição de dose obtida no sistema de planejamento XiO
(Elekta) por meio da análise gama4 campo a campo. Para
esta irradiação, o detector Seven29 foi posicionado entre a
parte inferior do Octavius Phantom e 7 cm de água sólida.
Resultados
O dosímetro estudado mostrou-se reprodutível. Foram encontrados desvios padrão de 0,25 e 0,1% em dez repetições, para as energias de 6 MV e 15 MV, respectivamente.
A Figura 1 apresenta o comportamento de resposta com
a dose para as duas energias estudadas. Obteve-se um ajuste
linear com coeficiente de correlação igual a 1, para ambas as
energias estudadas. O coeficiente angular das retas obtidas
foi 0,9914 e 0,9751 para 6 MV e 15 MV, respectivamente, resultando em um desvio relativo de 1,6%, o qual representa a
dependência energética do sistema.
6 MV
15 MV
4
1,1
3
1,0
2
1
0,8
0,6
0
1
3
2
Dose (cGy)
4
0,94
0,00007
5
Figura 1. Dependência com a dose e energia.
0,00008 0,00009
0,00010
0,00011 0,00012 0,00013
1/(Distância^2) (1/cm^2)
Figura 3. Dependência com a distância.
6 MV
15 MV
0,93
0,92
6 MV Seven29
comissionamento 6 MV
15 MV Seven29
1,15
1,10
0,91
Fator Campo
0,90
Dose (cGy)
0,9
0,7
0
0,89
0,88
0,87
0,86
0,85
1,05
1,00
0,95
0,90
0,84
0,83
6 MV
15 MV
1,2
Dose (cGy)
Dose medida (cGy)
5
A Figura 2 apresenta a dependência com a taxa de
dose. O desvio máximo encontrado para as diferentes taxas de dose foi de 0,1 e 0,3% para as energias de 6 MV e
15 MV, respectivamente.
A Figura 3 apresenta a dependência da resposta do
detector com a distância. O ajuste linear para as duas
curvas da Figura foi obtida com um coeficiente de correlação igual a 1. A Figura 4 apresenta a dependência do dosímetro com relação ao tamanho de campo
utilizado para a irradiação. Os dados medidos com o
detector matricial foram comparados com dados do comissionamento da máquina.
O maior desvio encontrado foi de 6 e 3,3% para as
energias de 6 MV e 15 MV, respectivamente. A Figura 5
apresenta a dependência angular do dosímetro quando utilizado em conjunto com o objeto simulador
Octavius Phantom. Os desvios relativos encontrados
foram de até 7%, para as duas energias. Entretanto,
é necessário destacar que o objeto simulador possui
um formato octogonal e, portanto, não é um cilindro
perfeito, o que nos leva a considerar que a dose entregue na câmara central não é igual para UM iguais,
0
100
300
400
500
200
Taxa de Dose (U.M/min)
Figura 2. Dependência com a taxa de dose.
600
0,85
0
5
10
15
20
Tamanho de campo (cm)
25
30
Figura 4. Dependência com o tamanho de campo.
127
0,9
6 MV
15 MV
Dose (cGy)
0,8
0,7
0,6
0,5
-105 -90 -75 -60 -45 -30 -15 0
15 30 45 60 75 90 105
Angulo de Gantry (graus)
Figura 5. Dependência angular do dosímetro quando utilizado
em conjunto com o objeto simulador Octavius Phantom.
mm
mm
DoseMap; ID: 0125729
120
60
100% = 57.433
105%
100%
90%
80%
50%
40%
20%
10%
0
-60
-120
-120 -60
mm
120
0
60 120
60
100% = 38.456
105%
100%
90%
80%
50%
40%
20%
10%
0
-60
-120
-120 -60
mm
mm
2D-ARRAY
60 120
mm
2D-ARRAY
120
120
60
100% = 58.260
105%
100%
90%
80%
50%
40%
20%
10%
0
-60
-120
-120 -60
0
60 120
60
100% = 36.048
105%
100%
90%
80%
50%
40%
20%
10%
0
-60
-120
-120 -60
mm
0
60 120
O dosímetro mostrou-se reprodutível, responde linearmente
com a dose e apresenta pequena dependência energética.
Possui baixa dependência com a taxa de dose e responde
adequadamente à Lei do Inverso do Quadrado da Distância.
Foi encontrada uma diferença nas medidas de fator campo
de 6%, quando comparado com resultados obtidos no comissionamento. Observou-se que, quando utilizado junto ao
objeto simulador Octavius Phantom, o dosímetro apresenta uma dependência angular menor que 1,2%. Os resultados obtidos da análise gama para o caso clínico estudado
mostram que, quando sob a influência de todos os fatores
estudados, o dosímetro continua a oferecer resultados satisfatórios como dosímetro para verificação de dose em IMRT.
Referências
1.
mm
mm
mm
Gamma:
120
1.5
60
1.2
0
0.8
-60
0.4
-120
0
-120 -60
0
60 120
mm
Gamma:
120
1.5
60
2.
1.2
0
0.8
-60
0.4
-120
3.
0
-120 -60
Figura 6. Análise gama para o caso clínico.
128
0
justificando as diferenças encontradas. Deve-se então analisar o desvio entre ângulos simétricos, sendo
encontrados nestes casos desvios máximos de 1,2 e
0,9% para 6 MV e 15 MV, respectivamente.
Em relação ao caso clínico, a Figura 6 apresenta a
distribuição de dose obtida no sistema de planejamento
XiO, a distribuição de dose medida com o dosímetro em
estudo, e a análise gama para dois dos sete campos utilizados. Todos os campos obtiveram índice de aprovação
maior ou igual a 95% dos pontos na análise gama, com
critérios de 3 mm e 3%.
0
60 120
mm
4.
Spezi E, Angelini AL, Romani F, Ferri A. Characterization of a 2D íon
chamber array for the verification of radiotherapy treatments. Phys Med
Biol. 2005;50(14):3361-73.
Esch AV, Clermont C, Devillers M, Iori M, Huyskens DP. On-line quality
assurance of rotational radiotherapy treatment delivery by means of a 2D íon
chamber array and the Octavius Phantom. Med Phys. 2007;34(10):3825-37.
Wiezorek T, Banz N, Schwedas M, Scheithauer M, Salz H, Georg D, et al.
Dosimetric quality assurance for intensity-modulated radiotherapy.
Strahlenther Onkol. 2005;181(7):468-74.
Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative
evaluation of dose distribuitions. Med Phys. 1998;25(5):656-61.
Artigo Original
Caracterização dosimétrica do dosímetro
PTW Seven29 e Octavius Phantom para
controle de qualidade em IMRT
Dosimetric characterization of the PTW Seven29
dosimeter and Octavius Phantom for IMRT quality control
Leandro R. Gonçalves, Ângela B. Habitzreuter, Gabriela R. Santos, Érica Y. Watanabe,
Marco A. Silva, Gisela Menegussi e Laura N. Rodrigues
Serviço de Radioterapia do Instituto do Câncer do Estado de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil.
Resumo
Técnicas como IMRT, VMAT e Tomoterapia têm sido bastante utilizadas com a finalidade de conformar melhor a dose no alvo, poupando órgãos sadios
adjacentes. A complexidade dessas técnicas promove o desafio de uma correta verificação independente da dose. Detectores matriciais têm sido
utilizados para tanto. No entanto, a fim de se conhecer o dosímetro e suas limitações, medidas de caracterização são necessárias. Tais dosímetros
podem, por exemplo, apresentar dependência angular. Objetos simuladores foram desenvolvidos de forma que, ao serem utilizados com os detectores
planares, a dependência angular seja eliminada. Este trabalho teve como objetivo caracterizar o dosímetro PTW Seven29, bem como estudar sua
utilização em conjunto com o objeto simulador Octavius Phantom (PTW). O detector mostrou-se reprodutível, com maior desvio obtido igual a 0,25%,
apresentou linearidade com a dose, e mostrou-se independente da taxa de dose. Diferenças para os fatores output foram encontradas (<6%),
entretanto, medidas para casos clínicos asseguram que suas características permitem que o mesmo seja utilizado na verificação da dose em IMRT.
Sua utilização em conjunto com o Octavius Phantom mostrou baixa dependência angular (<1,2%).
Palavras-chave: IMRT, radioterapia, dosimetria, caracterização, dosímetros.
Abstract
Techniques like IMRT, VMAT and Tomotherapy has been used to improve dose conformity in the target, while sparing normal tissues adjacents.
The complexity of this techniques challenge us to correctly verify the dose delivery, in an independent way. Matrix detectors have been used
for this purpose. Although, to exactly understand the dosimeter response and to identify his limitations, chacracterization measurements need to be
performed. These dosimeters, for instance, can present angular dependence. Phantoms has been designed to, when used together the detector,
eliminate this angular dependence. The aim of this work was to characterize PTW Seven 29 dosimeter and also his use with Octavius Phantom (PTW).
The dosimeter showed reproducible with 0.25% the biggest standard deviation, good dose linearity and dose rate independency. Differences for
output factors were obtained (<6%), but a clinical case measurement showed that the set can be used for IMRT verification. When used with Octavius
Phantom the dosimeter showed low angular dependence.
Keywords: IMRT, radiotherapy, dosimetry, characterization, dosimeters.
Introdução
A radioterapia moderna, à medida que promove distribuição de doses cada vez mais conformadas, promove
desafios na correta verificação do cálculo da dose, seja
ela relacionada ao cálculo das Unidades Monitoras, dose
absoluta, ou ainda quanto à capacidade de um acelerador
linear executar um tratamento planejado com gradientes
complexos de dose, tais como os promovidos por técnicas como IMRT, VMAT e Tomoterapia1,2. Softwares de verificação independente de cálculo de UM, comercialmente
disponíveis, têm sido amplamente utilizados, entretanto,
não conseguem verificar se o acelerador linear é capaz
de entregar a dose como planejado, através do movimento das lâminas dos colimadores multifolhas, variações da
taxa de dose, ou ainda, variação da velocidade de rotação
do gantry. Dentre os métodos possíveis para tais verificações, podemos destacar a verificação da dose através
da simulação do planejamento em um objeto simulador3.
Nestes casos, o planejamento é reproduzido em um objeto
simulador, geralmente composto por placas de materiais
equivalentes à água. Para medir a dose absoluta, pode-se
Autor correspondente: Leandro Ricardo Gonçalves – Serviço de Radioterapia do Instituto do Câncer do Estado de São Paulo (ICESP) – Avenida Dr. Arnaldo,
251, 4º subsolo (Radioterapia) – CEP: 01246-000 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
125
utilizar uma câmara de ionização calibrada e, para verificação da fluência da dose, utiliza-se um detector bidimensional entre as placas em uma profundidade de interesse.
Tal detector pode ser um filme dosimétrico, detectores
matriciais de câmaras de ionização ou de detectores do
estado sólido. Dentre as diferentes características entre
estes detectores, podemos destacar que os dois últimos
reduzem o tempo de realização destas verificações em relação ao filme, possuindo precisão e acurácia suficientes2.
Para a correta utilização de um detector, é necessário
realizar medidas para sua caracterização dosimétrica, de
forma a entender suas respostas e conhecer suas limitações. Detectores matriciais de câmaras de ionização
podem apresentar dependência angular, e objetos simuladores, como o Octavius Phantom, têm sido desenvolvidos
para eliminar ou diminuir tal dependência2.
O detector Seven29 da PTW é um array de câmaras
de ionização, que possui 729 câmaras dispostas em
uma matriz bidimensional de 27 por 27. As câmaras
possuem um volume sensível de 0,125 cm3 e encontram-se espaçadas por uma distância de 1 cm nessa
matriz bidimensional.
Este trabalho visa caracterizar o detector PTW Seven29
associado a um conjunto de placas de água sólida ou a
um objeto simulador Octavius Phantom (PTW), para utilização no controle de qualidade em IMRT no Instituto do
Câncer do Estado de São Paulo (ICESP).
Para a caracterização, foram realizadas medidas de
reprodutibilidade, linearidade de resposta com a dose,
dependência energética, dependência com a taxa de
dose, dependência angular, dependência com o inverso
do quadrado da distância (IQD) e dependência com o
tamanho de campo.
Todas as medidas foram realizadas em um Acelerador
Linear Elekta Synergy, do Serviço de Radioterapia do
ICESP, para energias de 6 MV e 15 MV.
Para finalidades estatísticas, todas as medidas a
seguir descritas foram realizadas três vezes, exceto as
medidas de reprodutibilidade, as quais foram repetidas
por dez vezes. O dosímetro a ser caracterizado foi utilizado junto a dois objetos simuladores: placas de água
sólida RW3 e/ou Octavius Phantom, ambos equivalentes à água para as energias estudadas. Quando utilizado
com as placas de água sólida, a configuração utilizada
foi: 4,2 cm de água sólida sobre o dosímetro (para que o
volume sensível do detector ficasse posicionado a 5 cm
de profundidade), e 10 cm de água sólida abaixo do detector (para garantir o retroespalhamento para as duas
energias estudadas). O Octavius Phantom tem um formato octogonal e possui uma cavidade de ar em uma
de suas metades para corrigir a dependência angular do
dosímetro Seven29. Tal objeto simulador possui uma cavidade, na qual o detector pode ser acomodado.
126
Reprodutibilidade
Para estudar a reprodutibilidade do dosímetro, este foi
utilizado junto ao conjunto de água sólida, nas condições padrão de irradiação. Foram realizadas dez medidas com 100 UM para as duas energias estudadas,
6 MV e 15 MV. A reprodutibilidade foi avaliada junto
à câmara central do detector, que ocupa a posição
(14,14) na matriz do detector.
Linearidade da resposta com a dose e
dependência energética
A linearidade de resposta do detector foi medida para as
duas energias estudadas junto ao conjunto de água sólida, calculou-se a dose para variações de unidade monitora de 2 UM a 500 UM. Compararam-se as curvas de resposta para as duas energias estudadas, para verificar se o
dosímetro apresenta dependência energética, analisando
o desvio relativo das inclinações das curvas obtidas.
Dependência com a taxa de dose
Para avaliar a resposta do detector com a taxa de dose,
utilizou-se o dosímetro posicionado junto ao conjunto de
água sólida, e foram feitas irradiações para taxas de dose
de 75, 150, 300 e 600 UM/min. Novamente, avaliou-se a
resposta da câmara central do dosímetro.
Dependência com o IQD
Para verificar se o dosímetro responde seguindo a Lei do
Inverso do Quadrado da Distância, este foi irradiado para
diferentes DFS, sendo elas: 90, 95, 100, 105, 110, 115 e
120 cm. Foi utilizada a configuração de irradiação na qual
o dosímetro se encontra entre as placas de água sólida.
Avaliou-se a resposta na câmara central. Foi gerado um
gráfico 1/d2 em função da dose. O coeficiente de correlação para um ajuste linear foi utilizado, para indicar se o
detector responde de forma a satisfazer a Lei do Inverso
do Quadrado da Distância.
Fator output
Avaliou-se a resposta do detector, utilizando a medida
da câmara central para diferentes tamanhos de campos, sendo eles: 3x3, 5x5, 7x7, 10x10, 15x15, 20x20 e
27x27 cm2, nas condições padrão de irradiação. Os fatores foram normalizados para o tamanho de campo
10x10 cm2 e foram comparados com as medidas de comissionamento da máquina.
Dependência angular
Nesta etapa, utilizou-se o dosímetro junto ao objeto simulador Octavius Phantom. Irradiou-se o conjunto em
diferentes ângulos de gantry de 90º a 270º, no sentido
anti-horário, em intervalos de 15º. Para evitar a irradiação
da mesa, o objeto simulador foi posicionado de forma a
garantir simetria entre as irradiações e a cavidade de ar
existente, para garantir a correção informada pelo fabricante. O dosímetro Seven29 ficou posicionado verticalmente em relação à mesa.
Caracterização dosimétrica do dosímetro PTW Seven29 e Octavius Phantom para controle de qualidade em IMRT
Caso clínico
Para avaliar o dosímetro em uma situação clínica, foi utilizado um planejamento de cabeça e pescoço de IMRT com
sete campos. A resposta do detector foi comparada com a
distribuição de dose obtida no sistema de planejamento XiO
(Elekta) por meio da análise gama4 campo a campo. Para
esta irradiação, o detector Seven29 foi posicionado entre a
parte inferior do Octavius Phantom e 7 cm de água sólida.
Resultados
O dosímetro estudado mostrou-se reprodutível. Foram encontrados desvios padrão de 0,25 e 0,1% em dez repetições, para as energias de 6 MV e 15 MV, respectivamente.
A Figura 1 apresenta o comportamento de resposta com
a dose para as duas energias estudadas. Obteve-se um ajuste
linear com coeficiente de correlação igual a 1, para ambas as
energias estudadas. O coeficiente angular das retas obtidas
foi 0,9914 e 0,9751 para 6 MV e 15 MV, respectivamente, resultando em um desvio relativo de 1,6%, o qual representa a
dependência energética do sistema.
6 MV
15 MV
4
1,1
3
1,0
2
1
0,8
0,6
0
1
3
2
Dose (cGy)
4
0,94
0,00007
5
Figura 1. Dependência com a dose e energia.
0,00008 0,00009
0,00010
0,00011 0,00012 0,00013
1/(Distância^2) (1/cm^2)
Figura 3. Dependência com a distância.
6 MV
15 MV
0,93
0,92
6 MV Seven29
15 MV Seven29
1,15
1,10
0,91
Fator Campo
0,90
Dose (cGy)
0,9
0,7
0
0,89
0,88
0,87
0,86
0,85
1,05
1,00
0,95
0,90
0,84
0,83
6 MV
15 MV
1,2
Dose (cGy)
Dose medida (cGy)
5
A Figura 2 apresenta a dependência com a taxa de
dose. O desvio máximo encontrado para as diferentes taxas de dose foi de 0,1 e 0,3% para as energias de 6 MV e
15 MV, respectivamente.
A Figura 3 apresenta a dependência da resposta do
detector com a distância. O ajuste linear para as duas
curvas da Figura foi obtida com um coeficiente de correlação igual a 1. A Figura 4 apresenta a dependência do dosímetro com relação ao tamanho de campo
utilizado para a irradiação. Os dados medidos com o
detector matricial foram comparados com dados do comissionamento da máquina.
O maior desvio encontrado foi de 6 e 3,3% para as
energias de 6 MV e 15 MV, respectivamente. A Figura 5
apresenta a dependência angular do dosímetro quando utilizado em conjunto com o objeto simulador
Octavius Phantom. Os desvios relativos encontrados
foram de até 7%, para as duas energias. Entretanto,
é necessário destacar que o objeto simulador possui
um formato octogonal e, portanto, não é um cilindro
perfeito, o que nos leva a considerar que a dose entregue na câmara central não é igual para UM iguais,
0
100
300
400
500
200
Taxa de Dose (U.M/min)
Figura 2. Dependência com a taxa de dose.
600
0,85
0
5
10
15
20
Tamanho de campo (cm)
25
30
Figura 4. Dependência com o tamanho de campo.
127
0,9
6 MV
15 MV
Dose (cGy)
0,8
0,7
0,6
0,5
-105 -90 -75 -60 -45 -30 -15 0
15 30 45 60 75 90 105
Angulo de Gantry (graus)
Figura 5. Dependência angular do dosímetro quando utilizado
em conjunto com o objeto simulador Octavius Phantom.
mm
mm
120
60
100% = 57.433
105%
100%
90%
80%
50%
40%
20%
10%
0
-60
-120
-120 -60
mm
120
0
60 120
60
100% = 38.456
105%
100%
90%
80%
50%
40%
20%
10%
0
-60
-120
-120 -60
mm
mm
2D-ARRAY
60 120
mm
2D-ARRAY
120
120
60
100% = 58.260
105%
100%
90%
80%
50%
40%
20%
10%
0
-60
-120
-120 -60
0
60 120
60
100% = 36.048
105%
100%
90%
80%
50%
40%
20%
10%
0
-60
-120
-120 -60
mm
0
60 120
O dosímetro mostrou-se reprodutível, responde linearmente
com a dose e apresenta pequena dependência energética.
Possui baixa dependência com a taxa de dose e responde
adequadamente à Lei do Inverso do Quadrado da Distância.
Foi encontrada uma diferença nas medidas de fator campo
de 6%, quando comparado com resultados obtidos no comissionamento. Observou-se que, quando utilizado junto ao
objeto simulador Octavius Phantom, o dosímetro apresenta uma dependência angular menor que 1,2%. Os resultados obtidos da análise gama para o caso clínico estudado
mostram que, quando sob a influência de todos os fatores
estudados, o dosímetro continua a oferecer resultados satisfatórios como dosímetro para verificação de dose em IMRT.
Referências
1.
mm
mm
mm
Gamma:
120
1.5
60
1.2
0
0.8
-60
0.4
-120
0
-120 -60
0
60 120
mm
Gamma:
120
1.5
60
2.
1.2
0
0.8
-60
0.4
-120
3.
0
-120 -60
Figura 6. Análise gama para o caso clínico.
128
0
justificando as diferenças encontradas. Deve-se então analisar o desvio entre ângulos simétricos, sendo
encontrados nestes casos desvios máximos de 1,2 e
0,9% para 6 MV e 15 MV, respectivamente.
Em relação ao caso clínico, a Figura 6 apresenta a
distribuição de dose obtida no sistema de planejamento
XiO, a distribuição de dose medida com o dosímetro em
estudo, e a análise gama para dois dos sete campos utilizados. Todos os campos obtiveram índice de aprovação
maior ou igual a 95% dos pontos na análise gama, com
critérios de 3 mm e 3%.
0
60 120
mm
4.
Spezi E, Angelini AL, Romani F, Ferri A. Characterization of a 2D íon
chamber array for the verification of radiotherapy treatments. Phys Med
Biol. 2005;50(14):3361-73.
Esch AV, Clermont C, Devillers M, Iori M, Huyskens DP. On-line quality
assurance of rotational radiotherapy treatment delivery by means of a 2D íon
chamber array and the Octavius Phantom. Med Phys. 2007;34(10):3825-37.
Wiezorek T, Banz N, Schwedas M, Scheithauer M, Salz H, Georg D, et al.
Dosimetric quality assurance for intensity-modulated radiotherapy.
Strahlenther Onkol. 2005;181(7):468-74.
Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative
evaluation of dose distribuitions. Med Phys. 1998;25(5):656-61.
Artigo Original
Revista Brasileira de Física Médica.2012:6(3):129-32.
Uma metodologia para verificação
dosimétrica in vivo em radioterapia
estereotáxica
A verification methodology for in vivo dosimetry in
stereotactic radiotherapy
Leonardo L. Amaral1,2, Harley F. Oliveira1, Leandro R. Fairbanks1, Patrícia Nicolucci2
e Thomaz G. Netto1,2
1
Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo (HCFMRP-USP) –
Ribeirão Preto (SP), Brasil.
2
Departamento de Física da Faculdade de Filosofia, Ciências e Letras de Ribeirão Preto da Universidade de São
Paulo (FFCLRP-USP) – Ribeirão Preto (SP), Brasil.
Resumo
Radioterapia de lesões cerebrais próximas a estruturas críticas necessita de uma alta exatidão na localização e dose. A alta precisão na localização
é obtida por meio dos aparatos estereotáxicos. O rigor na liberação da dose deve ser acompanhado por um preciso controle da qualidade nos
aparelhos que envolvem a prática, porém, ainda não garante a dose no momento da terapêutica. O grande número de campos e a pequena dimensão
deles dificultam os métodos convencionais de dosimetria no momento do tratamento. O objetivo deste trabalho foi desenvolver uma metodologia
de verificação dosimétrica in vivo em radioterapia estereotáxica, com auxilio de filme radiocrômico no Acelerador Linear com colimadores Moduleaf.
A técnica utiliza segmentos de filme radiocrômico Gafchromic EBT2, com dimensões de 1x1 cm2, acoplados na área externa ao micromultileaf
Moduleaf da Siemens. Esses filmes foram inseridos na região do eixo central do feixe. Os filmes foram calibrados e irradiados para obtenção dos
fatores que determinam a dependência dosimétrica da dimensão do campo. Com estes dados, foi elaborado um programa computacional, o qual
calcula a densidade relativa que um filme deve adquirir quando submetido a uma exposição nesta configuração. Neste estudo foram avaliados
cinco planos não coplanares, o primeiro com 15 campos e os outros com 25 campos. Antes de iniciar o procedimento, o segmento de filme é
acoplado ao aparelho e, após a execução do tratamento, a densidade relativa é avaliada e comparada com a calculada. O valor médio da verificação
dosimétrica no momento da irradiação, comparado com o calculado pela planilha, foi de 1,5%. Os dados coletados neste estudo apresentaram
uma concordância satisfatória entre o calculado pelo programa e o medido no densitometro. Desta forma, foi desenvolvida uma metodologia para
verificação dosimétrica in vivo em radioterapia estereotáxica com acelerador linear e colimadores Moduleaf.
Palavras-chave: radiação estereotáxica, verificação dosimétrica in vivo, filme radiocrômico.
Abstract
Radiotherapy of brain lesions near critical structures requires a high accuracy in the location and dose. The high precision is achieved by the location
of the stereotactic apparatus. The accuracy in dose delivery should be accompanied by an accurate quality control in devices that involve the practice,
however, still does not guarantee the dose at the time of therapy. The large number of fields and the small size of these conventional methods difficult
dosimetry during treatment. The objective of this work was to develop a verification methodology in vivo dosimetry in stereotactic radiotherapy with
the aid of the film radiochromic Linear Accelerator with multileaf collimators Moduleaf. The technique uses film segments radiochromic Gafchromic
EBT2, with dimensions of 1x1 cm2 in area outside the coupled micro-multileaf Moduleaf Siemens. These films were inserted in the region of the
central axis of the beam. The films were irradiated and calibrated to obtain the factors that determine the size dependence of the dosimetric field.
With these data, we designed a computer program which calculates the density of a film must acquire when subjected to an exposure in this setting.
This study evaluated five non-coplanar plans, the first with 15 fields and the other with 25 fields. Before starting the procedure, the film segment is
coupled to the device, and after the treatment, the relative density is evaluated and compared with the calculated. The average value of the verification
at the time of radiation dosimetry compared with the calculated by the sheet was 1.5%. The data collected in this study showed a satisfactory
agreement between measured and calculated by the program in the densitometer. Thus, a methodology was developed to verify in vivo dosimetry in
radiotherapy and stereotactic linear accelerator collimators Moduleaf.
Keywords: stereotactic radiation, in vivo dosimetry verification, film radiochromic.
Autor correspondente: Leonardo Lira do Amaral – Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da Universidade
de São Paulo (HCFMRP-USP) – Avenida Bandeirantes, 3.900 – Campus Universitário – CEP: 14048-900 – Ribeirão Preto (SP), Brasil –
129
Amaral LL, Oliveira HF, Fairbanks LR, Nicolucci P, Netto TG
Introdução
A radioterapia de lesões cerebrais próximas a estruturas
críticas necessitam de uma alta exatidão na localização
e dose. A técnica de radiocirurgia estereotáxica utiliza
um sistema de coordenadas espaciais para localizar as
lesões, permitindo tratá-las com inúmeros feixes de radiação, sem intervenção cirúrgica, em uma única aplicação.
Quando existe a indicação de mais de uma fração, esta
técnica é chamada de radioterapia estereotáxica1.
Apesar da técnica de radioterapia esterotáxica resultar
em benefícios significativos aos pacientes nos tratamento
de tumores cerebrais, os equipamentos utilizados nestas
práticas devem passar por uma rigorosa calibração, utilizando um programa de controle da qualidade mais elaborado, já que um erro provocado pelo sistema pode causar lesões severas no paciente. Um exemplo de acidente
acorreu nos Estado Unidos da América. No ano de 2010,
o jornal The New York Times apresentou uma reportagem,
segundo a qual um hospital em Missouri liberou doses
maiores de radiação em 76 pacientes, durante um período
de cinco anos2.
O rigor na liberação da dose deve ser acompanhado
por um preciso controle da qualidade nos aparelhos que
envolvem a prática3,4. Uma dosimetria individual antes do
tratamento é fundamental para confirmar o processo
do planejamento, porém não garante a liberação da dose
no momento da terapêutica5,6.
É imperativo que uma dosimetria no momento do
tratamento deva ser realizada, porém, na radioterapia extereotáxica existem muitos campos não coplanares com
dimensões reduzidas que dificultam a realização dos métodos convencionais de dosimetria in vivo7.
McCurdy et al.8, em 2008, testaram o Matrixx da IBA
acoplado no cabeçote do aparelho para realização do
controle da qualidade. Essa configuração tem a vantagem
de não apresentar dependência angular, podendo assim
ser utilizada por vários campos em diversas angulações,
mas apresenta a desvantagem de possuir baixa resolução
espacial, além do fato de absorver muita radiação. Desta
forma, ainda não é uma alternativa para dosimetria in vivo.
O objetivo deste trabalho foi desenvolver uma técnica
de verificação dosimétrica in vivo em radioterapia estereotáxica, com filme radiocrômico em Acelerador Linear
com microcolimadores Moduleaf, e validá-la com métodos
convencionais de controle da qualidade.
segmento de filme acoplado ao cabeçote em cinco planos, confirmou-se o resultado com o controle da qualidade convencional.
Metodologia da verificação dosimétrica in vivo
A metodologia da verificação dosimétrica in vivo foi formada por segmentos de filmes radiocrômicos Gafchromic
EBT2, nas dimensões de 1x1 cm2, acoplados na área externa do micromultileaf Moduleaf (Siemens, Alemanha).
Esses filmes foram inseridos na região do eixo central do
feixe, como mostra a Figura 1.
Para se calcular a densidade que o filme deverá adquirir após o tratamento, foi realizada uma calibração que
relacionava a densidade relativa do filme com o número de
unidades monitoras para o campo de 5x5 cm2. Os filmes
foram expostos de zero a 380 unidades monitoras (UM)
com intervalo de 20 UM.
Como, em geral, os feixes de tratamento não possuem
dimensões fixas, realizou-se um estudo da variação da densidade relativa com relação ao tamanho de campo. Para
isso, os segmentos foram expostos com 100 UM para
determinação da influência dos tamanhos de campo, nas
dimensões de 1x1, 2x2, 3x3, 5x5, 10x10 cm2. As densidades relativas de todos os filmes foram medidas, utilizando
um densitômetro ótico digital CQ-01 da MRA, e normalizadas para o campo de 5x5 cm2 para formar os fatores de
Dependência Dosimétrica da Dimensão do Campo (DDDC).
Com estes dados, foi elaborado um programa computacional que soma as unidades monitoras de todos os
campos, calcula o campo equivalente médio e, depois,
associa com os valores da calibração e DDDC para calcular a densidade que o filme deverá adquirir após a irradiação, por meio da multiplicação do valor encontrado na
calibração e do DDDC.
A fim de avaliar a reprodutibilidade das densidades relativas dos segmentos de filmes radiocrômicos irradiados,
foram realizadas cinco exposições com 100 UM, e cinco
com 300 UM, na configuração da técnica de dosimetria in
vivo, com o campo de 5x5 cm2.
Material e métodos
A verificação dosimétrica in vivo tem como propósito
descrever a densidade relativa (DR) que um filme deverá
adquirir após o tratamento, se ele estiver posicionado na
saída do feixe, como mostra a Figura 1. Na validação do
processo, realizou-se um controle da qualidade convencional com um objeto simulador de água sólida e câmara de ionização, ou seja, no momento que foi irradiado o
130
Figura 1. Configuração da verificação dosimétrica in vivo. No
detalhe, o filme posicionado no eixo central de irradiação e,
abaixo, o filme posicionado no objeto simulador.
Uma metodologia para verificação dosimétrica in vivo em radioterapia estereotáxica
Controle da qualidade convencional
Para validação da técnica da verificação dosimétrica
in vivo, foi realizado um controle da qualidade convencional no mesmo momento das exposições dos cinco
planos, por meio de uma dosimetria de referência com
câmara de ionização CC13 de 0,13 cm3 (IBA Dosimetry,
Alemanha) posicionada no centro do objeto simulador
composto por água sólida (Figura 2), com dimensões de
18x18x18 cm3 no isocentro do acelerador linear Oncor
(Siemens, Alemanha).
A Tabela 2 apresenta os dados da dependência dosimétrica da dimensão do campo, e a Tabela 3 apresenta
as diferenças percentuais entre as densidades relativas
calculadas pelo programa e as medidas em densitômetro ótico, para os cinco planos avaliados.
70
Densidade Relativa (10-2)
Na validação do processo foram estudados cinco
planos não coplanares, realizados no iPlan, que simulavam alguns tratamentos em radioterapia estereotáxica
no Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de
Ribeirão Preto (HCFMRP), o primeiro com campo equivalente médio de 5,1 cm em 15 campos não coplanares, e
os outros quatro planos com campos equivalentes médios
de 2,2; 2,8; 3,8; e 5,3 cm, em 25 campos não coplanares.
Antes de iniciar o procedimento, o segmento de filme era
acoplado ao aparelho, e após a execução do tratamento,
a densidade relativa era avaliada e comparada com a calculada pelo programa desenvolvido.
60
50
40
30
20
-50
50
100 150 200 250 300 350 400
Unidade Monitora
Figura 3. Dados da calibração dos segmentos do filme.
Tabela 1. Densidade relativa dos filmes expostos a 100 UM e
300 UM na configuração da técnica de dosimetria in vivo.
Resultados
Dosimetria in vivo
A Figura 3 apresenta os dados da calibração dos segmentos dos filmes nas configurações da verificação dosimétrica in vivo. O resultado máximo do desvio padrão de cada
medida foi de 0,006.
A Tabela 1 apresenta as densidades relativas dos
filmes expostos a 100 e 300 UM, no campo de 5x5 cm2,
na configuração da técnica de dosimetria in vivo.
0
Filme 1
Filme 2
Filme 3
Filme 4
Filme 5
100 UM
DR 1
0,40
0,40
0,40
0,40
0,40
DR 2
0,40
0,40
0,40
0,40
0,40
Filme 1
Filme 2
Filme 3
Filme 4
Filme 5
300 UM
DR 1
0,60
0,60
0,60
0,60
0,60
DR 2
0,60
0,61
0,60
0,60
0,60
UM: unidade monitoras; DR: densidade relativa
Tabela 2. Dados da dependência dosimétrica da dimensão do
campo, a partir das densidades relativas em função do campo
equivalente.
Ceq (mm)
10,2
20,2
30,6
50,3
70
100
DR
0,400
0,410
0,415
0,420
0,430
0,440
DDDC
0,952
0,976
0,988
1,000
1,024
1,048
Desvio Padrão Máximo: 0,006; Ceq: campo equivalente; DR: densidades relativas;
DDDC: Dependência Dosimétrica da Dimensão do Campo.
Tabela 3. Resultado das diferenças percentuais entre as
densidades relativas medidas e as calculadas pela planilha
desenvolvida nos cinco planos da avaliação da verificação
dosimétrica in vivo.
Planos
P1
P2
P3
P4
P5
Figura 2. Objeto simulador de água sólida.
UM
225
297
297
297
297
Ceq (mm)
51
22
28
38
53
DR Med
0,58
0,64
0,64
0,64
0,67
DR Cal
0,56
0,64
0,64
0,64
0,64
Dif %
2,6
-1,7
-0,9
-0,9
3,7
UM: unidades monitoras; Ceq: campo equivalente; DR: densidade relativa.
131
Amaral LL, Oliveira HF, Fairbanks LR, Nicolucci P, Netto TG
Controle da qualidade convencional
A Tabela 4 apresenta as diferenças percentuais entre os
valores medidos com câmara de ionização, localizados no
eixo central do objeto simulador, e os resultados apresentados pelo sistema de planejamento iPlan no controle da
qualidade convencional, nos cinco planos estudados.
Tabela 4. Diferença percentual entre os valores medidos com
câmara de ionização (CI) e os calculados pelo sistema de planejamento de radioterapia (TPS).
Planos
P1
P2
P3
P4
P5
TPS (cGy)
155
186
193
202
212
CI (cGy)
151,9
180,6
187,3
197,1
207,9
Dif %
2,0
3,0
3,0
2,5
2,0
Discussão e conclusões
O grande número de campos utilizados em radioterapia
estereotáxica e suas pequenas dimensões dificultam as
aplicações das técnicas convencionais de dosimetria in
vivo, que utilizam os dosímetros colocados em contato
com o paciente. Assim, o método de acoplar o dosímetro no cabeçote do aparelho mostrou ser uma alternativa
viável para avaliações dosimétricas. Os dados coletados
neste estudo apresentaram uma concordância satisfatória
entre os valores calculados pelo programa computacional
desenvolvido neste trabalho e os medidos com o densitômetro, e o controle da qualidade convencional validou o
processo da verificação dosimétrica in vivo. Desta forma,
foi desenvolvida uma técnica de verificação dosimétrica in
vivo em radioterapia estereotáxica, com filme radiocrômico em Acelerador Linear com colimadores Moduleaf.
132
Agradecimentos
À Fundação de Apoio ao Ensino, Pesquisa e Assistência
(FAEPA} do HCFMRP-USP.
Ao HCFMRP-USP.
À Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de
Nível Superior (CAPES).
Referências
1. Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Philadelphia: Lippincott
Williams & Wilkins; 2010.
2. Ruiz RR. Radiation errors reported in Missouri. The New York Times. 2010
Dec 28;sect. A:1.
3. Instituto Nacional do Câncer (INCA). Aspectos físicos da garantia da
qualidade em radioterapia.Tec doc 1151.– Protocolo de Controle de
Qualidade. Rio de Janeiro; 2000.
4. AAPM Radiation Therapy Committee. Task Group 24. Physical aspects
of quality assurance in radiation therapy. New York, NY: Published for the
American Association of Physicists in Medicine by the American Institute of
Physics; 1984.
5. Noel A, Aletti P, Bey P, Malissard L. Detection of errors in individual
patients in radiotherapy by systematic in vivo dosimetry. Radiother Oncol.
1995;34(2):144-51.
6. Costa AM, Barbi GL, Bertucci EC, Ferreira H, Sansavino SZ, Colenci B, et
al. In vivo dosimetry with thermoluminescent dosimeters in external photon
beam radiotherapy. Appl Radiat Isot. 2010;68(4-5):760-2.
7. Voordeckers M, Goossens H, Rutten J, Van den Bogaert W. The
implementation of in vivo dosimetry in a small radiotherapy department.
Radiother Oncol. 1998;47(1):45-8.
8. McCurdy B, Mueller L, Backman E, Venkataraman S, Fleming E, Asuni G,
et al. Commissioning and validation of a novel measurement-based IMRT
QA method, incorporating dose recalculation on patient CT data. Med Phys.
2008;35(6):2760.
Artigo Original
Verificação pré-tratamento de RapidArcTM
utilizando Dispositivo Eletrônico
de Imagem Porta
Pre-treatment verification of RapidArcTM using Electronic
Portal Imaging Device
Marília B. Lima, Anne Caroline M. Ferreira, Guilherme R. Bittencourt, Luis F. Pirani e
Thiago B. Silveira
Instituto Nacional do Câncer (INCA) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
Resumo
O RapidArcTM é uma técnica recente, porém amplamente difundida, de aplicação de terapia com intensidade modulada do feixe. Um dos maiores desafios
é a realização do procedimento de verificação pré-tratamento. O objetivo deste trabalho foi analisar a viabilidade do emprego do Dispositivo Eletrônico de
Imagem Portal (EPID) para verificação pré-tratamento de RapidArcTM, empregando o software SNC Patient da Sun Nuclear, habilitado para cálculo de dose em
EPID (licença EPIDose), e comparar os resultados à dose pontual medida com câmara de ionização. Foram analisados cinco planejamentos de RapidArcTM.
Avaliou-se separadamente a dose pontual e planar, arco a arco. Para as medidas de dose pontual utilizou-se uma câmara de ionização cilíndrica de volume
0,15 cm3; já as medidas de distribuição de dose planar, em Calibration Units (CU), foram adquiridas com uso do EPID e depois convertidas para distribuição
de dose em centigray por meio do EPIDose. As doses previstas para ambos os métodos foram calculadas pelo sistema de planejamento Eclipse, versão 8.6,
utilizando o algoritmo AAA. A avaliação da concordância entre as distribuições planares foi realizada no software SNC Patient, empregando o Índice Gama
com parâmetros de variação de dose de 4% (dose máxima), distância para aceitação (DTA) de 4 mm e threshold de 20%. A avaliação da dose pontual foi
realizada calculando-se o desvio percentual da dose medida em relação à dose calculada. O percentual de aprovação médio das distribuições de dose planar
foi de 94,8%. O desvio médio da avaliação de dose pontual foi de -1,2%. O emprego do EPID para realização de verificação pré-tratamento de RapidArcTM
mostrou-se viável e com boa sensibilidade devido à sua alta resolução espacial, porém deve-se considerar a incerteza inerente ao método.
Palavras-chave: RapidArc, controle de qualidade, EPID, EPIDose.
Abstract
The RapidArcTM is a novel but widespread technique to achieve intensity modulated beams. One of the major challenges concerning this technique is the pretreatment verification process. The aim of this paper was to analyze the viability of the Electronic Portal Imaging Device (EPID) used to perform the verification
of RapidArcTM using the Sun Nuclear SNC Patient software enable to EPID dose conversion (EPIDose license) and compare its results with punctual dose
measurements against a low volume ion chamber. There were analyze five RapidArcTM plannings, evaluating, separately, planar and punctual doses for each
arc. For punctual measurements was used a 0,15 cm³ volume ion chamber and the planar distributions, in Calibration Units (CU), were acquired using the
EPID and then converted to absolute dose in centigray through EPIDose. The predicted doses were calculated using the AAA algorithm in Eclipse treatment
planning system, version 8.6. The planar comparisons, performed in SNC Patient, employed the Gamma Index tool with a 4% dose difference, 4 mm distance
to agreement and 20% threshold. The evaluation of punctual dose was defined by calculating deviations between predicted and measured doses. The mean
approval percentage in planar distributions was 94.8% and the average deviation in punctual dose was -1.2%. The use of EPID for RapidArcTM pre-treatment
verification proved to be feasible and showed good sensibility, because of its high spatial resolution. However one must consider the uncertainty of the method.
Keywords: RapidArc, quality assurance, EPID, EPIDose.
Introdução
O objetivo principal dos planejamentos em radioterapia é
a melhor conformação da dose, poupando ao máximo os
tecidos sadios vizinhos aos tumores. Este objetivo culminou, historicamente, com o desenvolvimento de diferentes
técnicas especiais para aprimorar o padrão de conformação tumoral, tais como IMRT e RapidArcTM.
O IMRT emprega o colimador de múltiplas folhas (MLC)
de forma dinâmica, para obter uma variação da fluência do
feixe de tratamento dentro de uma área do campo retangular e, assim, ao somar-se as contribuições de todos os
campos tem-se uma distribuição tridimensional conformada ao tumor.
O RapidArcTM acrescenta alguns graus de liberdade ao
processo do IMRT, pois a taxa de dose e gantry também
são dinâmicos nesta técnica. Ou seja, em cada arco utilizado no planejamento, o acelerador pode variar a velocidade
de rotação do gantry e a taxa de dose, ao mesmo tempo
que as lâminas se movimentam para atingir uma melhor
Autor correspondente: Marília Becker Lima – Instituto Nacional de Câncer José Alencar Gomes da Silva – Setor de Física Médica da Radioterapia – Praça da Cruz
Vermelha, 23, 4º andar do prédio anexo – CEP: 20230-130 – Rio de janeiro (RJ), Brasil – E-mail: [email protected]
133
Lima MB, Ferreira ACM, Bittencourt GR, Pirani LF, Silveira TB
distribuição de dose. A associação entre os três parâmetros
dinâmicos, citados acima, é realizada por meio de pontos
de controle, distribuídos igualmente ao longo do arco, totalizando 177 pontos para um giro completo (360°) do gantry1.
Um dos principais desafios associados ao emprego
destas técnicas avançadas de tratamento é a verificação
dos planos e controle de qualidade dos equipamentos.
Nos últimos anos, diferentes estratégias foram propostas
para análise dos planejamentos de RapidArcTM, algumas
utilizando um conjunto de detectores2 em distribuição volumétrica, e outras analisando doses planares integradas3,4.
Geralmente, os equipamentos para dosimetria volumétrica possuem valor elevado e, ao mesmo tempo, pouca
utilidade prática na rotina de controle de qualidade geral dos
serviços. A aquisição de imagens planares para verificação
de RapidArcTM vem crescendo, por ser uma alternativa mais
barata e prática. Dentro desta metodologia destacam-se os
dispositivos eletrônicos de imagens portais (EPID), pois os
mesmos, quando devidamente calibrados para aquisições
dosimétricas, apresentam alta resolução espacial e sensibilidade, ao mesmo tempo que possuem maior área de detecção frente às matrizes de detectores portáteis.
O objetivo deste trabalho foi avaliar uma metodologia
de verificação pré-tratamento de RapidArcTM com o EPID,
utilizando a licença chamada EPIDose do software SNC
Patient da Sun Nuclear.
Materiais e métodos
Foram realizados cinco planejamentos de RapidArcTM para
diferentes sítios tumorais, utilizando o algoritmo de cálculo
Anisotropic Analytical Algorithm (AAA) com correção de heterogeneidade ativa, do sistema de planejamento Eclipse, versão 8.6. Destes, dois casos são de cabeça e pescoço (CP1
e CP2), e três casos de tumores de próstata (Prost1, Prost2,
Prost3), sendo o último deles com acometimento linfonodal.
Todos os arcos planejados possuem giros completos de 360°,
sendo o número de arcos variável, de acordo com o sítio abordado, porém não superior a dois. As irradiações foram realizadas no acelerador Trilogy, com MLC modelo Millenium 120,
utilizando energias de 6 e 10 MV (Varian Medical Systems).
Para a verificação do plano de tratamento foram utilizados dois sistemas de detecção de dose: o EPID, para
avaliar as distribuições de dose planares, e uma câmara
de ionização para analisar a dose no eixo central.
O EPID utilizado é o modelo aS500-II, composto por
uma unidade de detecção (IDU) e um sistema de aquisição de imagens (IAS3). Este modelo de IDU possui uma
matriz de fotodiodos imersos em silício amorfo, com uma
área máxima de irradiação de 40x30 cm². A imagem gerada pelo EPID, em formato DICOM RT, possui resolução
de 512x384 pixels, correspondente a 0,784 mm por pixel.
Empregou-se o modo de aquisição de imagens integradas para mensurar as matrizes de dose. Sendo este
modo previamente calibrado para dose absoluta na unidade Calibration Units (CU), em uma razão correspondente a
134
1 CU para cada 100 MU, utilizando um campo 10x10 cm²,
com os detectores posicionados na linha do isocentro do
aparelho. Esta razão foi mantida para ambas as energias,
apesar das diferenças de dose absoluta, por praticidade
de uso e recalibração quando necessário.
As irradiações foram realizadas reproduzindo as condições de planejamento com o gantry dinâmico. As imagens
adquiridas a partir das mesmas são exportadas para serem
convertidas em dose absoluta, em centigray, pelo EPIDose.
A utilização do EPIDose requer a aquisição de uma matriz de diodos MapCheck, modelo 1 ou 2, fabricada pela
Sun Nuclear Corporation, e seu software de gerenciamento, SNC Patient. A matriz é parte integrante da configuração do EPIDose, pois este estabelece uma relação entre
dados medidos com o MapCheck e dados equivalentes
para o EPID, como, por exemplo, o fator rendimento relativo do acelerador com a variação do tamanho de campo.
Além disso, a configuração do EPIDose também envolve
a comparação da linearidade de resposta de ambos os
detectores com a dose, e também a configuração manual
de uma curva de Kernel para estimar o padrão de espalhamento do EPID. Como produto final da configuração, o
EPIDose gera um modelo físico de conversão da imagem
DICOM do EPID em dose absoluta, para cada conjunto de
setup e energia de fótons utilizado. O setup do MapCheck
de referência para aquisição de dados e configuração do
EPIDose foi montado com adição de uma placa de água
sólida de 5 cm de espessura e área de 30x30 cm2 acima
do mesmo, em posicionamento isocêntrico com o diodo
central alinhado ao reticulado do aparelho.
Esta configuração foi tomografada para inserção no
Eclipse, e posterior cálculo das doses previstas, com o
mesmo algoritmo utilizado no plano original. Essas doses
são calculadas convertendo a movimentação do gantry
do planejamento para uma posição estática, de forma a
produzir uma distribuição planar comparável à matriz adquirida com o EPID, mas mantendo a mesma fluência de
lâminas e variações de taxa de dose (Figura 1).
Figura 1. Posicionamento do MapCheck.
Verificação pré-tratamento de RapidArcTM utilizando Dispositivo Eletrônico de Imagem Porta
Uma vez configurado o EPIDose e tomagrafado o
MapCheck, este último não é mais utilizado.
As comparações entre as matrizes de dose medida e
prevista foram realizadas pelo software SNC Patient, empregando o Índice Gama5 com parâmetros de distance to
agreement (DTA) de 4 mm, diferença de dose (DD) de 4%
em relação à dose máxima, e analisando somente a área
compreendida pela isodose de 20% da dose máxima.
Os parâmetros acima citados tiveram seus limites aumentados quando comparados aos utilizados pelo Instituto
Nacional de Câncer (INCA) para avaliação de tratamentos
que utilizam a técnica de IMRT. O aumento da tolerância na
diferença de dose justifica-se pelos maiores gradientes de
8
6
4
2
0
-2
-4
-6
-8
-8 -6 -4 -2 0 2 4 6 8
cGy
8
6
4
2
0
-2
-4
-6
-8
-8 -6 -4 -2 0 2 4 6 8
8
6
4
2
0
-2
-4
-6
-8
-8 -6 -4 -2 0 2 4 6 8
Resultados e discussão
cGy
cGy
448
0
Figura 2. Distribuição de dose planejada (superior esquerda),
medida (superior direita) e comparação das mesmas (inferior).
Os pontos em destaque no último quadro representam aqueles
que ficaram em desacordo com os parâmetros solicitados. A cor
azul indica pontos de subdosagem, enquanto que a cor vermelha, caso ocorra, representa sobredosagem.
10,0%
9,0%
8,0%
7,0%
6,0%
5,0%
4,0%
3,0%
2,0%
1,0%
0,0%
doses que a técnica utilizada gera, e também pelas incertezas associadas à aplicação do modelo físico que converte
a leitura de dose do EPID em dose absoluta. Já a maior tolerância no DTA se deve aos desvios do posicionamento do
Portal durante a rotação do gantry6. Tais desvios são produzidos pelo movimento de sag do gantry (torque gerado pelo
peso do cabeçote do acelerador) e variam de acordo com o
ângulo do mesmo. Não sendo possível a sua correção, não
de uma maneira simples.
O grau de aprovação final da distribuição é dado pelo
percentual de pontos aprovados, ou seja, percentual de
pontos que satisfizeram os parâmetros estabelecidos na
análise do Índice Gama (Figura 2).
O percentual de reprovação médio das distribuições de
dose planar foi de 5,2%, com desvio padrão de 3,2%.
O desvio médio da avaliação de dose pontual foi de -1,2%.
O gráfico abaixo mostra os resultados obtidos para cada
arco (Figura 3).
Os menores índices de reprovação na avaliação Gama
(1 e 0,4%) foram obtidos nos dois casos de próstata, com
apenas um arco de 360°. Os maiores valores de reprovação para a avaliação de dose planar obtidos pelo EPID nas
duas energias foram 9,6 e 7,8% para 10 MV e 6 MV, respectivamente. Nestes dois casos, observaram-se também
as piores concordâncias na avaliação de dose pontual, 3,4
e 2,2%, respectivamente.
Os planejamentos com menor índice de aprovação
são planejamentos mais simples, pois envolvem apenas
uma prescrição de dose. A facilidade encontrada pelo sistema de planejamento, fica evidenciada pelo fato de que
este consegue desenvolver um tratamento satisfatório
com apenas um arco.
Já para os casos mais complexos, com mais de uma
prescrição de dose e muitos órgãos de risco próximos
Diferença
Percentual
IC15
Percentual
Reprovação
EPID
CW
CCW
CP1
6MV
CCW
CW
CP2
6MV
Único
Único
Prost1
6MV
Prost2
10MV
CW
CCW
Prost3
10MV
Sítio - Arco
Figura 3. Diferença percentual das doses centrais planejadas e medidas com a câmara de ionização IC15, e percentual de reprovação, obtido pelo EPIDose, segundo a análise do Índice Gama.
135
Lima MB, Ferreira ACM, Bittencourt GR, Pirani LF, Silveira TB
ao tumor, o sistema de planejamento necessita de mais
de um arco de tratamento e de um dinamismo de lâminas, gantry e taxa de dose mais complexo, a fim de desenvolver um plano adequado. Estes fatos justificam os
índices de aprovação mais baixos encontrados para
os casos de cabeça e pescoço, e próstata com linfonodos acometidos.
Percebe-se também que a energia dos feixes de tratamento não tem um papel relevante na avaliação das
distribuições de dose. Isto evidencia uma calibração satisfatória do EPIDose, pois foram obtidos percentuais de
aprovação acima de 99% para ambas as energias.
Analisando somente a concordância das doses medidas e planejadas pela câmara de ionização IC15, percebemos que, neste método, já existe uma incerteza na
dose a ser medida, devido à não-homogeneidade total
no volume da câmara. O sistema de planejamento fornece uma faixa de previsão de dose que, para os arcos
analisados, possui desvio padrão entre 0,51 e 2,44%
(Tabela 1). Na teoria, esta faixa pode ser reduzida a zero,
se houver uma região do tamanho do volume da câmara
(0,15 cm3), na qual a variação da dose seja nula, o que é
raro acontecer neste tipo de planejamento, onde existem
altos gradientes de dose.
Tabela 1. Valores de dose planejada e medida para a câmara
de ionização IC15.
Dose Planejada Desvio
Dose
Diferença
Caso
Arcos
(cGy)
Padrão Medida(cGy) Percentual
Energia
CP1
6 MV
CP2
6 MV
CW
110,3±2,4
2,18%
109,7
0,5%
CCW
167,1±2,2
1,32%
168,2
-0,7%
CW
103,4±1,5
1,45%
101,1
2,2%
-1,0%
CCW
69,6±1,7
2,44%
70,3
Próst 1
6 MV
Único
235±1,2
0,51%
230,3
Próst 2
10 MV
Único
228±2,0
0,88%
222,4
CW
127,9±1,2
0,94%
126,6
1,0%
CCW
95,1±1,0
1,05%
91,9
3,4%
Próst 3
10 MV
Diferença Percentual Média: 1,2%; Desvio Padrão: 1,5%
136
2,0%
2,5%
Comparando os índices de aprovação estabelecidos
pelos dois métodos, pode-se dizer que há uma concordância entre eles, visto que o único arco que obteve uma avaliação insatisfatória pela medida de dose central realizada pela
câmara de ionização (desvio maior que 3%) também não
obteve índices aceitáveis segundo a avaliação do EPIDose.
Conclusões
O emprego do EPID para a realização de verificação
pré-tratamento de RapidArcTM mostrou-se viável e com
excelente sensibilidade devido à sua alta resolução espacial. A sua utilização é prática e rápida, não exigindo
a aquisição de dispositivos caros, tais como alguns conjuntos de detectores em distribuição volumétrica, específicos para este tipo de verificação.
O uso do MapCheck só é necessário na calibração do
EPIDose, e este costuma ser um dispositivo com outras
utilidades na rotina clínica de controle de qualidade dos
aceleradores.
Porém, deve-se considerar a incerteza inerente ao método, gerada pela conversão da dose com o EPIDose e
também pela variação da posição do detector ao longo
do giro do gantry.
Referências
1. Varian Medical Systems. RapidArc Operations, Revision 2.0. Varian Medical
Systems, 2009.
2. Bedford JL, Warrington AP. Commissioning of Volumetric Modulated Arc
Therapy (VMAT). Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2009;73(2):537-45.
3. Popple RA, Fiveash, BF, Brezoovich IA, Bonner JA. RapidArc radiation
therapy: First year experience at the University of Alabama at Birmingham.
Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2010;77(3):932-41.
4. Daniel JO, Das S, WU QJ, Yin F. Volumetric-Modulated Arc Therapy:
Effective and efficient end-to-end patient-specifc quality assurance. Int J
Radiat Oncol Biol Phys. 2012;82(5):1567-74.
5. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative
evaluation of dose distributions. Med Phys. 1998;25(5):656-61.
6. Bakhtiari M, Kumaraswamy L, Bailey DW, Boer S, Malhotra HK, Podgorsak
MB. Using an EPID for patient-specific VMAT quality assurance. Med Phys.
2011;38(3):1366-73.
Artigo Original
Estudo comparativo de
planejamento entre IMRT sliding window e
RapidArcTM para tumores de cabeça e pescoço
Comparative study between IMRT planning and
RapidArcTM sliding window for head and neck tumors
Luiz F. Pirani, Leonardo P. Silva, Marília B. Lima, Guilherme R. Bittencourt,
Anne Caroline M. Ferreira e Delano V. S. Batista
Instituto Nacional de Câncer (INCA) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
Resumo
Este trabalho teve como objetivo avaliar a técnica de RapidArc (RA) no tratamento de tumores de cabeça e pescoço, e comparar os resultados de
tratamentos com intensidade modulada de radiação em radioterapia (IMRT) no Instituto Nacional de Câncer (INCA). Carcinomas de cabeça e pescoço
têm um histórico natural com relativa expansão para outros sítios, especialmente em estadiamento avançado. Tratamentos mais rápidos, com uma
melhor cobertura do Volume de Tratamento Planejado (PTV) e poupando mais órgãos de risco (ORs) se fazem necessários e trazem um impacto
clínico melhor. Dez pacientes com câncer de cabeça e pescoço, planejados com IMRT, foram replanejados utilizando a técnica de RA. Alguns índices
dosimétricos foram calculados para as duas técnicas, com a intenção de verificar qual delas, ao mesmo tempo, promoveria uma cobertura maior do
PTV e preservaria mais tecidos sadios. Em termos de cobertura, os índices encontrados foram semelhantes. Quanto às doses entregues aos ORs, o
RA se mostrou mais eficiente. A quantidade de unidades monitor (UM), quantidade de campos e tempos de tratamentos estimados são menores do
que na técnica de IMRT. Por fim, concluiu-se que a técnica de RA se mostra bem promissora, diminuindo o tempo de tratamento, reduzindo a dose
média e máxima nos ORs e conformando o alvo semelhantemente à técnica de IMRT.
Palavras-chave: IMRT, cabeça e pescoço, RapidArc, planejamento.
Abstract
This study aims to evaluate the RapidArc (RA) technique in the treatment of head and neck tumors and compare the results of treatments with
intensity modulated radiation therapy (IMRT) in the National Cancer Institute (INCA). Head and neck carcinomas have a natural history with relative
expansion to others regions, especially in advanced levels. Faster treatments, with better coverage of the Planning Target Volume (PTV) and sparing
more risks organs (ROs) are necessary and bring a better clinical impact. Ten patients with head and neck cancer, planned with IMRT technique were
replanned using the RA technique. Some dosimetric indexes were calculated for both techniques, with the intention of verifying which of them, at the
same time, would promote greater coverage of the PTV and preserve more healthy tissue. In terms of coverage, both indexes were similar. The RA
technique was more efficient for delivered doses to ROs. The number of monitor units (MU), number of fields and treatments time estimated were
lower than IMRT technique. Finally, the results have showed that the RA technique clearly reduces the treatment time, reducing the average and
maximum dose to ROs and conforming the target as IMRT technique.
Keywords: IMRT, head and neck, RapidArc, planning.
Introdução
O carcinoma de cabeça e pescoço, tais como cavidade
oral, orofaringe, nasofaringe, laringe, hipofaringe e primário
oculto, tem crescido significantemente nos últimos anos
juntamente com outros tipos de câncer1.
A história natural da maioria dos cânceres de cabeça e pescoço tem um padrão ordenado e relativamente
previsível de espalhamento. Estes, tendem a se espalhar
tanto localmente como regionalmente2.
A radioterapia tem sido utilizada como opção terapêutica de forma radical, concomitante e paliativa nos tratamentos dessas regiões, e com ótimos resultados.
Tratamentos mais rápidos podem ter um impacto clínico benéfico no paciente, em termos de conforto na mesa,
imobilização e minimização no deslocamento dos ORs.
Autor correspondente: Luiz Fernando Pirani – Instituto Nacional de Câncer (INCA) – Praça da Cruz Vermelha, 23 – CEP: 20230-130 – Rio de Janeiro (RJ),
Brasil – E-mail: [email protected]
137
Pirani LF, Silva LP, Lima MB, Bittencourt GR, Ferreira ACM, Batista DVS
138
Dentre as técnicas empregadas pela radioterapia, a técnica de IMRT tem sido empregada comumente. Diferentemente
da Radioterapia Conformacional Tridimencional (3D-RCT),
esta técnica se baseia em múltiplos feixes de radiação de
intensidades não uniformes. Isso permite que doses maiores sejam depositadas em locais adjacentes aos órgãos
de risco, ou seja, conforma melhor a distribuição da dose,
poupando tecidos sadios e aumentando a cobertura da lesão3. Por exemplo, nos casos de cabeça e pescoço tem-se
a oportunidade de limitar a dose da glândula parótica, o que
diminui a probabilidade de xerostomia, melhorando assim a
qualidade de vida do paciente.
Dentro da categoria de intensidade modulada do
feixe, está a técnica de RA com o diferencial de distribuir os feixes modulados durante a rotação do gantry,
com simultâneos ajustes da velocidade de rotação,
abertura do multileaf collimator (MLC) e distribuição da
taxa de dose 4-6.
Alguns casos de cabeça e pescoço apresentam um
elevado grau de dificuldade em conseguir uma boa cobertura do alvo e, ao mesmo tempo, obedecer os limites
de dose estabelecidos na literatura para os orgãos de risco, especialmente aqueles com três níveis de prescrições
de dose. O RA vem mostrando bons resultados, quando
comparado ao IMRT, para diversos sítios7-11.
Este estudo teve como propósito apresentar uma
análise da técnica de RA no tratamento de carcinomas
de cabeça e pescoço, e comparar com resultados de tratamento de IMRT.
(versão 8.6.15) e, pela experiência adquirida em nossa
instituição, utilizou-se de sete a nove campos, com mesmo isocentro e coplanares, para se obter uma melhor
cobertura dos alvos, sem contar os possíveis campos
divididos. A taxa de dose utilizada foi de 400 UM/min.
Os planos de IMRT foram replanejados com dois arcos
de RA conforme Vanetti et al. informaram apresentar os
melhores resultados6.
O algoritmo utilizado foi o Anisotropic Analytical
Algorithm AAA (versão 8.6.15) e todos os campos foram
criados com o colimador rotacionado a 45º (ou 315º) e
taxa de dose de 600 UM/min.
Os planos foram normalizados de modo que 100% da
dose prescrita (DP) cobrisse 95% do volume do PTV de maior
prescrição, de acordo com a recomendação do ICRU 5013.
Parâmetros dosimétricos, tais como a quantidade de
UM, número de campos, tempo de beam-on (TBO), análise do DVH, índices de conformidade (IC), de homogeneidade (IH) e de gradiente (IG) foram analisados.
O TBO foi encontrado dividindo-se a taxa de dose pela
UM total, que é o somatório de UM de todos os campos.
O IH mede a homogeneidade da dose dentro do volume do PTV, e é definida como a razão da dose máxima no
PTV (MD) pela dose prescrita (DP):
Material e métodos
IC=V100/PTV(2)
Dez pacientes, previamente tratados (ou com tratamento
em curso) no Instituto Nacional do Câncer (INCA), com
tumores de cabeça e pescoço, em geral no nível T3 ou
T4, tumores mais avançados nos quais a cadeia linfonodal
é comprometida.
Os ORs, incluindo o quiasma, nervo óptico, cristalino, retinas e mandíbula, foram contornados manualmente em cada fatia de tomografia computadorizada (CT).
Todavia, para a análise do histograma dose volume (DVH)
levou-se em conta a medula, o tronco cerebral, as glândulas parótidas (que são os mais críticos para o tipo de
tratamento analisado) e o PTV. As doses em todos os
ORs desenhados foram objetivadas para ser tão baixas
quanto possível, obedecendo os valores de referência
do Quantitative Analyses of Normal Tissue Effects in the
Clinic (QUANTEC)12.
Os planejamentos foram realizados com energia de
6 MV no software Eclipse, versão 8.6, empregando o
acelerador linear Trilogy da Varian, equipado com MLC
Millenium 120.
Seguem, abaixo, detalhes para cada método de
planejamento.
A técnica de IMRT utilizada foi a de sliding window
com algoritmo de cálculo Pencil Beam Convolution
O IG visa a análise da diferença de dose dentro do PTV
e é definida por:
IH=MD/DP(1)
O volume incluso por 100% da DP foi calculado em
todos os planos e é denotado como V100. O IC é definido
como a razão de V100 pelo volume do PTV,
IG=R50-R100(3)
onde, R100 é o raio da esfera equivalente do V100, e o R50
é o raio da esfera equivalente V50 (volume incluso por
50 % da DP).
Outro modo de analisar a variação da dose em todos
os volumes, visando a diminuição de falsos-positivos que
possa ocorrer no IC, é o Índice de Conformidade Paddick
(ICP)14.
ICP=(PTV ∩ V100)2 / (PTV x V100)(4)
Entretanto, para este trabalho, a intersecção de PTV
com V100 é igual a 95%, de acordo com a nossa normalização. Então, temos:
ICP=0,90/IC(5)
Os DVHs foram utilizados para analisar a dose nos ORs,
tais como dose máxima (Dmax) e dose média (Dmed).
Estudo comparativo de planejamento entre IMRT sliding window e RapidArcTM para tumores de cabeça e pescoço
Resultados
Da Figura 1, extraíram-se o valores indicados na
Tabela 3.
Analisando-se os parâmetros descritos anteriormente
encontrou-se uma diferença significativa na quantidade
de UM utilizada para os tratamentos. Fez-se a razão entre as UM de RA para as UM de IMRT e encontrou-se
um valor médio de 46,5%. Visando a comparação dos
parâmetros dosimétricos definidos na seção anterior, os
mesmos foram calculados e dispostos na Tabela 1.
Na Tabela 2 encontram-se os valores encontrados
para UM, TBO e número de campos.
Com o intuito de analisar e comparar as Dmax e Dmed
dos ORs, a Figura 1 traz um DVH comparativo das duas
técnicas analisadas.
Tabela 1. Índices sugeridos para o Volume de Tratamento Planejado para os planejamentos de intensidade modulada de radiação em radioterapia e RapidArc, valores médios.
Parâmetros
IC
IH
ICP
IG
IMRT
1,15
1,13
0,95
0,10
RA
1,06
1,11
0,95
0,10
IMRT
Tabela 2. Unidades monitor, tempo de beam-on e número de
campos encontrados, valores médios.
IMRT
1510,7
4 min
12 *
Para cabeça e pescoço, no RA encontraram-se menores
quantidades de UM, TBO e número de campos, comparando com os mesmos parâmetros para os planejamentos em IMRT. A diminuição do TBO em RA é devida ao
fato da técnica utilizar 600 UM/min. Quando se analisa
a razão entre as UM de RA para IMRT, encontra-se uma
diferença de quase 47%. Tais parâmetros estão diretamente relacionadas ao tempo de tratamento que, por
sua vez, relaciona-se ao conforto do paciente na mesa
e, consequentemente, sua imobilização adequada. Para
IMRT, o tempo de tratamento de um paciente varia de 15
a 20 minutos, incluindo o posicionamento do paciente.
Deslocamentos da ordem de mm colocariam em risco a
qualidade do planejamento.
Tabela 3. Dose máxima e dose média nos órgãos de risco para
as técnicas de intensidade modulada de radiação em radioterapia e RapidArc.
IMRT: intensidade modulada de radiação em radioterapia; RA: RapidArc; IC: índice de
conformidade; IH: índice de homogeneidade; ICP: índice de Conformidade Paddick;
IG: índice de gradiente.
Parâmetros
UM
TBO
Número de campos
RA
702,3
1,2 min
2 arcos
* incluso quantidade de campos divididos; IMRT: intensidade modulada de radiação em
radioterapia; RA: RapidArc; UM: unidades monitor; TBO: tempo de beam-on.
ORs
RA
Medula
Dmáx
(Gy)
50,3
Dméd
(Gy)
22,9
Dmáx
(Gy)
46,7
Dméd
(Gy)
25,5
Parótida Esquerda
68,3
24,5
62,2
27,1
Parótida Direita
71,6
31,9
63,4
30,0
Tronco cerebral
54,9
16,9
49,0
18,7
IMRT: intensidade modulada de radiação em radioterapia; RA: RapidArc; Dmáx: dose
máxima; Dméd: dose média; OR: orgãos de risco.
Dose relativa [%]
0
100
14,285
28,571
42,857
57,142
71,428
85,714
100
114,28
IMRT
RA
Volume [%]
80
Parotida Esq
Medula
Parotida Dir
Tronco cerebral
PTV_70
Parotida Esq
Medula
Parotida Dir
Tronco cerebral
PTV 70
60
40
20
0
0
1000
2000
3000
IMRT: intensidade modulada de radiação em radioterapia; RA: RapidArc.
4000
5000
6000
7000
8000
Dose (cGy)
Figura 1. Histograma dose volume comparativo entre intensidade modulada de radiação em radioterapia e RapidArc para os órgãos
de risco sugeridos.
139
Pirani LF, Silva LP, Lima MB, Bittencourt GR, Ferreira ACM, Batista DVS
O tempo de planejamento de ambas as técnicas depende da complexidade da localização das lesões e da
desenvoltura do físico médico. Embora o processo de otimização do RA demore mais do que o do IMRT, estima-se
um tempo de tratamento menor para RA.
Da análise dos índices dosimétricos IC, ICP e IG, observa-se que a cobertura do alvo tanto para IMRT como
para RA foram similares. No entanto, homogeneidade da
dose no PTV, dada pelo IH, é igual na média.
A investigação com RA mostrou poupar mais os ORs
analisados do que o IMRT convencional.
Sendo assim, para cabeça e pescoço existe um
benefício potencial na utilização de RA, com distribuição de dose iguais às do IMRT, combinação de menores quantidades de UM com tempos de tratamentos
mais curtos.
Agradecimentos
Ao Instituto Nacional de Câncer (INCA) pelo apoio técnico em fornecer os materiais e equipamentos necessários para a realização deste trabalho, bem como ao staff
Leonardo Peres da Silva pela orientação e dicas durante
os planejamentos.
Referências
1. Instituto Nacional de Câncer (INCA). Estimativa 2012 – Incidência do
Câncer no Brasil. Rio de Janeiro: Ministério da Saúde; 2011.
140
2. Khan FM. Treatment planning in radiation oncology. 2nd edition.
Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins; 2007.
3. Khan FM. The Physics of radiation therapy. 3rd edition. Philadelphia:
Lippincott Williams & Wilkins; 2003.
4. Tang G, Earl MA, Luan S. Comparing radiation treatments using intensitymodulated beams, multiple arcs, and single arcs. Int J Radiat Oncol Biol
Phys. 2010;76:1554-62.
5. Cotrutz C, Kappas C, Webb S. Intensity modulated arc therapy (IMAT) with
centrally blocked rotational fields. Phys Med Biol. 2000;45:2185-206.
6. Yu CX, Li XA, Ma L, Chen D, Naqvi S, Shepard D, et al. Clinical
implementation of intensity-modulated arc therapy. Int J Radiat Oncol Biol
Phys. 2002;53(2):453-63.
7. Otto K. Volumetric modulated arc therapy: IMRT in a single arc. Med Phys.
2008;35:310-7.
8. Lee N, Puri D, Blanco AI, Chao KS. Intensity modulated radiation therapy in
head and neck cancers: an update. Head Neck. 2007;29:387-400.
9. Wang JZ, Pawlicki T, Rice R, Mundt AJ, Sandhu A, Lawson J, at al. Intensitymodulated radiosurgery with rapidarc for multiple brain metastases and
comparison with static approach. Medical Dosimetry. 2012;37(1):31-6.
10. Wolff HA, Wagner DM, Christiansen H, Hess CF, Vorwerk H. Single fraction
radiosurgery using RapidArc for treatment of intracranial targets. Radiation
Oncology. 2010;5:77.
11. Vanetti E, Clivio A, Nicolini G, Fogliata A, Ghosh-Laskar S, Agarwal JP
et al. Volumetric modulated arc radiotherapy for carcinomas of the oropharynx, hypo-pharinx and larynx: A treatment planning comparison with
fixed field IMRT. Radiother Oncol 2009;92(1):111-17. doi: 10.1016/j.
radonc.2008.12.008.
12. Marks LB, Yorke ED, Jackson A, Ten Haken RK, Constine LS, Eisbruch A, et
al. Use of normal tissue complication probability models in the clinic. Int J
Radiat Oncol. Biol Phys. 2010;76(3 Suppl):S10-9.
13. Chavaudra J. Last ICRU recommendations for the prescription, recording
and reporting of external bean therapy. Cancer Radiother. 1998;2:607-14.
14. Feuvret L, Noel G, Mazeron JJ, Bey P. Conformity index: A review. Int J
Radiat Oncol Biol Phys. 2006;64(2):333-42.
Artigo Original
Controle de qualidade em
RapidArc com simulador de corpo humano
antropomórfico Alderson utilizando filme
radiocrômico em comparação ao MATLAB
Quality assurance in RapidArc with
Alderson anthropomorphic phantom using
radiochromic film in comparison to MATLAB
Paulo L. Garcia1, Leonardo P. Silva1, Victor G. Alves2, Maíra R. Santos1, Cássia Trindade1,
Laís P. Martins1 e Delano V. S. Batista1
Instituto Nacional de câncer (INCA) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
Serviço de Qualidade em Radiações Ionizantes (SQRI), INCA – Rio de janeiro (RJ), Brasil.
1
2
Resumo
Este trabalho apresentou o controle de qualidade para RapidArc utilizando simulador de corpo humano Alderson e filme radiocrômico como uma
alternativa de sistema de aprovação final do planejamento de tratamento para tumores de crânio. Deste modo, foram comparadas as distribuições
de dose fornecidas pelo sistema de planejamento com aquelas medidas pelo filme radiocrômico. A análise do índice gama (Γ índex) para verificar a
aceitabilidade dos cálculos de distribuição de dose, apresentaram 95% de pontos de aprovação, sendo a maioria dos pontos de não conformidade
em regiões próximas das bordas do PTV. Podemos tentar justificar tais pontos de não conformidade aos aspectos de transmissão das lâminas devido
à região das bordas apresentarem perdas significativas se comparados às áreas centrais. O Programa MATLAB também se mostrou uma ferramenta
eficiente para tais medidas e pode ser usado em programas de controle de qualidade.
Palavras-chave: RapidArc, controle de qualidade, índice gama, filme, radioterapia, simulador antropomórfico.
Abstract
This paper presented the quality control for RapidArc using an Alderson human body phantom and radiocromic film as an alternative system to
approve the treatment plan for brain tumor. Thus, it was comprised the dose distributions provided by the treatment planning system with those
measured by the film radiocromic. The gamma index (Γ) analysis, to verify the acceptability of the dose distribution, was 95% of approved points,
with the mostly non-compliance points in regions near the PTV’s edges. These non-compliance points may be associated to transmission blades
aspects, because the regions near the edges present significant losses compared to the central areas. Also, MATLAB has proved an effective tool for
that measurements and it can be used in quality assurance programs.
Keywords: RapidArc, quality assurance, gamma index, film, radiotherapy, anthropomorphic phantom.
Introdução
A técnica Intensity Modulated Arc Therapy (IMAT) proposta por Yu1 como uma técnica de tratamento rotacional, tem sido descrita na literatura2-4. Esta técnica engloba tanto o Volumetric Modulated Arc Therapy (VMAT)
quanto o RapidArc (RA) criado recentemente pela
Varian, baseado nos conceito criados por K. Otto5, o
qual propõe a variação de alguns parâmetros, tais como
velocidade do gantry, taxa de dose e velocidades das
lâminas, no intuito de otimizar a distribuição de dose6,7.
Tanto o VMAT quanto RapidArc são formas de Intensity
Modulated Radiation Therapy (IMRT)8. No entanto, o
controle de qualidade do planejamento é essencial para
verificar a equivalência entre a dose planejada e a entregue no paciente9.
Para verificar a distribuição de dose têm sido usados detectores bidimensionais, tais como câmaras de
Autor correspondente: Paulo Lazaro Garcia – Instituto Nacional de Câncer (INCA) – Praça Cruz Vermelha, 23 – CEP: 20230-130 – Rio de Janeiro (RJ), Brasil –
141
Garcia PL, Silva LP, Alves VG, Santos MR, Trindade C, Martins LP, Batista DVS
ionização matriciais, dispositivos de imagens por portais
eletrônicos (Eletronic Portal Imaging Device – EPID), filmes
ou matrizes de diodos10. Filmes são utilizados frequentemente em IMRT para verificação da distribuição de dose
devido à sua boa resolução e baixo custo quando comparados aos demais.
Nas técnicas de IMRT convencionais (slinding window
e steep and shoot) o controle de qualidade pode ser feito
com todos os ângulos de gantry dos campos a 0° e com
detector perpendicular aos mesmos sobre a mesa de tratamento. No entanto, no controle de qualidade de RapidArc,
o gantry deve girar junto com o detector para que se possa
analisar a influência da gravidade no movimento das lâminas do colimador11. Nesse caso, as matrizes de diodos ou
câmaras de ionização, que são os detectores mais usados
em IMRT, precisam ser fixados ao gantry, o que torna esse
controle de qualidade mais trabalhoso.
Com o intuito de tornar mais prático este controle
de qualidade, podem ser usados simuladores de corpo
humano tais como OCTAVIUS (PTW) e antropomórficos
(Alderson Rando) com detectores embutidos, os quais
possuem boa similaridade ao corpo com relação às
heterogeneidades12,13.
Para controle de qualidade em IMRT tem sido proposto por alguns autores o índice gama como critério
de aprovação de tratamentos. O índice gama engloba
a diferença de dose e distance-to-agreement (DTA) os
quais já são utilizados para avaliação em IMRT14. O DTA
é a distância entre os dados dos pontos medidos e o
ponto mais próximo da distribuição de dose calculada
que exibe a mesma dose.
Material e métodos
O presente estudo foi realizado no Instituto Nacional de
Câncer (INCA), no qual foi proposto um plano de tratamento de uma lesão de crânio (devido ser um dos casos mais frequentes na instituição) utilizando a técnica de
RapidArc por meio de filme radiocrômico (GAFCHROMIC
XR-RV2), simulador de corpo humano Alderson Rando e
verificação de medidas utilizando programa MATLAB, visando uma alternativa para pré-avaliação de planejamentos de tratamento.
Para essa finalidade, primeiramente foi realizada
uma tomografia computadorizada do crânio do simulador Alderson, onde foi marcada a região da cabeça,
com material radiopaco, na qual o filme será colocado.
A aquisição de imagens foi realizada por meio do tomógrafo da marca PHILIPS modelo Brilliance Big Bore de
16 canais, com uma espessura de corte de 16x0,75 cm
e reconstrução em 1 mm. Em seguida, as imagens foram transferidas ao sistema de planejamento de tratamento via PACS.
No sistema de planejamento do tratamento Eclipse
versão 8.6, algoritmo de cálculo AAA 8615, simulou-se um
142
volume alvo planejado (PTV) e um tratamento com um
único arco de 360°. Para irradiação, foi utilizado o acelerador linear Trilogy da Varian. Antes da irradiação do
simulador com o filme, foi estabelecida uma curva de calibração por meio do filme radiocrômico, administrando
doses de 50, 100, 200 e 400 cGy em campos iguais de
5x5 cm2, pois a dose calculada no planejamento foi
de 200 cGy. O filme radiocrômico foi posicionado entre
duas placas de água sólida para uma distância fonte
superfície (DFS) de 100 cm com o gantry a 0°. Em seguida, os quatro campos irradiados foram lidos em um
scanner e a leitura obtida transferida ao MATLAB, que
obteve a curva de calibração.
Após calibração da dose, colocou-se o filme no plano
transversal do simulador, onde foi marcado previamente
na tomografia conforme mostra a Figura 1.
O filme do controle de qualidade do planejamento
também foi lido no mesmo scanner e relacionado com
a dose por meio da curva de calibração. Em seguida
foram avaliados no programa MATLAB com intuito de
obter as análises comparativas das distribuições
de doses entre os valores fornecidos pelo sistema de
planejamento e os medidos pelo filme, no mesmo corte
tomográfico, por meio do índice gama para uma concordância de 5% de variação de dose em 4 mm de
distance-to-agreement (DTA), conforme sugerido em
alguns artigos10,15.
Resultados
A Figura 2 apresenta a comparação entre os valores medidos e calculados para o índice gama (Γ) no
MATLAB, avaliando 5% de variação da dose em 4 mm
de DTA.
Os resultados oferecidos pelo MATLAB mostram um
índice gama (Γ) de 95%, demonstrando uma alta concordância entre os valores medidos e calculados no sistema
de planejamento.
Figura 1. Posicionamento da cabeça do simulador Alderson Rando.
Controle de qualidade em RapidArc com simulador de corpo humano antropomórfico Alderson utilizando filme radiocrômico em comparação ao MATLAB
Calculado dose
0
1
Distância em Y [cm]
1
2
3
4
2
3
4
5
5
6
Medido dose
0
0
1
2
3
4
5
Distância em X [cm]
6
6
0
0
1
2
3
4
5
6
0
1
2
3
4
5
6
1,6
1,4
1,2
1
0,8
0,6
0,4
0,2
0
2
3
4
5
Distância em X [cm]
6
Gamma Histogram - Dose: 5% DTA: 4 mm Aproved: 95,3664%
Frequency
Gamma Index - Dose: 5% DTA: 4 mm Aproved: 95,3664%
1
400
350
300
250
200
150
100
50
0
0
0,2
0,4
0,6
0,8
1
1,2
1,4
1,6
Figura 2. Gráfico de índice gama (Γ) analisado entre medido e calculado.
Agradecimentos
De acordo com os resultados, o método proposto se
mostra eficaz no controle de qualidade em RapidArc,
com 95% de concordância entre o medido e calculado
para 5% de variação de dose em 4 mm e, com isso,
este método utilizando simulador antropomórfico e filme
radiocrômico pode ser sugerido como uma conciliação
desta técnica com outras ferramentas de controle de
qualidade em RapidArc.
Outro ponto observado é que ao ser utilizado um simulador de corpo humano antropomórfico, as medidas
feitas se aproximam das reais devido o mesmo apresentar as mesmas heterogeneidades do corpo humano.
Igualmente, o MATLAB se mostrou uma ferramenta eficaz e, ao mesmo tempo, de boa relação custo beneficio e de fácil acesso a qualquer instituição que deseja
implementar esse tipo de avaliação. No entanto, para
melhor entendimento e uso de filmes radiocrômicos e
programas matemáticos, tais como MATLAB, aplicados
em centros de radioterapia, é necessário o aprimoramento da técnica por meio de estudos comparativos com
outros dispositivos de controle de qualidade tais como
EPID, ArcCHECK, Delta4 e MatrixX.
Ao staff Leonardo Peres da Silva; ao INCA pelo incentivo
e estrutura favoráveis à pesquisa; e aos coordenadores e
técnicos do serviço de radioterapia.
Referências
1. Yu CX. Intensity-modulated arc therapy with dynamic multileaf
collimation – an alternative to tomotherapy. Phys Med Biol. 1995;
40:1435-49.
2. Both S, Alecu IM, Stan AR, Alecu M, Ciura A, Hansen JM, et al. A
study to establish reasonable action limits for patient-specific
quality assurance in intensity-modulated radiation therapy. JACMP.
2007;8(2):1-8.
3. Buonamici FB, Compagnucci A, Marrazzo L, Russo S, Bucciolini M. An
intercomparison between film dosimetry and diode matrix for IMRT quality
assurance. Med Phys. 2007;34(4):1372-79.
4. Warkentin B, Steciw S, Rathee S, Fallone BG. Dosimetric IMRT verification
with a flat-panel EPID. Med Phys. 2003;30(12):3143-55.
5. Otto K. Volumetric modulated arc therapy: IMRT in a single gantry arc. Med
Phys. 2008;35:310-7.
6. Ling CC, Zhang P, Archambault Y, Bocanek J, Tang G, Losasso T.
Commisssioning and quality assurance of RapidArc radiotherapy delivery
system. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2008;72(2):575-81.
143
Garcia PL, Silva LP, Alves VG, Santos MR, Trindade C, Martins LP, Batista DVS
7. Bush K, Townson R, Zavgorodni S. Monte Carlo simulation of RapidArc
radiotherapy delivery. Phys Med Biol. 2008;53:359-70.
8. Martens C, Claeys I, De Wagter C, De Neve W. The value of radiographic
film for the characterization of intensity-modulated beams. Phys Med Biol.
2002;47(13):2221-34.
9. Wagner D, Vorwerk H. Two years experience with quality assurance
protocol for patient related RapidArc treatment plan verification using a two
dimensional ionization chamber array. Rad Oncololy. 2011;6:21.
10. Howell RM, Smith IPN, Jarrio CS. Establishing action levels for EPID-based
QA for IMRT. JACMP. 2008;9(3):16-25.
11. Sukumar P, Padmanaban S, Jeevanandam P, Kumar SAS, Nagarajan V. A
study on dosimetric properties of electronic portal imaging device and its
144
use as a quality assurance tool in Volumetric Modulated Arc Therapy. Rep
Pract Oncol Radiother. 2011;16(6):248-55.
12. Greer PB, Barnes MP. Investigation of an amorphous silicon EPID for
measurement and quality assurance of enhanced dynamic wedge. Phys
Med Biol. 2007;52:1075-87.
13. Khan FM. Physics of radiation therapy. Minnesota: Lippincott Williams &
Wilkins, McGraw-Hill; 2003.
14. Depuydt T, Van Esch A, Huyskens DP. A quantitative evaluation of IMRT dose
distributions: Refinement and clinical assesment of the gamma evaluation.
Radiother Oncol. 2002:62(3):309-19.
15. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative
evaluation of dose distributions. Med Phys. 1998;25(5):656-61.
Artigo Original
Comparação entre técnica 3D
convencional, field-in-field e compensação
eletrônica para planejamento de manto
Comparison between 3D conventional
techniques, field-in-field and electronic tissue
compensation for mantle fields planning
Laís P. Martins, Leonardo P. Silva, Cássia Trindade, Paulo L. Garcia, Maíra R. Santos e
Delano V. S. Batista
Resumo
O tratamento com radioterapia externa de linfoma de Hodgkin na região acima do diafragma, requer um campo de radiação grande e com proteções
de laringe, cabeça de úmero e pulmões. Esse formato do campo e sua grande extensão, que abrange diferentes DAPs, dificulta a entrega de dose
homogênea. Técnicas como field-in-field e compensação eletrônica podem ser utilizadas para homogeneizar a dose e compensar a obliquidade
do tecido. Três tipos de planejamento foram realizados para um paciente diagnosticado com Linfoma de Hodgkin do tipo esclerose nodular: um
plano com dois campos, AP-PA (Plano AP), outro com quatro campos field-in-field (Plano FF), e o terceiro com dois campos e compensação
eletrônica (Plano CE). Foram observados melhores gradiente, cobertura do PTV e distribuição de dose para o Plano CE, além da vantagem de este
não necessitar da confecção dos blocos de proteção, enquanto os Planos AP e FF apresentam dosimetria mais simples e menos UM. Em relação
à uniformidade da entrega da dose, o Plano AP apresentou áreas quentes na região do pescoço, o Plano FF apresentou áreas quentes na região
dos ombros, e o Plano CE se mostrou mais uniforme sem áreas quentes. A compensação eletrônica é uma ferramenta útil para campos extensos e
modelados como o campo de manto, mas deve-se levar em consideração a alta UM e a dosimetria mais complexa.
Palavras-chave: radioterapia, field-in-field, compensação eletrônica, manto.
Abstract
External radiotherapy treatment for Hodgkin’s lymphoma over diaphragm region requires large radiation fields with protections applied to larynx,
humerus head and lungs. The size and shape of the field, which covers different depths, make it difficult to distribute a homogeneous dose. Techniques
such as field-in-field and electronic tissue compensation may be used to make dose homogeneous and compensate the obliquity from the tissue.
Three types of planning were performed for diagnose of nodular sclerosis Hodgkin’s lymphoma: one plan with two fields, AP-PA (AP plan), another with
four fields field-in- field (FF plan), and a third one with two fields and electronic tissue compensation (ETC plan). Results showed better gradient, cover
of PTV and dose distribution for the ETC plan, besides the advantage from this technique of doesn’t require protection blocks. In the meanwhile, AP
and FF plans require simpler dosimetry and fewer MU. Related to the uniformity of dose distribution, AP plan showed hot areas in the neck region, FF
plan showed hot areas in the shoulder region and ETC plan showed most uniform distribution without hot areas. The electronic tissue compensation is
a useful tool for large and shaped fields as the mantle field, however higher MU and complex dosimetry should be taken in account.
Keywords: radiotherapy, field-in-field, electronic tissue compensator, mantle field.
Introdução
Linfomas são neoplasias malignas que surgem no sistema linfático, mais comumente nos linfonodos, mas que
podem aparecer também em algum órgão do corpo onde
linfócitos estão presentes (linfomas extranodais). Os linfomas são divididos em dois principais grupos, os linfomas
de Hodgkin (HL) e os linfomas non-Hodgkin (NHL). O primeiro grupo se divide em duas categorias, Lymphocytepredominant Hodgkin’s lymphomas (LPHL) e o clássico
HL. Em geral, os linfomas estão entre as malignidades
mais radiossensíveis e, por isso, a radiação ionizante é
uma modalidade altamente efetiva para o tratamento de
HL e NHL1.
Autor correspondente: Laís Paulino Martins – Setor de Física Médica do Instituto Nacional de Câncer (INCA) – Praça da Cruz Vermelha, 23 – CEP: 20230-130 –
Rio de Janeiro (RJ), Brasil – E-mail: [email protected]
145
Martins LP, Silva LP, Trindade C, Garcia PL, Santos MR, Batista DVS
A maioria dos pacientes com LPHL é potencialmente
curável com radioterapia exclusiva, enquanto a modalidade de terapia combinada é o padrão para a maioria dos
pacientes com o clássico HL1.
Quando a doença está contida na área acima do diafragma (linfonodos cervical, supraclavicular, infraclavicular,
axilar, mediastinal e hilar), pode-se utilizar dois campos extensos e modelados, geralmente com blocos de proteção,
sendo um anterior e um posterior, que se estendem da
borda da mandíbula até o nível de inserção do diafragma.
Esse tipo de campo é chamado manto2.
Uma grande dificuldade do tratamento de manto é o
fato de que, como o campo utilizado é extenso, ele abrange
uma região do corpo que possui vários valores de distância
antero-posterior (DAP) diferentes (Figura 1), o que faz com
que a distribuição de dose fique com uma grande inomogeneidade. Como solução, técnicas como field-in-field e
compensação eletrônica podem ser aplicadas.
A técnica field-in-field apresenta grandes melhoras no
que tange a homogeneidade de entrega da dose, acrescentando campos menores dentro de um campo principal. Esses subcampos são colimados nas regiões com
excesso de dose, acompanhando o contorno da curva de
isodose, e parte do peso do campo principal é distribuído
aos subcampos, melhorando a uniformidade e o gradiente3. Neste trabalho, o novo campo foi criado colimando
a região do pescoço, já que esta era a região com maior
dose, devido ao menor DAP (Figura 2).
Existe também um acessório, chamado filtro compensador, que corrige essas diferenças de DAP. Mapeiam-se as
distâncias na pele do paciente e pequenos blocos de chumbo são confeccionados com espessuras variadas que compensarão a ausência de tecido. Quanto menor o DAP, maior
a espessura de chumbo necessária. Os blocos, então, são
fixados numa bandeja e transmitirão mais ou menos feixe, de
acordo com as espessuras do chumbo. Porém, esse método não é amplamente utilizado, pois demanda muito tempo
da oficina do serviço, o que dificulta sua utilização na rotina
clínica. A compensação eletrônica é um software que veio
para automatizar esse processo5, avaliando as diferenças de
DAP e corrigindo-as com o colimador multilâminas (MLC),
onde as regiões de menor DAP ficam mais tempo fechadas.
O campo de manto é um dos que menos utilizam MLC,
pois a orientação espacial das lâminas no modo estático
não consegue seguir o contorno das proteções do campo.
Porém, com as lâminas no modo dinâmico, é possível reproduzir o formato do campo de manto, enquanto a fluência é
controlada simultaneamente pela compensação eletrônica4.
Material e Métodos
Figura 1. Corte sagital mostrando as diferentes distâncias
antero-posteriores contidas no campo de manto.
A
B
Figura 2. A) Campo anterior com proteções e volume alvo de planejamento. B) Campo field-in-field anterior, colimado para entregar dose apenas no volume com maior distância antero-posterior.
146
O paciente selecionado para este estudo foi diagnosticado, no Instituto Nacional de Câncer (INCA), com Linfoma
de Hodgkin do tipo esclerose nodular. Por meio de uma
tomografia computadorizada (CT) de pescoço, foi identificada uma volumosa massa de contornos bocelados com
densidade de partes moles, medindo 11x4,1x2,7 cm3 nos
maiores eixos, na região cervical esquerda, havendo perda
do plano de clivagem do complexo jugulo-carotídeo esquerdo, e desvio da traqueia para a direita. Posteriormente,
foi realizada uma cintilografia de corpo inteiro, com gálio,
e houve uma hipercaptação intensa do radiofármaco na
projeção da cadeia ganglionar cervical anterior à esquerda.
A radioterapia externa foi a modalidade de tratamento escolhida, sendo, nesse caso, necessária a utilização do campo
de manto. A dose prescrita foi de 25,2 Gy em 14 frações.
Foram realizados três diferentes planejamentos 3D: o
primeiro com dois campos, sendo um anterior e um posterior (que nomearemos aqui de Plano AP); o segundo
com quatro campos, sendo dois anteriores e dois posteriores, utilizando a técnica field-in-field (Plano FF); e o terceiro com dois campos, sendo um anterior e um posterior,
utilizando compensação eletrônica (Plano CE).
Os planos de tratamento foram desenvolvidos com base
em uma imagem de CT com cortes de 3 mm de espessura e
resolução de 1,32x1,32 mm2, e calculados usando o Sistema
Comparação entre técnica 3D convencional, field-in-field e compensação eletrônica para planejamento de manto
de Planejamento Eclipse, versão 8.6 (Varian Medical System),
com a utilização das lâminas 120MLC para o Plano CE.
No Plano AP, os campos anterior e posterior foram criados com dimensões de 32 cm na horizontal (eixo x) e 30 cm
na vertical (eixo y), com abertura simétrica do colimador. Para
o campo anterior, foi usada uma energia de 6 MV, enquanto
para o campo posterior foi usada uma energia de 15 MV para
aumentar a profundidade de penetração da radiação. Os pesos dos campos também foram alterados, ficando o peso do
anterior em 0,46, e o do posterior em 0,54.
No Plano FF, os campos principais mantiveram as dimensões dos campos do Plano AP (32x30 cm2), enquanto
os campos secundários cobriram apenas a parte inferior
do campo principal, com o semieixo superior y2 reduzido
de 15 para 2,6 cm, colimando a região do pescoço, conforme mostra a Figura 2. A energia utilizada foi de 6 MV
e os pesos foram 0,46 para os campos principais e 0,04
para os secundários.
Para o Plano CE, os campos mantiveram as dimensões
dos campos do Plano AP e a energia de 6 MV em ambos.
Foi inserido o MLC120 e ativado o software de compensação eletrônica, solicitando uma profundidade de penetração
de 50% para cada campo. Devido ao tamanho do campo,
os carros tiveram que ser deslocados durante a movimentação das lâminas (que não se deslocam mais que 14 cm) e,
por isso, o campo principal foi dividido em três subcampos5
(Figura 3). Não foi possível utilizar os blocos de proteção dos
órgãos, pois o equipamento não permitiu o uso de bandeja
juntamente com o MLC em movimento6, assim, uma solução
foi programar o cálculo de compensação eletrônica, exigindo que aquelas regiões que deveriam ser protegidas recebessem uma fluência de fótons igual a zero. Dessa forma,
durante a movimentação das lâminas, estas se mantiveram
fechadas nos intervalos onde foi solicitada fluência nula.
Os três planos foram desenvolvidos e comparados levando-se em conta os valores de gradiente, dose máxima,
cobertura do volume alvo de planejamento (PTV), número
de campos e unidade monitor (UM).
Resultados
Todas as curvas de prescrição foram escolhidas a partir de um mesmo parâmetro, a cobertura do PTV, tendo
sido escolhida aquela que cobria 95% dele. As doses de
prescrição, dose máxima e gradiente estão apresentados na Tabela 1.
Nota-se que o Plano CE apresentou um menor gradiente em relação aos outros planos.
A dose máxima dos três campos foi encontrada fora
do PTV, sendo a do Plano AP no pescoço, à direita do
eixo central, a do Plano FF no ombro esquerdo, e a
do Plano CE na região posterior do pescoço, bem próximo
à margem do PTV, como mostra a Figura 4. Para verificar
o comportamento da dose dentro do PTV, as doses máxima, mínima e média são mostradas na Tabela 2.
Outro parâmetro a ser analisado é a quantidade de
campos e a unidade monitor de cada um deles, e esses
valores estão apresentados na Tabela 3.
Para o Plano CE foi necessária uma unidade monitor
muito maior para cada campo do que para os outros planos. Isso acontece devido ao fato de que, na compensação eletrônica, subcampos são criados como pontos de
controle para a entrega de dose e, no caso do Plano CE,
434 subcampos foram necessários.
Avaliando, também, o comportamento das curvas de
isodose, foi possível verificar que no Plano AP há uma área
quente na região do pescoço, pois nesse plano não há nenhuma ferramenta para a correção da diferença de DAP
(Figura 4A). No Plano FF, a região mais quente é vista nos
ombros (Figura 4B), já no o Plano CE, a distribuição da dose
ficou mais uniforme, não havendo áreas quentes (Figura 4C).
Avaliando a Tabela 1, vê-se que o Plano CE apresentou
um menor gradiente, seguido do Plano FF e, por último, o
Plano AP, com maior gradiente de dose.
Tabela 1. Dose máxima, curva de prescrição e gradiente encontrados nos diferentes planos.
Plano
Dmáx
(%)
AP
FF
CE
107,2
104,4
106,7
Curva de
prescrição
(%)
95
93
97
Gradiente
(%)
13
11
10
Figura 3. Três subcampos criados para a movimentação dos carros das lâminas devido ao extenso campo de manto.
147
Martins LP, Silva LP, Trindade C, Garcia PL, Santos MR, Batista DVS
A
B
C
Figura 4. Curvas de isodose partindo da curva de prescrição de cada planejamento. A) Plano AP, com regiões quentes no pescoço.
B) Plano FF, com regiões quentes nos ombros, tendo sido possível esfriar o pescoço. C) Plano CE, com uma entrega mais uniforme de
dose, com dose máxima apenas pontual, sem regiões quentes.
Tabela 2. Doses máxima, mínima e média encontradas dentro
do volume alvo de planejamento para os três planejamentos.
Plano
AP
FF
CE
Dmáx no PTV
(%)
106,9
102,9
105,8
Dmín no PTV
(%)
81,1
78,8
84,6
Dmédia no PTV
(%)
101,8
97,6
102
PTV: volume alvo de planejamento.
Tabela 3. Número de campos e Unidade Monitora para cada plano.
Plano
AP
FF
CE
Número de campos
Anterior
Posterior
Anterior
Anterior_FF
Posterior
Posterior_FF
Anterior
Posterior
Unidade Monitor
87
100
90
8
89
8
656
705
O fato de não ser necessária a confecção de blocos
de proteção para o Plano CE é uma vantagem na rotina clínica, pois esse processo demanda um certo tempo.
Todavia, um ponto negativo da compensação eletrônica
é a necessidade de um fantoma específico para a dosimetria e aceite do tratamento que ainda é agravado pelo
tamanho de campo dessa técnica, o que não é necessário
para planejamentos com field-in-field e AP-PA.
As doses prescritas foram escolhidas como sendo aquelas que cobririam 95% do PTV, porém, além da cobertura do
PTV, é importante ressaltar que, num tratamento de campo de
manto, não só o PTV deve ser irradiado, mas também toda
a região nodal. Na Figura 4 é possível notar que a cobertura
dessa região nodal é equivalente para os três planejamentos,
exceto pelos linfonodos axilares, que são melhor cobertos pelo
Plano CE. Além disso, a distribuição de dose para este plano é
bem mais uniforme que para os planos AP e FF.
Analisando agora os resultados mostrados na Tabela 3,
o Plano CE aparece em desvantagem, pois utiliza uma UM
muito alta para ambos os campos.
148
É notório que o Plano CE apresentou resultados mais
satisfatórios no gradiente de dose, na cobertura, número
de campos, na ausência de blocos de proteção e, principalmente, na distribuição de dose, enquanto os Planos
FF e AP são mais viáveis no que tange a UM, dosimetria e
aprovação do plano. Assim, a compensação eletrônica é
uma ferramenta útil para campos extensos e modelados
como o campo de manto, mas deve-se levar em consideração a alta UM e a dosimetria mais complexa.
O uso da técnica field-in-field também apresentou
bons resultados, e esta seria uma boa ferramenta para o
tratamento, caso não se considere a opção da compensação eletrônica pelas dificuldades supracitadas. Um campo
anterior e um posterior, sem correção de DAP, como é o
caso do Plano AP, não é a solução mais indicada para
o tratamento, devido à sobredosagem na região do pescoço e à pior distribuição de dose.
Referências
1. Khan FM, Gerbi BJ, editors. Treatment planning in radiation oncology. 3ª ed.
Philadelphia: Williams & Wilkins; 2012.
2. Prosnitz LR, Brizel DM, Light KL. Radioation techniques for the treatment of
Hodgkin’s disease with combined modality therapy or radiation alone. Int J
Radiation Oncology Biol Phys. 1997;39(4):885-95.
3. Cella L, Liuzzi R, Magliulo M, Conson M, Camera L, Salvatore M, et al.
Radiotherapy of large target volumes in Hodgkin’s lymphoma: normal
tissue sparing capability of forward IMRT versus conventional techniques.
Radiation Oncology. 2010;5:33.
4. Davis QG, Paulino AC, Miller R, Ting JY. Mantle fields in the era of dynamic
multileaf collimation: field shaping and electronic tissue compensation.
Medical Dosimetry. 2006;31(3):179-83.
5. MacDonalds S, Bernard S, Balogh A, Spencer D, Sawchuk S. Electronic
compensation using multileaf collimation for involved field radiation to
the neck and mediastinum in non-Hodgkin’s lymphoma and Hodgkin’s
lymphoma. Medical Dosimetry 2005;30(2):59-64.
6. Kinhikar RA, Sharma PK, Patkar S, Tambe CM, Deshpande DD. Electronic
tissue compensation achieved with both dynamic and static multileaf
collimator in eclipse tratment planning system for Clinac 6 EX and 2100
CD Varian linear accelerators: Feasibility and dosimetric study. Journal of
Medical Physics. 2007;32(2):56-9.
Artigo Original
Revista Brasileira de Física Médica.2012; 6(3):149-53.
Comparação entre técnica 3D com filtro
dinâmico, field-in-field e compensação
eletrônica para câncer de mama
Comparison between 3D dynamics filter technique,
fiel-in-field, electronic compensator in breast cancer
Cássia Trindade, Leonardo P. Silva, Laís P. Martins, Paulo L. Garcia, Maíra R. Santos, Delano
V. S. Batista, Anna Myrian M. T. L. Vieira e Igor M. Rocha
Resumo
A radioterapia vem sendo usada em grande escala em tratamentos de câncer de mama. Com essa grande demanda, novas tecnologias
estão sendo desenvolvidas a fim de melhorar a distribuição de dose do alvo, diminuindo ao mesmo tempo a dose dada aos órgãos críticos
vizinhos. Neste estudo, realizado com um caso clínico, foram comparadas três técnicas de planejamentos: 3D com filtro dinâmico, 3D
usando field-in-field (forward IMRT) e 3D utilizando compensação eletrônica. Os planejamentos foram realizados com feixe de energia de
6 MV, no software Eclipse, versão 8.6 (Varian Medical Systems). O volume de planejamento do alvo (PTV) foi desenhado abrangendo toda
a mama, e os órgãos de risco foram: pulmão do lado radiado, coração, mama contralateral e a artéria coronária descendente anterior (DA).
O planejamento realizado com compensação eletrônica permitiu uma maior homogeneização da dose. O valor de V20 para o pulmão do
lado irradiado foi de 8,3% para a técnica utilizando compensação eletrônica, de 8,2% com filtro dinâmico, e de 8,9% com field-in-field.

Para o coração, o intervalo de dose foi de 15,7–139,9 cGy utilizando compensação eletrônica, de 16,3–148,4 cGy para a técnica com
filtro dinâmico, e de 19,6–157,0 cGy com field-in-field. O gradiente de dose foi de 11% para a compensação eletrônica, 15% com filtro
dinâmico e 13% com field-in-field. A aplicação da compensação eletrônica em tratamentos de câncer de mama possibilita uma melhor
distribuição da dose enquanto reduz a dose nos órgãos críticos, mas, ao mesmo tempo, requer um controle de qualidade para verificação
da entrega da dose.
Palavras-chave: radioterapia, câncer de mama, field-in-field, compensação eletrônica, filtro dinâmico.
Abstract
The radiotherapy has been used in a wild scale in breast cancer treatment. With this high demand, new technologies have been developed
to improve the dose distribution in the target while reducing the dose deliveried in critical organs. In this study, performed with one clinical
case, three plannings were done for comparison: 3D technique with dynamic filter, 3D with field-in-field technique (forward-planned IMRT)
and 3D technique using electronic compensator (ECOMP). The plannings were done with a 6MV photon beam using the Eclipse software,
version 8.6 (Varian Medical Systems). The PTV was drawn covering the whole breast and the critical organs were: the lung on the
irradiated side, the heart, the contralateral breast and the anterior descending coronary artery (LAD). The planning using the compensator
technique permitted more homogeneus dose distribution in the target volume. The V20 value of the lung on the irradiated side was 8,3%
for the electronic compensator technique, 8,9% for the field-in-field technique and 8,2% for the dynamic filter technique. For the heart the
dose range was 15.7–139.9 cGy, 16.3–148.4 cGy for the dynamic filter technique and 19.6–157.0 cGy for the field-in-field technique.
The dose gradiente was 11% with compensator electronic, 15% dynamic filter technique and 13% with field-in-field. The application of
electronic technique in breast cancer treatment allows better dose distribution while reduces dose in critical organs, but in the same time
requires a quality assurance.
Keywords: radiotherapy, breast cancer, field-in-field technique, electronic compensator, dynamic filter.
Autor correspondente: Cássia Trindade – Departamento de Física Médica – Instituto Nacional de Câncer (INCA) – Praça da Cruz Vermelha, 23 –
CEP: 20230-130 – Rio de Janeiro (RJ), Brasil – E-mail: [email protected]
149
Trindade C, Silva LP, Martins LP, Garcia PL, Santos MR, Batista DVS, Vieira AMMTL, Rocha IM
Introdução
O câncer de mama é o segundo tipo de câncer mais
comum no mundo e o primeiro tipo entre as mulheres1.
Devido à grande demanda de tratamento para este tipo de
tumor, novas técnicas vêm sendo desenvolvidas ao longo
dos anos no intuito de aprimorar o tratamento, aumentando, desse modo, a sobrevida das pacientes.
Uma das preocupações em radioterapia é a redução de dose e de volume irradiado dos órgãos críticos2.
No caso do câncer de mama, os órgãos de risco são os
pulmões, o coração, a mama contralateral e a artéria coronária descendente anterior (DA).
As complicações cardíacas podem desenvolver-se
após dez anos do tratamento com radioterapia e são as
causas de 30% nas mortes cardiovasculares3.
Além dos possíveis problemas cardíacos futuros, outras preocupações são as complicações devido à radiação
no pulmão homolateral, podendo resultar em pneumonite
por radiação como efeito agudo e ocasionando fibrose do
tecido pulmonar como efeito tardio.
Pacientes com tumor de mama inicial têm grandes
chances de desenvolver doenças secundárias, como:
câncer de pulmão, câncer de ovário, sarcomas e câncer
na mama contralateral2.
O trabalho apresentado teve como objetivo comparar três técnicas modernas de tratamento 3D para
mama, a,fim de substituir a técnica 2D ainda utilizada
no instituto. Foram realizados planejamentos usando a
técnica 3D par oposto com filtro dinâmico, técnica 3D
par oposto com field-in-field (forward-planned IMRT) e
a técnica 3D, também realizada com campos opostos,
que faz uso da ferramenta conhecida como compensação eletrônica.
A técnica utilizando field-in-field é também realizada
com campos opostos e é considerada uma forma relativamente simples de IMRT (forward-planned IMRT), que
não exige um planejamento inverso. São usados campos
menores adicionados ao campo principal, para obter a
homogeneização da dose. Neste trabalho foram usados
um campo principal e dois subcampos em cada tangente. O procedimento pode ser feito manipulando as
lâminas do colimador, por meio da orientação das isodoses, de modo a esquentar áreas mais frias e esfriar
regiões mais quentes. Esta técnica pode ser facilmente
implementada sem a necessidade de tecnologias mais
complexas, e o tempo de tratamento é similar ao de tratamentos convencionais caso seja usada uma auto sequência de campos5.
Na técnica de compensação eletrônica, a distribuição
de fluência requerida para criar uma distribuição de dose
homogênea em uma certa profundidade é calculada e
entregue mediante a movimentação das lâminas. Por
meio dessa distribuição de fluência, ocorre a compensação de tecido ao longo da linha média da mama6. Esse
método não só elimina o uso de compensadores físicos,
como, de uma forma simples, melhora a homogeneidade
da dose no alvo7.
Os planejamentos realizados com as três técnicas estão demonstrados na Figura 1.
Material e Métodos
Os planejamentos foram realizados utilizando o s oftware
Eclipse versão 8.6, da Varian. As imagens para o planejamento foram obtidas com um tomógrafo da PhillipsBriliance, dedicado à radioterapia. A paciente foi posicionada em decúbito dorsal, com o braço direito
esticado acima da cabeça. O volume alvo de planejamento (PTV) foi desenhado abrangendo toda a mama
direita. Os órgãos de risco desenhados para análise foram: pulmões, coração, mama contralateral e a artéria
coronária descendente anterior (DA).
As técnicas de planejamento utilizadas foram as três
citadas anteriormente. A dose prescrita foi de 50 Gy, em
25 frações de 200 cGy. Porém, devido ao comportamento
do feixe de megavoltagem, nos arranjos de campos tangentes as regiões superficiais podem se tornar frias4.
A técnica 3D com filtro dinâmico consiste na criação
de dois campos opostos à mama e filtros dinâmicos cotangentes, de modo que ambos compensem a falta de
tecido na região tratada.
150
Figura 1. De cima para baixo, respectivamente: planejamento com técnica 3D utilizando filtro dinâmico; planejamento 3D
com field-in-field e planejamento 3D com compensação eletrônica. Em todos os casos a dose mínima foi a dose prescrita
de 5000 cGy e a máxima de 5377 cGy, correspondendo à dose
máxima do planejamento com filtro dinâmico.
Comparação entre técnica 3D com filtro dinâmico, field-in-field e compensação eletrônica para câncer de mama
Resultados
Os resultados obtidos foram analisados em forma de
histograma dose e volume (DVH), gradiente de dose e
Unidade Monitora (UM).
A Tabela 1 mostra a cobertura obtida no PTV, em termos de
dose máxima e dose média. O planejamento feito com compensação eletrônica apresentou uma dose mais homogênea.
As Figuras 2 a 6 mostram os DVHs feitos para o PTV
e cada órgão de risco, mostrando o resultado obtido dos
três planejamentos em conjunto.
Observou-se que a dose nos órgãos de risco variou
conforme a técnica utilizada, porém com pequena variação na dose nos pulmões, conforme Tabela 2. A técnica de compensação eletrônica apresentou menores valores de dose, e a técnica field-in-field os maiores.
Na Tabela 2 é possível fazer uma segunda análise por
meio da relação da dose mínima, dose máxima e dose
média absorvida por cada órgão de risco.
Os resultados mostraram que os valores de dose obtidos para os órgãos de risco, utilizando a compensação
Tabela 1. Valores de dose obtidos para o volume alvo de planejamento. Foi feita uma normalização para que houvesse no
mínimo 90% de cobertura.
Técnica
3D com filtro
3D field-in-field
Compensação eletrônica
PTV
Dmáx
55,7
56,6
55,3
Dmédio
51,0
53,3
52,2
PTV: volume alvo de planejamento.
eletrônica, foram menores, principalmente para o coração com uma dose média de 56,6 contra 64 cGy para
3D field-in-field, e também para a DA, com dose média
de 85,5 cGy contra 91,2 cGy utilizando 3D com filtro e
96,5 cGy para 3D field-in-field.
Os gradientes de doses encontrados estão listados
na Tabela 3. Nota-se que o menor gradiente encontrado
(11%) é do planejamento realizado com compensação
eletrônica. O planejamento feito com filtro foi o que obteve
o maior gradiente, com valor de 15%.
Outra análise também importante é a UM utilizada
em cada planejamento. O resultado encontrado segue
na Tabela 4.
Na compensação eletrônica, a UM foi relativamente
maior do que nos demais planejamentos, além de ter se
comportado de forma assimétrica devido à edição da fluência pelo planejador. Nos planejamentos utilizando técnica 3D com filtro e 3D field-in-field, as UMs, em média,
ficaram semelhantes.
Com o estudo realizado, por meio de um caso clínico, foi
possível elaborar uma melhor análise dos planejamentos
sugeridos para tratamento de câncer de mama no Instituto
Nacional de Câncer (INCA). A técnica 3D field-in-field forneceu uma melhor cobertura do PTV, que pode ser observada
na Figura 2. Os resultados mostraram que as doses absorvidas nos órgãos de risco, com essa técnica, foram mais elevadas que as obtidas nos demais planejamentos. Porém, o
Tabela 2. Comparação de dose nos órgãos de risco utilizando as três técnicas. As doses foram normalizadas para que houvesse no
mínimo 90% volume alvo de planejamento.
Orgãos de risco
Mama contralateral
Coração
DA
Pulmão do lado radiado
V 20 (pulmão do lado radiado)
3D com filtro
4,2–34,1
37,5
16,3–148,4
60,6
65,1–116,0
91,2
18,3–5464,3
501,9
8,20%
Dose [cGy] (intervalo) e média
3D field-in-field
4,7–144,9
39,3
19,6–157,0
64
69,5–122,9
96,5
19,6–5573,3
555,3
8,90%
4,1–130,0
35,4
15,7–139,9
56,6
58,8–111,5
85,5
15,7–5378,8
496,8
8,30%
DA: artéria coronária descendente anterior.
Tabela 3. Gradiente encontrado para cada planejamento.
Técnica
3D com filtro
3D field-in-field
Gradiente
de dose
15%
13%
11%
Tabela 4. Comparação das unidades monitoras.
Técnica
3D com filtro
3D field-in-field
UM
Tangente interna
123
125
253
Tangente externa
128
125
162
UM: Unidades monitoras.
151
100
90
80
70
60
50
40
30
20
10
0
Volume (%)
Volume (%)
Trindade C, Silva LP, Martins LP, Garcia PL, Santos MR, Batista DVS, Vieira AMMTL, Rocha IM
1000
2000
3000
4000
100
90
80
70
60
50
40
30
20
10
0
5000
Dose (cGy)
Dose (cGy)
3D com compensação eletrônica
3D com field-in-field
3D com filtro dinâmico
1000
2000
3000
4000
5000
Dose (cGy)
Volume (%)
Figura 3. Histograma dose e volume do pulmão (do mesmo lado
radiado), comparando-se as três técnicas.
100
90
80
70
60
50
40
30
20
10
0 10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 110 120 130 140 150
Dose (cGy)
Figura 4. Histograma dose e volume do coração, comparando-se
as três técnicas.
152
Figura 5. Histograma dose e volume da artéria coronária descendente, comparando-se as três técnicas.
Volume (%)
Volume (%)
Figura 2. Histograma dose e volume do volume alvo de planejamento comparando-se as três técnicas.
100
90
80
70
60
50
40
30
20
10
0
10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 110 120
100
90
80
70
60
50
40
30
20
10
0
10 20 30 40 50 60 70 80 90 100 110 120 130 140
Dose (cGy)
Figura 6. Histograma dose e volume da mama contralateral,
comparando-se as três técnicas.
gradiente de dose se manteve relativamente baixo, no valor
de 13%. Como essa técnica não exige um rígido controle de
qualidade e obteve bons resultados para cobertura do alvo
e também em números de UM, ela se torna uma importante
ferramenta para o planejamento de câncer de mama.
Analisando as UM viu-se que para uma técnica que
utiliza maior tecnologia, como a compensação eletrônica, onde o campo principal é dividido em minicampos, os
valores de UM foram no máximo de 255. No entanto, o
gradiente de dose neste planejamento foi 11% e é inferior
ao de qualquer outra técnica realizada. Utilizando a técnica com compensação eletrônica, os resultados obtidos
tanto para o gradiente e homogeneidade quanto para as
doses absorvidas pelos órgãos de risco foram menores
que nas outras técnicas, conforme Figura 1. Porém, este
tipo de tecnologia exige um controle de qualidade mais
rigoroso, o mesmo feito para planejamentos de IMRT,
tornando-se uma técnica mais trabalhosa a ser realizada.
Comparação entre técnica 3D com filtro dinâmico, field-in-field e compensação eletrônica para câncer de mama
O planejamento feito com filtro dinâmico torna-se
uma técnica vantajosa ao se avaliar as doses absorvidas nos órgãos de risco e o número de UM. Porém,
a sua grande desvantagem é no resultado obtido para
gradiente (15%) e distribuição de dose. Outra dificuldade que essa técnica oferece é o uso de filtros físicos na
ausência de filtros dinâmicos. Com o uso do filtro físico,
a dose na mama contralateral pode aumentar8.
Referências
1. Brasil. Ministério da Saúde. Instituto Nacional de Câncer (INCA)]. Estimativa
2012: Incidência de Câncer no Brasil [acesso em 2012 abr 10]. Disponível
em: http://www.inca.gov.br/estimativa/2012/
2.Sas-Korczy ska B, Sladowska A, Rozwadowska-Bogusz B, Dyczek S, Lesiak
J, Kokoszka A, et al. Comparison between intensity modulated radiotherapy
(IMRT) and 3D tangencial beams technique used in patients with earlystage breast cancer who received breast-cinserving therapy. Reports of
Practical Oncology and Radiotherapy. 2010;15(4):79-86.
3. Taylor CW, McGale P, Darby SC. Cardiac risks of breast-cancer radiotherapy:
a contemporary view. Clin Oncol. 2006;18:236-46.
4. Schubert LK, Gondi V, Sengbusch E, Westerly DC, Soisson ET,
Paliwal BR, et al. Dosimetric comparison of left-sided whole breast
irradiation with 3DCRT, forward-planned IMRT, inverse-planned
IMRT, helical tomotherapy,and topotherapy. Radiother Oncol.
2011;100(2):241-46.
5. Coles CE, Moody AM, Wilson CB, Burnet NG. Reduction of
radiotherapy-induced late complications in early breast. Clin Oncol.
2005 17(2):98-110.
6. Caudell JJ, Santos JF, Keene KS, Fiveash JB, Wang W, Carlisle JD, et al.
A dosimetric comparison of electronic compensation, conventional
intensity modulated radiotherapy, and tomotherapy in patients with
early-stage carcinoma of the left breast. Radiation Oncology Biol Phys.
2007;68(5):1505-11.
7. Goyal S, Yue NJ, Millevoi R, Kagan E, Haffty B, Narra V. Improvement
in dose homogeneity witth electronic tissue compensation over IMRT
and conventional RT in whole brain radiotherapy. Radiother Oncol.
2008;88(2):196-201.
8. Low DA, Moran JM, Dempsey JF, Dong L, Oldham M. Dosimetry tools and
techniques for IMRT. Med Phys. 2011;38(3):1313-38.
153
Artigo Original
Efeito de colimações de
cerrobend em feixes de elétrons
Cerrobend collimation effect on electron beams
Laura Furnari, Lucas D. Albino, Victor A. B. Ribeiro e Gabriela R. Santos
Instituto de Radiologia (InRad) do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de
São Paulo (FMUSP) – São Paulo (SP), Brasil.
Resumo
Este trabalho teve como objetivo discutir o efeito das colimações de cerrobend em feixes de elétrons na prática clínica. Ao se usar colimações de
cerrobend, interfere-se na forma da curva de porcentagem de dose profunda (PDP) e na dose absoluta que é liberada no paciente. Foram analisados
os fatores que influenciam tais parâmetros e avaliado em quais casos é necessário fazer uma correção devido à presença da colimação. Confirmou-se
que, quando a menor dimensão da colimação é inferior ao raio necessário para que haja equilíbrio de espalhamento lateral, a colimação altera a
PDP e, portanto, tal alteração deve ser levada em conta no planejamento. Para uma colimação muito utilizada em tratamentos de cabeça e pescoço,
encontrou-se que não é necessário aplicar nenhum fator de correção.
Palavras-chave: radioterapia, elétrons, colimação.
Abstract
The aim of this work was to discuss about the cerrobend collimation effect on clinical electron beams. When a cerrobend collimation is used, both
the percentage depth dose (PDD) and the absolute dose that is delivered to the patient changes. It was analyzed how those parameters change and
it was evaluated in which cases a correction factor should be applied due to this collimation. It was founded that, when the smallest dimension of
the collimation is smaller than the minimum radius to lateral scatter equilibrium, the collimation will change the PDD in such a way that it should
take into account in the treatment planning. For one specific collimation usually applied in head and neck treatments, it was found that no correction
factor is necessary.
Keywords: radiation therapy, electrons, collimation.
Introdução
Este trabalho teve como objetivo discutir o efeito das
colimações em campos clínicos de elétrons. Ao se fazer
um cálculo de dose monitor para um campo com feixe
de elétrons, é necessário levar em conta o tamanho da
colimação empregada por meio do fator de equivalência
de campo, uma vez que o fator output é dependente do
tamanho de campo.
Existem estudos antigos que afirmam não ser possível
estabelecer essa equivalência entre campos irregulares de
elétrons. Porém, estudos posteriores de Khan e Higgins1,2
apontaram que é possível encontrar um campo circular ou
quadrado equivalente ao campo colimado. O termo campo equivalente significa que, para uma dada fluência incidente e um determinado perfil de feixe, existe um campo
equivalente (quadrado ou circular) com a mesma distribuição de dose profunda no raio central.
A porcentagem de dose profunda (PDP) de um campo de elétrons tem como contribuição importante o
espalhamento dentro do objeto simulador. Para cada
energia, a partir de certa distância ao centro do campo,
essa contribuição é desprezível.
O raio mínimo, rm, do campo para o qual ocorre a condição do equilíbrio de espalhamento lateral (EEL) depende,
aproximadamente, da energia mais provável dos elétrons na
superfície do objeto simulador, Ep,o que, por sua vez, depende do alcance prático, Rp. É calculado empiricamente por:
¬
rm ≅ 0,88⋅√ Ep,0 (1)
em que:
 · R + 0,0025 MeV  · R 2 (2)
Ep,0= 0,22 (MeV)+1,98 MeV
 cm  p
 cm2  p
No caso das PDPs serem semelhantes, não se observará variação no comportamento de Rp e, portanto, no de
rm. Isso ocorre para campos grandes, nos quais o EEL já
foi alcançado. O tamanho do campo para o qual ocorre
essa semelhança depende da energia1. A Figura 1 mostra
Autor correspondente: Laura Furnari – Instituto de Radiologia (InRad) do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo
(FMUSP) – Avenida Dr. Enéas de Carvalho Aguiar, s/nº, Rua 1 – CEP: 05403-900 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
155
Furnari L, Albino LD, Ribeiro VAB, Santos GR
%
%
8 Mev 100
80
80
Absorbed dose/%
100
60
3 10Diâmetro do
Campo
1,5
60
40
40
20
20
32 Mev
3
0
0
z/cm H2O
5
0
0
5
30 cm
10 Diâmetro do
7
Campo
5
4
0
z/cm H2O
15
Bloco 4 - cone 15 cm Bloco 5 - cone 6 cm
Bloco 6 - cone 15 cm
Figura 1. Efeito do aumento do campo na porcentagem de
dose profunda para feixes de elétrons de 8 MeV e 32 MeV2.
Figura 2. Formato dos blocos de cerrobend usados na avaliação do efeito de colimações em feixe de elétrons.
que, para a energia de 8 MeV, para campos com diâmetros maiores que 3 cm, e para a energia de 32 MeV, para
diâmetros superiores a 10 cm, a curva de PDP permanece
praticamente inalterada.
Assim, a correção de campo equivalente para elétrons
só precisa ser estabelecida para campos pequenos nos
quais falta o EEL, uma vez que, atingida a dimensão na
qual o EEL acontece em todas as profundidades, a PDP
independe do tamanho de campo.
Para campos quadrados, o lado mínimo sm da colimação (que é o lado mínimo da área não colimada) para
ocorrer o EEL é dada pela expressão:
Tabela 1. Comparação do menor lado da colimação com sm.
¬
sm ≅ 1,58⋅√ Ep,0 (3)
No caso de campos retangulares, se as duas dimensões forem maiores que sm, o campo é suficientemente
grande para não precisar ser corrigido, podendo ser desconsiderado o efeito da colimação na distribuição de dose.
Material e métodos
As avaliações do efeito das colimações foram realizadas
com a utilização de filmes tipo Kodak X-Omat V, envelopados um a um, e com um objeto simulador formado de
placas de água sólida RW3, equivalentes à água. As irradiações foram feitas num acelerador linear da Varian, modelo 2100C, utilizando feixes de elétrons com energias de
6, 9, 12 e 15 MeV, com cones de 6x6, 10x10, 15x15 e
25x25 cm². Foram usados seis blocos com diferentes formatos (Figura 2), além dos tamanhos padrões de cada cone.
A Tabela 1 compara o menor lado da colimação de
cada bloco com o tamanho do lado mínimo exigido para
alcançar o EEL.
Os valores de sm são praticamente os mesmos para
todos os cones e dependem unicamente da energia,
156
Bloco 1 - cone 10 cm Bloco 2 - cone 10 cm Bloco 3 - cone 25 cm
Cone 10 cm – bloco 1
6 MeV
= sm
9 MeV
< sm
12 MeV
< sm
15 MeV
< sm
< sm
< sm
< sm
< sm
> sm
> sm
> sm
> sm
< sm
< sm
< sm
< sm
< sm
< sm
< sm
< sm
> sm
> sm
> sm
< sm
conforme a equação (1), são: 3,7 cm para 6 MeV, 4,5 cm
para 9 MeV, 5,4 cm para 12 MeV e 6,1 cm para 15 MeV.
O efeito da colimação no fator output foi avaliado por
meio da medida da densidade óptica (DO) na parte central
de cada região irradiada, e da razão entre esse valor de
DO e aquele obtido com o campo padrão de cada cone.
Essas medidas foram obtidas colocando-se o filme
na profundidade de referência (zref) de cada energia, cujos
valores estão indicados na Tabela 2. A determinação da
dose nos filmes foi feita construindo-se, separadamente, uma curva de calibração de DO em função da dose
absorvida.
Foram dadas 40 UM, e a dose recebida pelos filmes
foi calculada e comparada com a dose calculada pelo
sistema de planejamento de tratamento (Eclipse, versão
10.0.28).
As curvas de PDP foram obtidas por meio de um sistema de varredura automático tridimensional, Wellhofer Blue
Phantom, e câmaras de ionização Scanditronix cc13 com
um volume de 0,13 cm3.
Tabela 2. Profundidades em que foram feitas as medidas de
fator output.
Zref
6 MeV
1,2 cm
9 MeV
1,9 cm
12 MeV
2,8 cm
15 MeV
3,7 cm
Efeito de colimações de cerrobend em feixes de elétrons
Medidas com filmes
A Tabela 3 apresenta as doses, medidas com filmes e calculadas no sistema de planejamento, nas mesmas condições, e os desvios relativos entre elas.
A partir dos valores de dose dos filmes obtiveram-se as
razões entre os valores de dose obtidos com a presença do
bloco e a dose com os respectivos inserts padrões (Tabela 4).
Comparação de curvas de porcentagem de dose
profunda calculadas e medidas
A Figura 3 apresenta as curvas de PDP para as energias 6
e 15 MeV, com e sem o bloco 2 (cone 10x10 cm²), obtidas
a partir do cálculo com o sistema de planejamento Eclipse.
A Figura 4 apresenta o mesmo tipo de avaliação para o
bloco 5 (cone 6x6 cm²).
Tabela 3. Doses (cGy) para diversos blocos, energias e cones.
Cone
10 cm
Cone
6 cm
Filme
Eclipse
Filme
Bloco 2
Eclipse
Filme
Padrão
Eclipse
Filme
Bloco 5
Eclipse
Padrão
Comparação de curvas de porcentagem de
dose profunda com e sem blocos obtidas com
o sistema Wellhofer
As próximas figuras são as representações das curvas de
PDP para diversas energias, blocos e cones. Tais figuras
salientam o efeito da presença dos blocos, mostrando que
a importância desse efeito depende do formato e do tamanho da colimação, assim como da energia em que ela
é usada. As Figuras de 5 a 8 mostram o efeito dos blocos
1, 2, 3 e 5, respectivamente.
0,8
0,6
0,4
6 MeV Desvio (%) 15 MeV Desvio (%)
0,2
39,02
39,80
37,25
37,00
39,02
38,05
35,52
0,0
34,40
39,02
39,70
31,34
33,90
35,95
37,70
27,36
2,00
-0,67
-2,49
-3,15
32,07
15 MeV - com bloco - Eclipse
15 MeV - com bloco
15 MeV - sem bloco - Eclipse
15 MeV - sem bloco
6 MeV - com bloco
6 MeV - sem bloco
1,0
Dose (%)
Resultados
1,74
0
20
8,17
4,87
100
6 MeV - sem bloco
6 MeV - com bloco
9 MeV - sem bloco
9 MeV - com bloco
15 MeV - sem bloco
15 MeV - com bloco
Bloco 5
Cone 10 cm
Bloco 1
Bloco 2
Cone 15 cm
Bloco 4
Bloco 6
Cone 25 cm
Bloco 3
1,0
0,6
15 MeV
91,0
96,0
15 MeV
100,0
0,4
40
0
0
20
40
60
80
Profundidade (mm)
100
Figura 5. Porcentagem de dose profunda com bloco 1 e sem
bloco – Wellhofer.
100
6 MeV - sem bloco
6 MeV - com bloco
9 MeV - sem bloco
9 MeV - com bloco
15 MeV - sem bloco
15 MeV - com bloco
80
60
40
20
0,2
0,0
60
20
15 MeV - com bloco
15 MeV - sem bloco
6 MeV - com bloco
6 MeV - sem bloco
0,8
Dose (%)
15 MeV
91,0
80,0
12 MeV
92,0
100,0
12 MeV
100,0
Dose (%)
Cone 6 cm
15 MeV
85,0
9 MeV
95,0
89,0
9 MeV
95,0
100,0
9 MeV
100,0
Dose (%)
80
6 MeV
96,0
6 MeV
94,0
95,0
6 MeV
98,0
100,0
6 MeV
99,0
100
Figura 4. Porcentagem de dose profunda obtida com o sistema de
planejamento e medida com câmara de ionização para o bloco 5.
17,2
Tabela 4. Razão R entre as doses medidas com e sem os blocos (%).
40
60
80
Profundidade (mm)
0
20
40
60
80
Profundidade (mm)
100
Figura 3. Porcentagem de dose profunda obtida com o sistema de
planejamento e medida com câmara de ionização para o bloco 2.
0
0
20
40
60
80
Profundidade (mm)
100
157
Furnari L, Albino LD, Ribeiro VAB, Santos GR
6 MeV - sem bloco
6 MeV - com bloco
9 MeV - sem bloco
9 MeV - com bloco
12 MeV - sem bloco
12 MeV - com bloco
15 MeV - com bloco
15 MeV - sem bloco
100
Dose (%)
80
60
40
20
0
0
20
40
60
Profundidade (mm)
80
100
100
6 MeV - sem bloco
6 MeV - com bloco
15 MeV - sem bloco
15 MeV - com bloco
Dose (%)
80
60
40
20
0
0
20
40
60
Profundidade (mm)
80
100
O efeito de blindagens de cerrobend em campos de elétrons no fator output foi comprovado neste trabalho, e diversos métodos foram aplicados para tal verificação.
Uma primeira análise foi feita por meio da comparação
entre a dose lida nos filmes e a fornecida pelo sistema de
planejamento para os blocos 2 e 5 (Tabela 3). Os desvios
foram aceitáveis para 6 MeV e inaceitáveis para 15 MeV,
possivelmente porque o sistema de planejamento consegue corrigir a curva de PDP para campos colimados de
elétrons, mas não consegue considerar a colimação no
cálculo da dose, fato mais pronunciado para energias altas, nas quais o espalhamento é maior.
158
A Tabela 1 apresenta uma comparação entre a menor
dimensão da colimação e sm. Por esses dados é de se
esperar o que se observou:
• o bloco 3, que atinge o EEL para todas as energias,
apresenta um valor de R≈100% e curvas de PDP não
são alteradas pela presença do bloco, como evidenciam as curvas da Figura 7;
• com os blocos 1 e 2 acontece o contrário: como o EEL
não é atingido em nenhuma energia, os valores de R
são inferiores a 100% e há diferença entre as PDP das
Figuras 5 e 6;
• este comportamento se repete para os blocos 4 e 5,
em que R é inferior a 100%, assim como as curvas de
PDP do bloco 5 também apresentam diferenças entre
as curvas com e sem colimação (Figura 8);
• o bloco 6, usado clinicamente em colimações de coluna em tratamentos de cabeça e pescoço, apresentou um valor de R=100%, exceto para a energia de
15 MeV.
Observe-se que as diferenças entre as PDPs para a
energia de 6 MeV são desprezíveis (menores que 2%),
como indicam os grandes valores de R.
Para o bloco 2, nota-se que o efeito da colimação é maior na energia de 15 MeV, que tem a razão
R bem menor que 100% (Tabela 4), do que na energia
de 6 MeV para a qual o valor de R é próximo de 100%.
O mesmo comportamento se observa para o bloco 5,
na Figura 4. As curvas de PDP medidas (Wellhofer) e
calculadas (Eclipse), apresentadas nas Figuras 3 e 4,
mostram uma boa concordância da interferência dos
blocos nas curvas de PDP.
Concluindo, pode-se afirmar que para campos de elétrons pouco colimados não é necessário fazer correções
que levem em conta a colimação. O tamanho máximo da
colimação para este comportamento depende da energia.
Uma vez definidos os valores de sm, torna-se fácil estabelecer a necessidade ou não da aplicação de correções
devido à presença da colimação, mais ainda sabendo-se
que esses valores independem do tamanho do cone.
Ressaltamos que algumas aplicações clínicas bem comuns não necessitam de correção.
Referências
1. Khan FM, Higgins PD. Field equivalence for clinical electron beams. Phys
Med Biol. 2001;46:N9-N14.
2. Khan FM. The physics of radiation therapy. Philadelphia: Lippincott Williams
& Wilkins; 2003.
Artigo Original
Perfil de dose de feixes de
elétrons obtidos com dosímetros
termoluminescentes de CaSO4:Ce,Eu
Dose profile for electron beams obtained with
CaSO4:Ce,Eu thermoluminescent dosimeters
Maíra G. Nunes e Letícia L. C. Rodrigues
Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares da Comissão Nacional de Energia Nuclear (IPEN-CNEN) –
São Paulo (SP), Brasil.
Resumo
Os dosímetros termoluminescentes (DTL) de sulfato de cálcio ativado com cério e európio (CaSO4:Ce,Eu), recentemente desenvolvidos pelo Laboratório
de Materiais Dosimétricos (LMD) do Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN), assim como os DTL de sulfato de cálcio ativado com
disprósio (CaSO4:Dy) e de fluoreto de lítio ativado com magnésio e titânio (LiF:Mg,Ti; TLD-100), já longamente empregados em dosimetria e
considerados como padrões, foram utilizados para levantar o perfil de dose dos feixes de elétrons de energia de incidência mais provável de 3,43;
5,48; 8,27 e 11,67 MeV, gerados por um acelerador linear Clinac 2100-C (Varian) nas condições de referência definidas pelo código de práticas
TRS-398. A dosimetria de rotina dos feixes, realizada com uma câmara de ionização calibrada contra um padrão secundário, assegura que os feixes
de elétrons utilizados para as irradiações atendem aos requerimentos de planura e simetria do campo estabelecidas nesse código de práticas. Desse
modo, a concordância das medições realizadas com os DTL com os requerimentos do código de práticas TRS-398, sugere que os três tipos de DTL
estudados podem ser aplicados na dosimetria clínica de feixes de elétrons de energias altas.
Palavras-chave: termoluminescência, ativação de semicondutores, detectores de radiação, dosimetria das radiações ionizantes, dosimetria de
feixes de elétrons, instrumentação.
Abstract
The calcium sulphate activated with cerium and europium (CaSO4:Ce,Eu) thermoluminescent dosimeters (TLD) recently developed at Nuclear
and Energy Research Institute as well as the calcium sulphate activated with dysprosium (CaSO4: Dy) and lithium fluoride activated with magnesium and
titanium, (LiF:Mg,Ti; TLD-100) TLDs, with long term applications in dosimetry and considered as standards, were used to obtain the dose profile for
3.43, 5.48, 8.27 and 11.67 MeV electron beams generated by a linear accelerator Clinac 2100-C (Varian) in the reference conditions defined by the
TRS-398 code of practice. The routine dosimetry of the electron beams, performed with a calibrated ionization chamber, ensures that the electron
beams fulfill the requirements of flatness and symmetry established in this code of practice. Thus, as the TRS-398 Code of Practice requirements are
fulfilled by the measurements performed with the new TLD type, CaSO4:Ce,Eu may be applied in clinical dosimetry of high energy electron beams.
Keywords: thermoluminescence, semiconductor activation, radiation detectors, dosimetry of ionizing radiation, dosimetry of electron beams, instrumentation.
Introdução
Os dosímetros termoluminescentes (DTL) vêm desempenhando papel importante para a dosimetria das radiações
em aplicações na área médica, em particular para medidas utilizando simuladores antropomórficos e para a dosimetria in vivo de pacientes1.
O fluoreto de lítio ativado com magnésio e titânio
(LiF:Mg,Ti;TLD-100) apresenta características muito compatíveis com as aplicações médicas, já possuindo longa
tradição neste tipo de aplicação e sendo empregado na
maior parte das medidas realizadas em radioterapia2.
Outro material TL, o sulfato de cálcio ativado com
disprósio, (CaSO4:Dy) é bastante utilizado em medidas
de dose em radioproteção e, embora não tenha sido amplamente explorado em radioterapia, estudos anteriores
indicam que esse DTL pode ser uma alternativa ao fluoreto de lítio3.
A aplicação crescente dos feixes de partículas carregadas na medicina fez com que surgissem modalidades
Autor correspondente: Maíra Goes Nunes – Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares (IPEN), Gerência de Metrologia das Radiações, Laboratório de
Dosimetria Termoluminescente – Avenida Lineu Prestes, 2.242 – Cidade Universitária – CEP: 05508-000 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
159
Nunes MG, Rodrigues LLC
de radioterapia com as quais as características do
TLD-100 e do CaSO4:Dy são menos compatíveis, levando à intensificação da pesquisa de novos materiais
dosimétricos1.
Pesquisas com cintiladores apontaram o európio
bivalente (Eu2+) e o cério trivalente (Ce3+) como elementos capazes de introduzir no sulfato de cálcio propriedades interessantes para a dosimetria TL de partículas
carregadas1.
Esses ativadores foram utilizados para o crescimento
de monocristais de sulfato de cálcio ativado empregados
na fabricação de pastilhas, tendo o Teflon® como aglutinante, cujas sensibilidades à radiação gama do 60Co concordam em 0,2%.
A aplicação de um material baseado no sulfato de
cálcio (CaSO4) em radioterapia seria de grande interesse para o Brasil, uma vez que o Laboratório de Materiais
Dosimétricos do IPEN detém a tecnologia de ativação
desse material e já produz e comercializa dosímetros de
CaSO4:Dy com Teflon® a preços acessíveis.
As leituras TL foram realizadas sempre entre 24 e
32 h após as irradiações, em uma leitora termoluminescente modelo 5500 (Harshaw), e esses valores foram
utilizados diretamente para o cálculo do nível de dose
em cada posição e para o levantamento do gráfico do
nível de dose em função da posição do dosímetro.
Resultados
Os perfis de dose dos feixes de elétrons de energia
de incidência mais provável de 3,43; 5,48; 8,27 e
11,67 MeV são apresentados, respectivamente, nas
Figuras 2 a 5.
Embora todos os DTL apresentados confirmem
que os feixes atendem aos requisitos do código de
práticas TRS-398, é possível notar que a variação do
nível de dose nas proximidades do limite do campo
Material e Métodos
160
Limite do Campo
de Radiação
Figura 1. Diagrama esquemático do posicionamento dos dosímetros termoluminescentes no campo de radiação.
CaSO4:Ce,Eu
CaSO4:Dy
LiF:Mg, Ti
Cl
105
100
95
Nível de Dose [%]
A variação da rota da evaporação lenta proposta
por Campos 4 e utilizada no Laboratório de Materiais
Dosimétricos do IPEN para o crescimento dos monocristais de CaSO4:Dy, foi adotada para o crescimento
dos monocristais de CaSO4:Ce,Eu com a substituição
do óxido de disprósio pelos óxidos de cério e európio.
A obtenção das pastilhas, ou dosímetros, de
CaSO4:Ce,Eu de 6 mm de diâmetro utilizando o Teflon ®
como aglutinante, seguiu os procedimentos do LMD
para a fabricação das pastilhas de CaSO4:Dy+Teflon5.
As pastilhas foram selecionadas para que a variação máxima de suas sensibilidades à radiação gama
do 60Co fosse de 0,2%.
Os dosímetros de sulfato de cálcio foram posicionados na profundidade de dose máxima e demais condições de referência do código de práticas TRS-398 6
a partir do centro do campo de radiação de elétrons,
a cada 20 mm até a distância de 50 mm do limite do
campo, a partir de onde foram dispostos, lado a lado,
até 50 mm depois desse limite, sobre o eixo central e
as diagonais, conforme a Figura 1.
O posicionamento dos TLD-100 foi feito de modo
que seu centro coincidisse com a posição ocupada
pelo centro dos dosímetros de sulfato de cálcio.
Feixes de elétrons de energia de incidência mais
provável de 3,43; 5,48; 8,27 e 11,67 MeV, gerados por
um acelerador linear Clinac 2100-C (Varian), foram utilizados para irradiar os DTL de um determinado tipo, a
cada acionamento do feixe de elétrons, com a dose de
10 mGy. Para as medidas com a câmara de ionização,
um acionamento do feixe de elétrons foi realizado em
cada posição.
90
85
80
75
70
65
-80 -60 -40 -20 0 20 40 60
Distância ao Centro do Campo [mm]
80
Figura 2. Perfil de dose do feixe de elétrons de 3,43 MeV.
Perfil de dose de feixes de elétrons obtidos com dosímetros termoluminescentes de CaSO4:Ce,Eu
CaSO4:Ce,Eu
CaSO4:Dy
LiF:Mg,Ti
Cl
105
100
Nível de Dose [%]
95
90
85
80
75
70
-80 -60 -40 -20 0 20 40 60
80
CaSO4:Ce,Eu
CaSO4:Dy
LiF:Mg,Ti
Cl
105
100
Nível de Dose [%]
95
90
85
80
75
-80 -60 -40 -20 0 20 40 60
80
CaSO4:Ce,Eu
CaSO4:Dy
LiF:Mg,Ti
Cl
105
100
Nível de Dose [%]
é mais intensa para os feixes de elétrons de energia
menor, para os quais é esperado que o efeito de borda
seja mais intenso.
Não houve variações no nível de dose ao longo de
ambas as diagonais para um mesmo campo, ou diferenças significativas com relação aos perfis de dose
obtidos no eixo central.
95
90
Os níveis de dose obtidos com os DTL de sulfato de
cálcio ativado com cério e európio (CaSO4:Ce,Eu) variam em 3%, os obtidos com os DTL de sulfato de cálcio ativado com disprósio (CaSO4:Dy) variam em 2%,
e os níveis de dose obtidos com os DTL de LiF:Mg,Ti e
a câmara de ionização variam em 1% nas posições do
campo de radiação compreendidas entre os níveis de
dose de 90%. Isso ocorre porque o CaSO4:Ce,Eu é,
em média, duas vezes mais sensível que o CaSO4:Dy,
que por sua vez é, em média, 1,7 vezes mais sensível
que o fluoreto de lítio ativado com magnésio e titânio
(LiF:Mg,Ti; TLD-100) aos feixes de radiação de elétrons
estudados.
As variações apresentadas não superam os 5% para
nenhum dos feixes em nenhuma das medições realizadas, de modo que os resultados obtidos com os dosímetros termoluminescentes são compatíveis com aqueles obtidos com a câmara de ionização, o dosímetro
padrão para esse tipo de medição.
Em todos os casos, o nível de dose de 90% não
dista mais de 10 mm do limite do campo no eixo principal, ou 20 mm desse limite nas diagonais. Também
não foram observadas variações nos níveis de dose
medidos à mesma distância do centro do campo, de
modo que os requisitos de planura e simetria do feixe,
estabelecidos pelo código de práticas TRS-398 e pelas
medições realizadas com a câmara de ionização são
confirmados pelas medições realizadas com os dosímetros termoluminescentes.
Esses resultados sugerem que os dosímetros termoluminescentes de sulfato de cálcio ativado com cério
e európio, de sulfato de cálcio ativado com disprósio,
ou de fluoreto de lítio ativado com magnésio e titânio
podem ser utilizados na dosimetria de campos de radiação de elétrons de energias altas.
85
Agradecimentos
80
-80 -60 -40 -20 0 20 40 60
80
À equipe de física médica do Instituto de Radioterapia
do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da
Universidade de São Paulo (InRad-HC-FMUSP), pela realização das irradiações com os feixes de elétrons.
161
Nunes MG, Rodrigues LLC
Referências
1. Kortov V. Materials for thermoluminescence dosimetry: Current status and
future trends. Rad Meas. 2007;42(4-5):576-81.
2. Habitzreuter AB. Implementação da irradiação de corpo inteiro em
radioterapia [dissertação de mestrado]. São Paulo: Instituto de Pesquisas
Energéticas e Nucleares, Universidade de São Paulo; 2010.
3. Nunes MG. Avaliação do desempenho dos detectores termoluminescentes
de CaSO4:Dy e LiF:Mg,Ti na dosimetria de feixes clínicos de elétrons
162
[dissertação de mestrado]. São Paulo: Instituto de Pesquisas Energéticas e
Nucleares, Universidade de São Paulo; 2008.
4. Campos LL. Preparation of CaSO4:Dy TL single crystals. J Lum.
1983;28(4):481-3,
5. Campos LL, Lima MF. Dosimetric properties of CaSO4:Dy+Teflon pellets
produced at IPEN. Rad Prot Dosim. 1986;14(4):333.
6. International Atomic Energy Agency. Absorbed dose determination in
external beam radiotherapy. An International Code of Practice for Dosimetry
Based on Standards of Absorbed Dose to Water (TRS-398). Vienna, 2000.
Artigo Original
Revista Brasileira de Física Médica.2012;6(3)163-6.
Estudo dos parâmetros de aquisição e
reconstrução em imagens de perfusão
de miocárdio na detecção de lesões
Study of the acquisition and reconstruction parameters of
myocardial perfusion images in the detection of lesions
Mariana S. Favero1, Jerusa D. Finatto1, Barbara Q. Friedrich1, Carolina F. S. Mazzola2 e
Ana Maria M. Silva1
Núcleo de Pesquisas em Imagens Médicas (NIMed) da Pontifícia Universidade Católica do
Rio Grande do Sul (PUCRS) – Porto Alegre (RS), Brasil.
2
Serviço de Medicina Nuclear do Hospital São Lucas da PUCRS – Porto Alegre (RS), Brasil.
1
Resumo
O objetivo deste trabalho foi analisar a influência dos diferentes parâmetros de aquisição e métodos de reconstrução tomográfica utilizados em exames
de SPECT do miocárdio, a fim de otimizar a imagem do ventrículo esquerdo, possibilitando melhor visualização de lesões. Para tanto, foi realizado um
estudo com imagens adquiridas em um equipamento SPECT Philips Forte, com um simulador antropomórfico com inserção cardíaca, preenchido com
Tc-99m. Lesões frias de acrílico foram inseridas nas regiões lateral e septal. A imagem foi avaliada por meio do perfil de contagens, contraste relativo
e mapa polar. Observou-se que os diferentes parâmetros de aquisição e métodos de reconstrução não produzem diferenças visuais significativas nas
imagens resultantes. Quantitativamente, a aquisição com 64 projeções, reconstruída com o método iterativo, apresenta maior contraste.
Palavras-chave: medicina nuclear, simulador antropomórfico, miocárdio, reconstrução, lesões frias.
Abstract
The aim of this paper was to analyze the influence of different acquisition parameters and reconstruction methods used in myocardial SPECT
examinations in order to optimize the image of the left ventricle, allowing better visualization of lesions. For this purpose, a study was performed
with images acquired on a Philips Forte SPECT equipment with an anthropomorphic phantom with cardiac insert filled with Tc-99m. Acrylic regions,
representing cold lesions, were inserted into the lateral septum. The image was evaluated by profile counting, relative contrast and polar map. It was
observed that the different parameters and acquisition reconstruction methods do not produce significant visual differences in the resulting images.
Quantitatively, the acquisition with 64 projections reconstructed with the iterative method has a higher contrast.
Keywords: nuclear medicine, anthropomorphic phantom, myocardium, reconstruction, cold lesions.
Introdução
A imagem do miocárdio realizada por cintilografia miocárdica, utilizando a Tomografia Computadorizada por
Emissão de Fóton Único ou SPECT, do inglês, Single
Photon Emission Computed Tomography, é um dos métodos de diagnóstico utilizados na investigação de pacientes
com cardiopatia isquêmica e outros eventos cardíacos.
Para tanto, torna-se necessária a aquisição de imagens
de qualidade que possam transmitir a sensibilidade dos
segmentos do músculo cardíaco1,2.
O uso de simuladores ou phantoms, como o simulador antropomórfico de tórax com inserção cardíaca, permite adicionar anormalidades de alta e baixa captação,
denominadas lesões frias e quentes. No miocárdio, particularmente no ventrículo esquerdo, as lesões frias representam regiões de infarto ou isquemia. Como suas
estruturas são conhecidas e as atividades em cada órgão
podem ser definidas, os simuladores possibilitam a otimização de parâmetros de aquisição e os efeitos de métodos de reconstrução e processamento para estudos do
miocárdio, assim como seus efeitos na imagem final3.
O objetivo deste trabalho foi analisar a influência dos
diferentes parâmetros de aquisição e métodos de reconstrução tomográfica utilizados em exames de SPECT do
miocárdio, a fim de otimizar a imagem do ventrículo esquerdo, possibilitando melhor visualização de lesões frias
representativas de infarto ou isquemia.
Autor correspondente: Mariana Saibt Favero – Pontifícia Universidade Católica do Rio Grande do Sul (PUC/RS) – Avenida Ipiranga, 6.681, Prédio 96A,
Sala 220 – CEP: 90619-900 – Porto Alegre (RS), Brasil – E-mail: [email protected]
163
Favero MS, Finatto JD, Friedrich BQ, Mazzola CFS, Silva AMM
Material e Métodos
Aquisição das imagens
As imagens foram adquiridas no serviço de Medicina Nuclear
do Hospital São Lucas, da PUCRS, no equipamento Philips
Forte, em matrizes de 64x64 pixels. As aquisições foram realizadas variando o número de projeções, com 32 e 64 projeções, sempre utilizando 30 segundos por projeção. A aquisição foi realizada em uma janela de fotopico de 140 keV
do 99mTc, com largura total de 20%. O colimador de baixa
energia e propósito geral, denominado VXGP, do inglês, Vertex
General Purpose, foi utilizado na aquisição das imagens.
Simulador antropomórfico de
tórax com inserção cardíaca
O simulador ou phantom utilizado neste trabalho (Modelo
Biodex 043-795) simula a parte inferior do tórax e a parte
superior do abdômen, aproximadamente um terço dos pulmões, a coluna e metade do fígado. O insert cardíaco simula
a câmara por onde ocorre a circulação sanguínea e o ventrículo esquerdo do miocárdio. Há possibilidade de adicionar
lesões frias ao miocárdio, representando regiões de infarto e
isquemia. Dessa maneira, este simulador permite a avaliação
de diferentes parâmetros de aquisição para estudos do órgão e os efeitos dos métodos de reconstrução de imagens.
O insert cardíaco foi preenchido com água (120 mL) e uma
atividade de 5 mCi de 99mTc. A região do tórax e do fígado foi
preenchida com água e uma atividade de 22 mCi, de forma
a obter uma atividade específica em relação ao miocárdio de
1:5. Foram feitas duas aquisições, uma simulando um miocárdio considerado normal e outra do miocárdio com duas
lesões frias, localizadas na região lateral e septal (Figura 1).
Foram feitos dois tipos de aquisição: primeiramente
com o phantom simulando um miocárdio normal, com 32 e
64 projeções de 30 segundos cada e, após, o mesmo procedimento foi realizado para o phantom com as lesões frias.
Métodos de reconstrução tomográfica
Para cada tipo de aquisição foram feitas reconstruções com os
métodos iterativo e de retroprojeção filtrada ou FBP, do inglês,
Figura 1. Phantom posicionado no equipamento.
164
Filtered Backprojection. O FBP, método mais simples de todas
as técnicas de reconstrução tomográfica, consiste basicamente na filtragem das projeções no espaço de frequências,
usando um filtro rampa e, após, realizar a transformação inversa, retroprojetar esses valores para formar a imagem final3.
O método iterativo começa a reconstrução com uma estimativa de uma imagem inicial. Usualmente, a estimativa inicial
é uma distribuição de atividade uniforme. No caso deste trabalho, a estimativa inicial utilizada foi a imagem reconstruída por
FBP. A seguir, um conjunto de dados de projeção é estimado
a partir da imagem inicial, utilizando um processo matemático
chamado projeção para frente (forward projection). As projeções resultantes são comparadas com as projeções originais,
e as diferenças entre ambas são utilizadas para atualizar a
nova imagem, a partir de um critério de semelhança4.
As imagens deste trabalho foram reconstruídas utilizando o método FBP com o filtro Butterworth (fc = 0.5 fNyquist,
ordem = 10). Com o método iterativo foram utilizadas 12 iterações, utilizando a imagem inicial resultante do FBP, seguido
da utilização do filtro Butterworth, com os mesmos parâmetros descritos anteriormente.
Métodos de análise
As imagens foram analisadas utilizando o perfil de contagens ao longo de uma linha na região das lesões. A determinação do contraste relativo é obtida comparando a
contagem máxima e mínima (dentro da câmara cardíaca)
no perfil, utilizando a Eq. 1:
%C =
Cmax - Cmin
100%
Cmax
(1)
Para determinar a área das lesões, foram traçados os mapas polares, utilizando o software Pegasys, da Philips, e a estação de trabalho Auto SPECT (versão 5.0), do mesmo fabricante.
Resultados
O exame realizado com 64 projeções, e com tempo de 30 segundos de aquisição, apresentou o dobro de contagens quando comparado com 32 projeções, como era esperado.
A Figura 2 apresenta os resultados da reconstrução
das imagens em um corte representativo da região na qual
as lesões são visíveis.
Observa-se que não há diferenças significativas nas
imagens resultantes das diferentes formas de aquisição e
processamento. Apenas se observa que a imagem produzida pela reconstrução iterativa, com 64 projeções, produz
menor ruído que as imagens anteriores.
A fim de analisar as regiões das lesões, foram traçados
os perfis de contagem em um corte axial no qual a lesão é
visível (Figura 3). A análise do contraste relativo foi realizada a partir dos dados deste perfil em imagens reconstruídas pelos dois métodos. O contraste relativo foi medido
em relação à região da câmara cardíaca.
A Figura 4 mostra um exemplo da imagem reconstruída pelo método FBP com filtro Butterworth, mostrando a
Estudo dos parâmetros de aquisição e reconstrução em imagens de perfusão de miocárdio na detecção de lesões
A Figura 6 representa os mapas polares para a aquisição de 32 projeções, reconstruída pelo método FBP para
a situação na qual não há lesões (à esquerda), e para a
situação na qual duas lesões são posicionadas: uma na
região lateral e outra próxima ao septo.
A Figura 7 representa os mapas polares para a aquisição de 64 projeções, reconstruída pelo método FBP para
a situação na qual não há lesões (à esquerda), e para a
Contagens
diferença entre a região na imagem normal e na imagem
com a lesão fria, que diminui a captação no pico à esquerda.
Na imagem reconstruída a partir de 64 projeções é
possível notar o aumento no nível de cinza, relacionado ao
aumento de contagens (Figura 5).
A Tabela 1 mostra os valores do contraste relativo para
os diferentes parâmetros de aquisição e métodos de reconstrução tomográfica.
A
B
20000,0
18000,0
16000,0
14000,0
12000,0
10000,0
8000,0
6000,0
4000,0
2000,0
0,0
FBP - 64 projeções
normal
lesão
1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 14 15 16 17 18 19 20 21 22
Distância (mm)
Figura 5. Gráfico do perfil de contagem para imagem reconstruída por FBP com 64 projeções.
Tabela 1. Valores do contraste relativo (%).
C
Figura 2. Imagem de um mesmo corte com as lesões. (A) Imagem reconstruída por FBP com 32 projeções; (B) Imagem reconstruída por FBP com 64 projeções; (C) Imagem reconstruída
pelo método iterativo com 32 projeções; (D) Imagem reconstruída pelo método iterativo com 64 projeções.
Contagens
Figura 3. À esquerda, imagem do insert cardíaco com lesão e,
à direita, a imagem do insert cardíaco normal.
9000
8000
7000
6000
5000
4000
3000
2000
1000
0
FBP –
FBP –
Iterativo –
Iterativo –
32 projeções 64 projeções 32 projeções 64 projeções
D
Região
Normal
Lesão Fria
Diferença
78%
81%
79%
86%
48%
30%
48%
33%
52%
27%
62%
44%
Figura 6. À esquerda, o mapa polar para a imagem normal
(sem lesões) e, à direita, o mapa polar para a imagem com as
lesões frias, reconstruída por FBP com 32 projeções.
FBP - 32 projeções
normal
cinza
1 3 5 7 9 11 13 15 17 19 21 23 25
Distância (mm)
Figura 4. Gráfico do perfil de contagem para imagem reconstruída por FBP com 32 projeções.
Figura 7. À esquerda, o mapa polar para a imagem normal
(sem lesões) e, à direita, o mapa polar para a imagem com as
lesões frias, reconstruída por FBP com 32 projeções.
165
Favero MS, Finatto JD, Friedrich BQ, Mazzola CFS, Silva AMM
situação na qual duas lesões são posicionadas: uma na
região lateral e outra próxima ao septo.
Nas duas figuras não se observam diferenças significativas entre os valores de captação nas diferentes regiões
para as aquisições em 32 ou 64 projeções. As diferenças
observáveis surgem nas regiões das lesões.
Este estudo apresenta uma análise semiquantitativa, que
compara diferentes parâmetros de aquisição e métodos
de reconstrução tomográfica na análise da detecção de
lesões frias em imagens de perfusão miocárdica, em um
simulador antropomórfico.
A análise qualitativa visual mostra que as imagens adquiridas com distintas projeções e reconstruídas com diferentes métodos não apresentam diferenças significativas.
No entanto, quantitativamente, a aquisição com 64 projeções reconstruída com o método iterativo apresenta maior
contraste entre a região do ventrículo e a câmara cardíaca.
166
As imagens obtidas com o método de reconstrução
iterativo apresentam menor ruído quando comparadas às
imagens reconstruídas pelo método FBP, para qualquer
número de projeções. Esta diferença também se revela no
maior contraste entre as imagens no perfil de contagens,
no caso das imagens reconstruídas pelo método iterativo.
Como continuidade deste estudo, pretende-se avaliar
o uso de diferentes colimadores no estudo da perfusão
miocárdica, usando o simulador, além da influência do uso
de métodos de correção de atenuação e espalhamento.
Referências
1. Dvorak RA, Brown RKF, Cobertt JR. Interpretation of SPECT/ CT Myocardial
Perfusion Images: Commom Artifacts and Quality Control Techniques.
Cardiac Imaging. 2011;2041(31):2041-57.
2. Burrell S, MacDonald A. Artifacts and Pitfallsin myocardial Perfusion
Imaging. Journal Nuclear Medicine Techonology. 2006(34):193-211.
3. Projeto FRIDA. Desenvolvimento de Plugin Java para reconstrução e
visualização em Medicina Nuclear. Porto Alegre: 2005-2006.
4. Lyra M, Ploussi A. Filtering in SPECT Image Reconstruction. International
Journal of Biomedical Imaging. 2011:1-14.
Artigo Original
Estudo de dose e risco relativo de
indivíduos ocupacionalmente expostos
em procedimentos intervencionistas
Study of dose and relative risk of occupationally
exposed individuals in interventional procedures
José A. M. Silveira Filho, Charlene O. Reis, Lana T. Taniguti,
Leonardo C. Pacífico, Thalis L. A. SaintYves e Fernando A. Mecca
Setor de Física Médica do Instituto Nacional do Câncer (INCA) – Rio de Janeiro (RJ), Brasil.
Resumo
Este trabalho estima a dose ocupacional efetiva e o risco relativo de mortalidade por leucemia e câncer digestivo, por meio do estudo de dose
nas regiões anatômicas mais radiossensíveis (cristalino, tireoide, tórax e gônadas) dos profissionais envolvidos em procedimentos de angiografia
intervencionista. Foi considerado um tempo acumulado de exposição de 10 mil horas, tempo representativo da exposição ocupacional de um IOE
durante toda a sua vida profissional. Considerou-se também que o mesmo sempre utilize corretamente os equipamentos de proteção individual
(EPI’s). Para estimativa, foram utilizados os modelos matemáticos oriundos de dados epidemiológicos contidos no BEIR V e no TECDOC 870 da IAEA.
Os resultados mostram um aumento significativo do risco de mortalidade por esses tipos de cânceres para indivíduos ocupacionalmente expostos
para três diferentes distâncias do feixe de raios X, e reforça que medidas de radioproteção são fundamentais.
Palavras-chave: dose ocupacional, risco relativo, radiologia intervencionista, modelagem matemática.
Abstract
This paper estimates the occupational effective dose and the relative risk of leukemia and cancers of the digestive tract mortality through dose
study of the most radiosensitive anatomical regions (lens, thyroid, chest and gonads) of the professionals involved in interventional angiographic
procedures. It was considered a cumulative exposure time of 10,000 hours, which is the occupational exposure time of an IOE in throughout his
professional life. It was also considered that they always use Personal Protective Equipment (PPE). Mathematical models derived from epidemiological
data contained in the BEIR V and in the IAEA’s TECDOC 870 are used to estimate the relative risk. The results show a significant increase in mortality
risk for these types of cancer for individuals occupationally exposed to three different distances from the x-ray beam, and reinforces that radiation
protection measures are essential.
Keywords: occupational dose, relative risk, interventional radiology, mathematical modeling.
Introdução
Desde a descoberta dos raios X, o uso de radiação
ionizante para fins diagnósticos vem sendo ampliado.
Nos serviços que fazem uso desse método, devem-se
desenvolver programas de garantia de qualidade e
proteção radiológica de acordo com o princípio de
Otimização (ALARA), que defende que todas as práticas
devem ser planejadas, implementadas e executadas de
modo que a magnitude das doses individuais, o número
de pessoas expostas e a probabilidade de exposições
acidentais sejam tão baixos quanto razoavelmente exequíveis1, garantindo assim a segurança dos pacientes e
trabalhadores envolvidos. No Brasil, a regulamentação
e fiscalização desse programa de controle de qualidade é realizado pela Secretaria de Vigilância Sanitária do
Ministério da Saúde por meio da Portaria n° 453/98 –
“Diretrizes de proteção radiológica em radiodiagnóstico
médico e odontológico”.
Nos dias atuais, entre as práticas diagnósticas mais
utilizadas está a Radiologia Intervencionista (RI) que pode
ser definida como “procedimentos que compreendem
intervenções diagnósticas e terapêuticas guiadas por
acesso percutâneo ou outros, normalmente realizadas
sob anestesia local e/ou sedação, usando imagem fluoroscópica para localizar a lesão ou local de tratamento,
monitorar o procedimento e controlar e documentar a
terapia”2. Meios de contraste são utilizados melhorando
Autor correspondente: José Augusto Menezes da Silveira Filho – Instituto Nacional de Câncer (INCA) – Setor de Física Médica – Praça da Cruz Vermelha, 23 –
CEP: 20230-130 – Rio de Janeiro (RJ), Brasil – E-mail: [email protected]
167
Filho JAMS, Reis CO, Taniguti LT, Pacífico LC, SaintYves TLA, Mecca FA
a visualização de órgãos ou tecidos radiotransparentes na
tela de um monitor3.
Uma das vantagens da RI é a possibilidade de realização de procedimentos complexos utilizando cortes cirúrgicos mínimos, diminuindo a probabilidade de infecções,
o tempo de internação do paciente e os custos hospitalares4, tornando-a assim uma técnica minimamente invasiva, segura e eficaz. Contudo, é uma das técnicas que
proporciona as maiores doses aos pacientes e profissionais envolvidos5.
As causas das elevadas exposições recebidas em diferentes regiões do corpo dos profissionais que realizam
procedimentos intervencionistas, são: proximidade ao
tubo de raios X; não utilização de acessórios individuais de
proteção; aquisição de muitas imagens; longos tempos
de exposição; uso de equipamento e tecnologia impróprios; manutenção não otimizada; taxas de dose elevadas; falta de treinamento de técnicos, médicos etc.; técnicas intervencionistas utilizadas por médicos de diferentes
especialidades, como não radiologistas, entre outras3.
Graças às suas vantagens, os procedimentos de RI
são justificados, estando de acordo com a Comissão
Internacional em Proteção Radiológica (ICRP) e a Portaria
MS453/98 que estabelecem que nenhuma prática utilizando radiação ionizante deve ser adotada, a menos que
seus benefícios sejam superiores aos detrimentos causados por ela2.
Visando quantificar o detrimento para os trabalhadores, o objetivo deste trabalho foi estimar a dose efetiva recebida, e o risco relativo de mortalidade por câncer digestivo e leucemia, dos indivíduos ocupacionalmente expostos
(IOE’s) em procedimentos de angiografia intervencionista.
Material e Métodos
O procedimento experimental foi realizado no Instituto
Nacional de Câncer (INCA), no Setor de Radiologia.
O equipamento de fluoroscopia avaliado foi um arco em
C Philips Allura Xper FD20. A dosimetria foi realizada com
uma câmara de ionização de 1800cc conectada a um monitor de radiação Radcal 9010. Como simulador do paciente, objeto espalhador, utilizou-se a pelve do fantoma
antropomórfico Alderson RANDO. Para reprodução das
alturas e medidas utilizou-se um tripé e trena. A técnica
estudada está presente na Tabela 1.
Dividiu-se a sala em quadrantes de 1 m2, como esquematizado na Figura 1. Em cada quadrante realizaram-se três
medidas em alturas diferentes, referentes aos órgãos analisados (cristalino e face: 1,60 m; tireoide: 1,40 m; tórax: 1,25 m;
gônadas: 1,00 m). A leitura foi realizada em modo de dose
integrada e o tempo de exposição foi de. Aproximadamente,
dois segundos marcados no cronômetro.
Estimando a dose efetiva
Cada medida foi corrigida pelo tempo de exposição do
cronômetro, encontrando-se a taxa de exposição (mR/h).
168
Fez-se a média das três medidas, converteu-se a taxa de
exposição em taxa de dose absorvida (mGy/h) para cada
órgão ou tecido (T) estudado. Calculou-se a taxa de dose
equivalente (mSv/h) utilizando o fator de ponderação para
a qualidade da radiação e, finalmente, estimou-se a taxa
de dose efetiva de acordo com os fatores de peso para
cada tecido ou órgão, conforme as recomendações do
ICRP 103: cristalino e face 0,04; tireoide 0,04; região torácica 0,80; gônadas 0,126.
Estimando o risco relativo
Risco relativo (RR) mede o excesso de risco para um determinado dano nos indivíduos expostos a um fator de risco, comparado com os que não foram expostos a esse
fator. Nesse caso, os danos considerados serão morte por
leucemia e câncer digestivo, e o fator de risco será a exposição acumulada à radiação ionizante7.
Os cálculos de risco relativo deste trabalho foram baseados no BEIR V (National Research Council, Committee
on the Biological Effects of Ionizing Radiations 1990)8
que considera um modelo linear-quadrático. Os dados
foram obtidos por meio de estudos da mortalidade causada por efeitos biológicos das radiações ionizantes em
sobreviventes da bomba atômica no Japão (Japanese
Life Span Study – LSS)9 Os dois modelos matemáticos
foram convertidos para danos biológicos causados por
exposição a raios-X10.
Como na maioria dos procedimentos realizados na
sala, os médicos ocupam os quadrantes mais próximos
à mesa, foram utilizados três valores de dose efetiva, de
acordo com diferentes distâncias (0,2; 1,0 e 2,0 m).
A partir desses valores, calculou-se o risco relativo,
sendo este a relação entre a taxa de mortalidade após a
exposição acumulada e a taxa de mortalidade basal para
leucemia e câncer digestivo8.
Em ambos os estudos, utilizou-se o tempo de exposição acumulado de 10 mil horas que, em condições
normais de trabalho numa sala de hemodinâmica como a
considerada, provavelmente deve ser atingido durante
a vida profissional do IOE. Há ainda a consideração de que
o mesmo profissional geralmente trabalha em mais de um
serviço com radiação ionizante, podendo atingir esse tempo acumulado ainda mais rapidamente.
Modelo de risco relativo para leucemia
O risco relativo (RR) de mortalidade por leucemia para pessoas maiores de 20 anos é descrito pelas Equações 1 a 3.
RR = [1+(α2D+α3D2)eß ] t≤25 (1)
3
RR = [1+(α2D+α3D2)eß ] 25<t≤30 (2)
4
RR = [1+(α2D+α3D2)] t>30 (3)
em que t é o tempo de latência em anos; D é a dose em Sv
e as constantes: a2=0,243 Sv-1; a3=0,271 Sv-2; b3=2,367 e
b4=1,638.
Estudo de dose e risco relativo de indivíduos ocupacionalmente expostos em procedimentos intervencionistas
Modelo de risco relativo para câncer digestivo
Este modelo relaciona os dados da maioria dos canceres digestivos (esôfago, estômago, cólon, fígado e
bexiga). Para o cálculo do risco relativo de mortalidade,
as Equações 4 a 9 consideram a idade e o sexo da
pessoa exposta:
RR = [1+α1D] homen ≤ 25 anos (4)
Sala de comando
Protocolo
Vascular Abdomen/Pelve
Frames/s
3
Tipo de paciente
70–90 kg
Tensão do tubo
80 kV
Rotação do gantry
0°
Angulação do gantry
0°
Altura da mesa
-6 cm
Distância tubo-Int. imagem
120 cm
Distância Int. imagem-objeto espalhador
48 cm
Ante sala e
vestiário
Tabela 1. Técnica utilizada no estudo.
A4
B4
C4
D4
E4
F4
A3
B3
C3
D3
E3
F3
A2
B2
C2
D2
E2
F2
A1
B1
C1
D1
E1
F1
Armário
Figura 1. Sala de angiografia dividida em setores de 1 m2.
Câncer digestivo
A Figura 4 ilustra o risco relativo de mortalidade por câncer digestivo para homens (A) e mulheres (B) em função
da idade em que eles foram expostos, considerando três
diferentes distâncias do objeto espalhador.
RR = [1+α1Deß (a-25)] 25<homen≤35 anos (5)
1
RR = [1+α1De10ß ] homen>35 anos (6)
2
RR = [1+α1Deß ] mulher≤25 anos (7)
1
RR = [1+α1De(ß +ß (a-25))] 25<mulher≤35 anos (8)
1
2
RR = [1+α1De(ß +10ß )] mulher>35 anos (9)
1
2
onde D é a dose em Sv; e as constantes: a1=0,809 Sv-1;
b1=0,553 e b2=-0,198.
Resultados
Dose efetiva
Os valores de dose efetiva acumulada em cada quadrante
da sala, considerando um tempo de exposição ocupacional de 10 mil horas com o uso de equipamento de proteção individual (EPI), tais como aventais, protetor de tireoide, óculos etc. estão apresentados na Tabela 2. Devido
ao uso de avental, os valores de dose foram corrigidos
dividindo-se por um fator 101.
Por meio dos valores de dose indicados na Tabela 2,
foi possível fazer um estudo qualitativo do comportamento
das curvas de isodose ao redor do angiógrafo, como ilustrado na Figura 2.
Risco relativo
Leucemia
A Figura 3 mostra o risco relativo em função do tempo
de latência para morte por leucemia para três diferentes
distâncias do objeto espalhador.
De acordo com os valores de dose presentes na Tabela 2
e esquematizados na Figura 2, nota-se que os maiores
valores de dose acumulada ocorrem para regiões mais
próximas ao paciente, que correspondem exatamente
ao local onde os profissionais de medicina e enfermagem
permanecem mais tempo durante os procedimentos.
Com isso, ressalta-se a importância do controle das exposições ocupacionais e do programa de monitoração individual (uso de dosímetros de tórax e extremidades), além
da realização de levantamentos radiométricos para avaliar
os níveis de radiação aos quais esses profissionais estão
expostos. Nota-se ainda que o uso de EPI (avental plumbífero, protetor de tireoide, saiote, óculos etc.), a conscientização e o treinamento dos IOE, são fatores primordiais em
qualquer serviço que utilize radiação ionizante.
Mediante a análise da Figura 3, observa-se que o risco
relativo de mortalidade por leucemia cai exponencialmente
com o aumento da distância do detector em relação ao
objeto espalhador. Percebe-se ainda que ele é maior para
tempos de latência mais curtos. Nesse gráfico, pode-se
notar que para um tempo de latência de até 25 anos há
um aumento de quase 60% do risco de mortalidade por
leucemia para IOE com tempo acumulado de exposição
de 10 mil horas a curtas distâncias do paciente. Para maiores tempos de latência, entre 25 e 30 anos, e acima de
30 anos, esses valores são menores, em torno de 30%
e 6%, respectivamente. Isso ocorre porque para tempos
de latência maiores a probabilidade de desenvolvimento da
leucemia radioinduzida diminui e fatores químicos e físicos
podem contribuir mais para o aparecimento da doença.
169
Filho JAMS, Reis CO, Taniguti LT, Pacífico LC, SaintYves TLA, Mecca FA
Local
A
B
C
D
E
F
1
0,35
0,69
0,99
0,80
0,31
0,13
2
0,38
1,32
2,12
0,99
0,37
0,06
3
0,40
1,25
3,46
1,26
3,38
1,03
4
0,24
0,44
0,62
0,40
0,26
0,10
Risco relativo de mortalidade por leucemia - idade acima de 20 anos
Distância de 0,2 m
Distância de 1,0 m
Distância de 2,0 m
1,6
Risco relativo
Tabela 2. Dose efetiva (Sv), acumulada em 10 mil horas, para
cada quadrante da sala, com uso de EPI.
1,4
1,2
1,0
T≤25
0,5
A3
1,0
1,5
B3
A2
B2
A1
B1
C4
2,0
E4
D4
0,5
2,5
C3
3,0
C2
C1
F4
D3
E3
F3
D2
E2
F2
D1
E1
F1
Armário
1,20
Distância de 0,2 m
Distância de 1,0 m
Distância de 2,0 m
1,15
1,10
1,05
1,00
T≤25
170
T>30
A
Figura 2. Perfil da radiação espalhada na sala de angiografia.
Valores de dose efetiva (Sv) acumulada em 10 mil horas, considerando o uso de EPI.
25<T≤30
Latência
T>30
B
1,20
Distância de 0,2 m
Distância de 1,0 m
Distância de 2,0 m
1,25
Risco relativo
A Figura 4 mostra que os riscos relativos de cânceres do trato digestivo também decrescem exponencialmente com o aumento da distância. Verificou-se que as
mulheres apresentam maior valor de risco relativo que
os homens, em todas as idades consideradas, e ainda
que, para esses tipos de tumores, o risco diminuiu com
o aumento da idade do indivíduo ocupacionalmente exposto, mostrando que pessoas mais jovens são mais
radiossensíveis.
Devido à dificuldade de se relacionar o desenvolvimento de câncer como efeito de exposição à radiação, já que
muitos dos danos causados podem ser reversíveis, ou
seja, dependendo das condições o reparo celular pode
ser efetuado, estudos epidemiológicos procuram relacionar o risco de exposição à radiação ao risco do desenvolvimento de doenças para diferentes níveis e padrões
de radiação, principalmente pelo caráter cumulativo do
detrimento causado pela radiação ionizante.
Apesar de inconclusivos, estudos dos riscos relativos
proporcionam indicadores para implantação de programas de otimização e acompanhamento de ações em proteção radiológica.
Portanto, este estudo evidenciou que medidas de
radioproteção são fundamentais em instalações que
25<T≤30
Latência
Figura 3. Risco relativo de mortalidade por leucemia em função
do tempo de latência para indivíduos ocupacionalmente expostos acima de 20 anos.
Risco relativo
B4
Tela
A4
1,20
1,15
1,10
1,05
1,00
T≤25
25<T≤30
Latência
T>30
Figura 4. Risco relativo de mortalidade para câncer do trato digestivo em função da idade na época da irradiação para
homens (A) e mulheres (B).
realizam procedimentos intervencionistas, pois os valores
de dose acumulados durante um longo período de tempo
podem ser significativos para a saúde do trabalhador.
Estudo de dose e risco relativo de indivíduos ocupacionalmente expostos em procedimentos intervencionistas
É importante salientar que estar sempre paramentado com os devidos EPI’s e se manter à máxima distância
possível do feixe de raios X representam soluções eficazes
para manter um nível de exposição razoavelmente seguro
nestes ambientes de trabalho.
Referências
1. Brasil, Ministério da Saúde. Secretaria de Vigilância Sanitária. Diretrizes de
proteção radiológica em radiodiagnóstico médico e odontológico. Portaria
453/98, de 1º de Junho de 1998.
2. International Commission on Radiation Protection. Avoidance of radiation
injuries from medical interventional procedures. Publication 85, Annals of
ICRO: Vienna; 2000.
3. Canevaro L. Aspectos físicos e técnicos da radiologia intervencionista
[artigo de revisão]. Rev Bras Fis Med. 2009;3(1):101-15.
4. Luz ES. Proteção radiológica em radiologia intervencionista: estudo de caso
[Dissertação]. Rio de Janeiro: Instituto Militar de Engenharia; 2004.
5. Peres da Silva L, Maurício CLP, Canevaro LV, Oliveira PS. Avaliação da exposição
à radiação dos médicos que executam procedimentos de hemodinâmicos
intervencionistas. Radiol Bras. 2008; 41(5):319-23.
6. International Commission on Radiological Protection. The 2007
Recommendations of the International Commission on Radiological
Protection. Publication 103. Pergamon Press: Vienna; 2007.
7. Margotto PR. Bioestatística básica: Risco relative/Odd Ratio. Hospital Base
de Brasília [Internet]. Disponível em: www.paulomargotto.com.br
8. National Research Council, Committee on the Biological Effects of Ionizing
Radiations (BEIR V). Health effects of exposure to low levels of ionizing
radiation. Natl Acad Press: Washington, DC; 1990.
9. International Atomic Energy Agency. Methods for estimating the probability
of cancer from occupational radiation exposure. IAEA, TECDOC-870.
Vienna; 1996. 10.Tauhata L, Salati IPA. Prinzio RD, Prinzio MARRD. Radioproteção e
dosimetria: Fundamentos. 5ª ed. Rio de Janeiro: IRD/CNEN; 2003.
171
Artigo Original
Quantificação de tecidos em imagens
mamográficas por meio de histogramas
Quantification of tissues in
mammographic images using histograms
Rafael T. F. Souza1, Diana R. Pina2, Matheus Alvarez1, Alexandre F. Velo1,
Marcela de Oliveira1, Ana Luíza M. Pavan1 e José Ricardo A. Miranda1
Departamento de Física e Biofísica do Instituto de Biociências da Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita
Filho” (UNESP) – Botucatu (SP), Brasil.
2
Departamento de Doenças Tropicais e Diagnóstico por Imagem da
Faculdade de Medicina da UNESP – Botucatu (SP), Brasil.
1
Resumo
O câncer de mama é a primeira causa de morte entre as mulheres. A quantidade de tecido fibroglandular da mama está diretamente associada à
probabilidade de ocorrência de câncer de mama, e também indica o grau de dificuldade na detecção desta patologia. Este estudo teve como objetivo
a quantificação dos tecidos da mama em imagens planares de mamografia, por meio de um algoritmo que utiliza o histograma dessas imagens.
Foram analisados dez exames de mamas (cada exame contendo uma imagem na projeção Crânio-Caudal (CC) e uma na projeção Médio-Lateral
Oblíqua (MLO)). Para a validação, foram analisadas três imagens mamográficas com o algoritmo desenvolvido, e comparadas com quantificações
realizadas mediante a segmentação das mesmas mamas em imagens de Ressonância Magnética (RM). As variações encontradas entre as imagens
CC e MLO não foram significativas pelo teste de Bland e Altman. Na validação, a maior diferença encontrada entre os resultados obtidos pelo
algoritmo e a segmentação das imagens de RM, para o tecido fibroglandular, foi de 3,5%, mostrando uma boa concordância entre os métodos, e
evidenciando que o algoritmo desenvolvido quantifica satisfatoriamente as imagens mamográficas.
Palavras-chave: mamografia, mama, tecidos, algoritmos.
Abstract
Breast cancer is the main cause of death among women. The amount of fibroglandular tissue in breast is directly associated with the probability
of breast cancer and also indicates the difficulty degree in in the detection of this disease. This study aims to quantify the breast tissues on
mammographic planar images through an algorithm that uses the histogram of these images. We analyzed 10 breast exams (each exam containing
an image on the Cranio-Caudal projection (CC) and the projection Middle Lateral Oblique (MLO)). For validation, three mammographic images were
analyzed with the developed algorithm and compared with measurements carried out by segmenting images in the same breast Magnetic Resonance
Images (MR). The variations found between the CC and MLO images were not significant by Bland and Altman test. For validation, the biggest
difference between the results obtained by the algorithm and the segmentation of MR images for the fibroglandular tissue was 3.50%, showing a
good agreement between methods, and thus showing that the algorithm developed satisfactorily quantifies the mammographic images.
Keywords: mammography, breast, tissues, algorithms.
Introdução
O câncer de mama é o tipo de neoplasia mais comum no
sexo feminino, sendo essa doença a primeira causa de
morte entre as mulheres1. Para o ano de 2012 foram estimados cerca de 226 mil e 52.680 novos casos de câncer de
mama nos Estados Unidos e no Brasil, respectivamente1,2.
A mamografia é um exame radiográfico especificamente projetado para a detecção de patologias mamárias, como massas com atenuação ligeiramente maior
que o tecido normal ao seu redor, grupos de microcalcificações, assimetria entre mamas e distorção do padrão
da arquitetura tecidual3. A principal função da mamografia é a prevenção do câncer de mama antes mesmo que
este seja palpável4. A detecção do câncer em sua fase
inicial é de extrema importância para a obtenção de bons
resultados no tratamento da doença. Estudos realizados
a partir de dados do rastreamento indicaram que, uma
em cada oito mulheres irá desenvolver essa neoplasia ao
longo da vida4,5.
Autor correspondente: Rafael Toledo Fernandes de Souza – Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho”, Instituto de Biociências, Departamento
de Física e Biofísica – Distrito de Rubião Júnior, s/n – CEP: 18618-970 – Botucatu (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
173
Souza RTF, Pina DR, Alvarez M, Velo AF, Oliveira M, Pavan ALM, Miranda JRA
A quantidade de tecido fibroglandular presente na
mama está diretamente relacionada com a densidade mamográfica, e esta associa a probabilidade de ocorrência de
câncer de mama na paciente. A quantidade de tecido glandular também pode indicar o grau de dificuldade na detecção de câncer, pois uma mama densa pode tornar difícil a
detecção da patologia ou até mesmo ocultar uma lesão.
O presente estudo teve como objetivo quantificar os
distintos tecidos da mama presentes em imagens planares de mamografia. Para isso, foi desenvolvido um algoritmo que utiliza o histograma das imagens planares de
Radiologia Computacional (CR) para quantificar tecidos
fibroglandulares e adiposos.
Material e Métodos
O algoritmo desenvolvido utilizou o histograma da imagem
no formato DICOM para quantificar os tecidos em mamografias obtidas por CR. Para o estudo dos histogramas de
imagens mamográficas deve-se, primeiramente, delimitar a
região de interesse (ou região de estudo). Isso foi feito por
meio da criação de uma máscara gerada por limiarização
da imagem6-8. Após a delimitação, as imagens passaram
por um processo de correção da espessura da mama, no
qual as variações de espessura presentes na borda das
mamas foram compensadas usando funções logarítmicas9.
CCE
kv28/99.3mas
Imagem original
A Figura 1 apresenta uma imagem mamográfica original,
realizada na projeção Crânio-Caudal (a), e após a correção
de espessura (b).
Após o procedimento de correção de espessura, é gerado o histograma da imagem da mama analisada, no qual
o eixo x apresenta o grau de cinza (densidade óptica), e o
eixo y apresenta o número de pixels da imagem. Essa relação representada pelo histograma é ilustrada na Figura 2.
A Figura 2 discrimina três regiões principais: a primeira
é a área de predominância de tecido fibroglandular, indicada por G; a segunda, indicada por A, representa a região
de tecido 100% adiposo; e a terceira região, indicada por
B, representa a borda da mama (considerada uma região
constituída por tecido adiposo).
Os limiares (L1 e L2) foram selecionados como as densidades ópticas consideradas como 100% de tecido fibroglandular e 100% tecido adiposo, respectivamente. Os pixels
com valores abaixo de L1 foram considerados como sendo
100% de tecidos fibroglandulares; os pixels com valores entre L1 e L2 sofreram uma variação gradual de composição; e
os pixels com valores acima de L2 foram considerados como
tecidos adiposos. A Figura 3 ilustra a variação percentual da
glandularidade conforme os limiares L1 e L2.
Mediante a multiplicação do gráfico da Figura 3 pelo
histograma da Figura 2, foi obtida a área de tecido fibroglandular (Ag) presente na imagem, representada pela área
em preto da Figura 4.
A
B
Imagem delimitada com espessura corrigida
Figura 1. (A) Imagem original e (B) imagem delimitada com espessura corrigida.
174
1400
1200
Número de pixels
área de tecido fibroglandular pela área da mama, conforme descreve a Equação 1:
A
1000
G
800
PTG = 100
B
600
400
1
1,2
1,4
1,6
1,8
2
2,2
2,4
Densidade Óptica
2,6
x104
% de Tecido Glanular
Figura 2. Histograma referente à Figura 1b.
1
0,9
0,8
0,7
0,6
0,5
0,4
0,3
0,2
0,1
0
0,8
L2
L1
1
1,2
1,4
1,6
1,8
2
2,2
2,4
Densidade Óptica
2,6
x104
Figura 3. Variação percentual da quantidade de tecido fibroglandular por densidade óptica.
1400
Número de pixels
1200
1000
800
600
400
200
0
0,8
Am
(1)
O Percentual de Tecido Adiposo (PTA) é considerado
como sendo o complementar da porcentagem de tecido
fibroglandular, e pode ser calculado pela Equação 2:
200
0
0,8
Ag
1
1,2
1,4 1,6 1,8 2
Densidade Óptica
2,2
2,4
2,6
x104
Figura 4. Área da região fibroglandular (em preto) no histograma da Figura 1b.
A área da mama analisada (Am) é determinada pela
somatória dos pixels presentes na região delimitada
da mama, o que é equivalente à área do histograma da
Figura 2. Assim, o Percentual de Tecido Fibroglandular (PTG)
presente em uma mama é considerado como a divisão da
PTA=100-PTG
(2)
Deste modo, pode-se determinar a quantidade percentual dos tecidos que constituem a mama.
A seguir, serão apresentados os passos que resumem
o algoritmo quantificador de tecidos mamários:
(1) Ler imagem mamográfica;
(2) Delimitar a região da mama na imagem;
(3) Correção da espessura da imagem;
(4) Criar histograma da região delimitada;
(5) Definir limiares L1 e L2 a partir do histograma da imagem;
(6) Criar curva de variação percentual de glandularidade
utilizando os limiares L1 e L2;
(7) Multiplicar a curva de variação percentual de glandularidade pelo histograma de região delimitada;
(8) Somar o número de pixels obtido no passo 6 em todas as densidades ópticas, obtendo a quantidade de
pixels do tecido fibroglandular;
(9) Dividir a quantidade de pixels do tecido fibroglandular
pela área do histograma da região delimitada, obtendo
o Percentual de Tecido Fibroglandular (Equação 1);
(10) Subtrair o Percentual de Tecido Fibroglandular de 100
(Equação 2), obtendo o Percentual de Tecido Adiposo.
Validação
Para avaliar o desempenho do algoritmo quantificador de tecidos mamários desenvolvido neste estudo, foram analisadas
imagens mamográficas na projeção Crânio-Caudal Direita,
com distintas composições. Os resultados foram comparados com a segmentação de exames de Ressonância
Magnética (RM) em mamas da mesma paciente.
Cada imagem de RM de um exame foi segmentada
para encontrar a porcentagem de tecido fibroglandular do
exame. Cada imagem do exame foi segmentada separadamente. A segmentação consistiu na delimitação manual da mama da imagem analisada (Figura 5a). Foram,
então, contados os voxels da região delimitada da mama
(Figura 5b). Em seguida, foi delimitada a área de tecido
glandular, e realizada a contagem da quantidade de voxels
pertencentes a esta região (Figura 5c).
Este procedimento foi aplicado em todas as imagens
de cada exame de RM. Ao final da análise de cada exame,
foram somadas as quantidades totais de voxels da mama
de todas as imagens, e a quantidade total de voxels de
tecido fibroglandular. Com a utilização destes dois dados,
175
Souza RTF, Pina DR, Alvarez M, Velo AF, Oliveira M, Pavan ALM, Miranda JRA
foi calculada a porcentagem de tecido fibroglandular das
imagens de RM, de maneira análoga à Eq. 1.
A quantificação da porcentagem de tecido fibroglandular nas mamas analisadas foi avaliada em imagens de
RM (por segmentação) e em imagens mamográficas (analisadas pelo algoritmo desenvolvido) e, então, comparadas
para validar o algoritmo. Esses procedimentos foram realizados em mamas de três pacientes.
quantificações de tecidos fibroglandulares quantificados
pelas projeções CC e MLO10.
A Tabela 2 apresenta a comparação da quantificação
de tecido fibroglandular entre o método proposto neste estudo, utilizando imagens planares de mamografia na projeção Crânio-Caudal (por CR) e imagens de Ressonância
Magnética (RM).
Resultados
Neste estudo foram avaliadas as composições teciduais
provenientes de dez exames mamográficos de pacientes
da rotina clínica do Hospital das Clínicas da Faculdade de
Medicina de Botucatu (HCFMB-UNESP)*. Os dez exames
constituem dez imagens na projeção Crânio-Caudal (CC),
e dez imagens na projeção Médio-Lateral Oblíqua (MLO).
A Tabela 1 apresenta os resultados, em percentuais (%),
correspondentes à quantidade de tecidos fibroglandulares
presentes na projeção CC e MLO.
A Figura 6 apresenta o gráfico do teste, de Bland
e Altman, das diferenças em função das médias das
A
B
As variações nas quantificações percentuais de tecidos, encontradas entre as duas projeções, conforme
e , não são significantemente diferentes (p<0,05) pelo
teste de Bland e Altman10. Estas variações seriam,
com certeza, minimizadas, se este procedimento fosse
aplicado em imagens obtidas em equipamentos com
rigoroso controle de qualidade e, principalmente, na
questão técnica (seleção da kVp, posicionamento e
compressão da mama).
Salienta-se que estas imagens foram coletadas, aleatoriamente, no Setor de Diagnóstico por Imagem do
HCFMB-UNESP. A ilustra que as imagens CC8 e CC9 carregam erros de posicionamento da mama (sem inclusão
do músculo peitoral e diferença de compressão).
C
Tabela 1. Porcentagem de tecido fibroglandular de cada uma
das imagens (dez) analisadas, para as projeções Crânio-Caudal
e Médio-Lateral Oblíqua.
Figura 5. Procedimento de segmentação das imagens de RM.
(a) Delimitação da mama analisada. (b) Voxels da mama analisada. (c) Voxels de tecido fibroglandular.
6
(7)
Diferença (CC-MLO)
4
2
(1)
(6)
(3)
(2)
(4)
0
-2
(10)
-4
(9)
10
Projeção MLO
Imagem
(%)
MLO1
35,88
MLO2
39,61
MLO3
6,02
MLO4
14,83
MLO5
18,91
MLO6
16,38
MLO7
59,66
MLO8
8,28
MLO9
45,61
MLO10
12,85
(5)
(8)
0
(%)
38,16
40,92
6,76
15,86
17,89
18,06
64,67
4,60
38,80
11,07
CC: Crânio-Caudal; MLO: Médio-Lateral Oblíqua.
-6
-8
Projeção CC
Imagem
CC1
CC2
CC3
CC4
CC5
CC6
CC7
CC8
CC9
CC10
20
30
40
50
60
70
Média (% de teciso fibroglandular)
Figura 6. Diferenças em função das médias das quantidades de tecido fibroglandular quantificadas pelas projeções
Crânio-Caudal e Médio-Lateral Oblíqua.
Tabela 2. Percentual de tecido fibroglandular quantificado por
meio do algoritmo quantificador de imagens mamográficas (Mamografia) e por segmentação de imagens de Ressonância Magnética. A última coluna mostra a diferença percentual entre o
algoritmo e a segmentação.
Paciente
1
2
3
Mamografia (%)
5,38
24,45
48,74
RM (%)
5,20
24,15
50,51
Diferença (%)
3,46
1,24
3,50
RM: Ressonância Magnética.
* Este estudo retrospectivo foi devidamente aprovado pelo Comitê de Ética em Pesquisa (CEP) da Faculdade de Medicina de Botucatu (FMB-UNESP).
176
Foi observada uma boa concordância entre os resultados obtidos pelo algoritmo e a segmentação das imagens de RM. A maior diferença encontrada nesta comparação, para o tecido fibroglandular, foi de 3,5% (Tabela 2).
Estes resultados mostram evidências de que o algoritmo desenvolvido quantifica imagens mamográficas de
maneira satisfatória.
Agradecimentos
À Dra. Cristina Castro, pelas imagens fornecidas para a validação do algoritmo; e à Fundação de Amparo à Pesquisa
do Estado de São Paulo (FAPESP), pelo apoio financeiro.
Referências
1. Instituto Nacional de Câncer (INCA) [homepage on the Internet]. Incidência
de Câncer no Brasil. Estimativa 2012. [cited 2012 Jan 18]. Available from:
http://www.inca.gov.br/estimativa/2012.
2. Siegel R, Naishadham D, Jemal A. Cancer statistics, 2012. CA Cancer J.
Clin. 2012;62:10-29.
3. International Atomic Energy Agency (IAEA). Quality assurance programme
for digital mammography. IAEA human health series nº 17. Viena:
International Atomic Energy Agency, 2011.
4. Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt Jr EM, Boone JM. The essential physics
of medical imaging. 2ª ed. Philadelphia: Lippincott Williams & Wilkins; 2002.
5. Schoor G, Moss SM, Otten JDM, Donders R, Paap E, Heeten GJ, et al.
Effective biennial mammographic screening in women aged 40-49.
European Journal of Cancer. 2010;46(18):3137-40.
6. Klein R, Aichinger H, Dierker J, Jansen JTM, Joite-Barfuß S, Säbel M, et al.
Determination of average glandular dose with modern mammography units
for two large groups of patients. Physics in Medicine and Biology. 1997;
42(4):651-71.
7. Karssemeijer N. Automated classification of parenchymal patterns in
mammograms. Physics in Medicine and Biology. 1998;43(2):365-78.
8. Jansen JTM, Veldkamp WJH, Thijssen MAO, Van Woudenberg S, Zoetelief
J. Method for determination of the mean fraction of glandular tissue in
individual female breasts using mammography. Physics in Medicine and
Biology. 2005;50(24):5953-67.
9. Wang XH, Good WF, Chapman BE, Chang YH, Poller WR, Chang TS, et al.
Automated assessment of the composition of breast tissue revealed on
tissue-thickness-corrected mammography. Am J Roentgenol. 2003;
180(1):257-62.
10.Bland JM, Altman DG. Statistical methods for assessing agreement
between two methods of clinical measurement. The Lancet. 1986;
327(8476):307-10.
177
Artigo Original
Avaliação do impacto visual da
padronização de imagens mamográficas
digitais por ajuste de contraste
Evaluation of the visual impact of contrast
adjustment standardization in mammographic digital images
Bruno Roberto N. Matheus, Luciana B. Verçosa e Homero Schiabel
Departamento de Engenharia Elétrica da Escola de Engenharia de São Carlos da Universidade de São Paulo (USP) – São Carlos (SP), Brasil.
Resumo
Para usar esquemas CAD em imagens mamográficas é de crucial importância garantir a qualidade da imagem, mas o processo de digitalização
altera a imagem e pode provocar erros. Neste trabalho, avaliamos o uso de um método de padronização de imagens mamográficas, digitalizadas por
ajuste de contraste, na avaliação visual de um especialista. O método tenta corrigir o contraste da imagem, de modo a obter uma imagem digital o
mais próxima possível da imagem em filme. Testes em CAD mostraram que o método reduz consideravelmente casos de falsos-positivos. No caso
da avaliação visual, testamos com dois digitalizadores: Lumiscan 50 e Lumisys 200. No Lumiscan 50, o uso do método não é recomendado, porque
a curva característica é próxima da curva do filme; já no Lumisys 200, os resultados foram de melhora em 86% das imagens testadas. Estes testes
iniciais mostram que o uso do método deve ser analisado para cada digitalizador, mas pode melhorar consideravelmente a imagem.
Palavras-chave: mamografia, CAD, melhoria de imagem.
Abstract
To use CAD schemes in mammographic images it’s of crucial importance assuring image quality, unfortunately the scanning processes alters the
image and can add errors. In this article we evaluate the use of a standardization method for scanned mammographic images in a visual evaluation
of a specialist. This method tries to correct the image’s contrast to obtain a digital image that is as close as possible to the image in film. Tests using
CAD have shown that this method reduces the number of false positives. For the visual evaluation tests two scanners where used: Lumiscan 50 and
Lumisys 200.On Lumiscan 50 the use of the method isn’t recommended, since the characteristic curve is close to the film’s curve, on the other hand,
on Lumisys 200, the results were of improvement in 86% of the tested images. These initial tests show that the use of the method is dependent of
the scanner selected, but can improve considerably the images.
Keywords: mammography, CAD, image enhancement.
Introdução
Quando se trabalha com imagens mamográficas, é de
grande importância garantir que elas sejam de boa qualidade, já que se busca observar texturas, contornos delicados e microcalcificações (que podem ter menos de
0,5 mm)1.
Neste trabalho focaremos a atenção em imagens digitais obtidas por um processo de digitalização, o qual, usualmente, consiste de três passos: exposição radiográfica
convencional no mamógrafo, registro da imagem em filme
e digitalização em scanner apropriado. Todos estes passos afetam a qualidade da imagem de diferentes maneiras.
A exposição radiográfica propriamente requer, entre
outros fatores, um bom posicionamento da paciente, um
equipamento regulado e nível correto de intensidade de
radiação. Para garantir a qualidade, neste passo, é necessário um técnico qualificado e um programa de qualidade de imagem que teste o equipamento com a frequência necessária. Caso a imagem obtida apresente falhas
neste passo do processo, normalmente pouco pode ser
feito para corrigi-las, pois simplesmente pode não haver
Autor correspondente: Bruno Roberto Nepomuceno Matheus – Escola de Engenharia de São Carlos (EESC) – Avenida Trabalhador São-carlense, 400 –
CEP: 13566-590 – São Carlos (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
179
Matheus BRN, Verçosa LB, Schiabel H
informação suficiente na imagem para permitir as correções necessárias (em especial no caso de mau posicionamento ou saturação da imagem).
O filme radiográfico precisa ser bem armazenado em
um ambiente escuro, ter boa capacidade de conversão
da intensidade de radiação para densidade óptica (DO) —
gerando bom contraste na imagem final — e ser revelado
em uma processadora corretamente regulada (temperatura e concentrações químicas corretas).
Por último, o processo de digitalização requer um
digitalizador de boa qualidade, em termos de resolução
espacial e de contraste. Em outras palavras, que seja
capaz de detectar achados pequenos com suficiente
contraste para avaliação posterior por um radiologista.
Estas características são intrínsecas ao equipamento e
não podem ser melhoradas além de um limite definido
por hardware.
Este trabalho, assim, foca o último passo do processo
descrito acima. O intuito é alterar a imagem resultante da
digitalização, para obter um melhor contraste final. O método utilizado neste trabalho2 foi desenvolvido e testado para
uso em esquemas CAD (de Computer Aided Detection)
e, neste artigo, procede-se a uma investigação básica do
seu impacto na avaliação visual de um especialista.
O método utilizado neste trabalho, fundamentalmente,
consiste em três etapas:
1) Obter a curva característica do digitalizador utilizado;
2) Converter a imagem digital de níveis de cinza para DO,
utilizando a curva obtida na primeira etapa;
3) Converter a matriz de DO para níveis de cinza, utilizando a curva característica do filme padrão.
A curva característica do digitalizador pode ser obtida
utilizando um filme onde foi gravada uma escala sensitométrica de 21 níveis. Cada nível teve sua DO medida, utilizando um densitômetro. Esse mesmo filme foi, então, digitalizado no digitalizador de interesse, fornecendo, assim,
a curva característica do digitalizador. A base de imagens
DDSM3, de onde o conjunto das imagens utilizadas neste
trabalho foi obtido, fornece as curvas características de
todos os seus digitalizadores.
Usando uma regressão polinomial de grau 3, podemos
equacionar as curvas características com bastante precisão, tendo assim uma equação que converte qualquer valor de nível de cinza da imagem no valor de DO do filme.
Com isso, podemos realizar a etapa 2 acima, construindo
uma matriz de DO correspondente à imagem original.
Já a conversão final da matriz de DO, de volta para
níveis de cinza, requer a curva sensitométrica do filme padrão. Neste caso, usaremos a curva medida por
Góis2 — para um filme “ideal” e instrumentos calibrados,
considerada como referência — relacionando os níveis
de cinza com a intensidade de radiação aplicada. Para
180
estes testes, consideraremos padrão o filme radiográfico
KODAK MinR-S, revelado em uma processadora KODAK.
Assim, usaremos o inverso da curva característica
descrita acima, ou seja, equacionaremos — também por
uma regressão polinomial de grau 3 — o nível de cinza do
filme em relação à DO. Usamos esta equação para converter toda a matriz de DO obtida na etapa 2 para uma
imagem em níveis de cinza. O resultado deste processo
é uma imagem digital com o contraste o mais próximo
possível da imagem do filme radiográfico.
Apesar de este sistema ter sido desenhado para uso
em digitalizadores de filme, a técnica também pode ser
utilizada em sistemas CR ou DR, contanto que se conheça
a curva característica do equipamento.
As imagens avaliadas neste trabalho foram obtidas em
bancos de dados públicos, todas digitalizadas a partir de
filmes. Os dois modelos de digitalizadores foram: Lumisys
200, referido como L200 daqui por diante (imagens provenientes da base DDSM/UCSF3), e Lumiscan 50, referido como L50 daqui por diante (imagens provenientes da
base BancoWeb/LAPIMO4). Ambos correspondem a digitalizadores a laser da Lumisys, Inc (Sunnyvale, USA).
As curvas características de ambos os digitalizadores
são mostradas na Figura 1, em comparação à curva característica do filme mamográfico usado como padrão no teste.
É importante ressaltar que o L50 é capaz de gerar 3.600
níveis de cinza distintos, com uma resolução de 150µm,
enquanto o L200, apenas 2.800 com resolução de 50µm,
ambos resultando em imagens de 12 bits de contraste.
As imagens obtidas para este experimento foram artificialmente ampliadas para 16 bits de contraste (65.536 níveis
de cinza) por uma multiplicação por 16 (216 / 212).
Na Figura 2, temos um exemplo do resultado da correção de contraste nos dois digitalizadores.
A análise dos conjuntos de imagens foi realizada por
uma radiologista experiente, em um monitor apropriado
para visualização de imagens radiológicas digitais, o NIO
3MP (E-3620) da BARCO (Kortrijk, Bélgica).
Cada imagem foi apresentada em duas versões não
demarcadas, a original e a corrigida pelo método descrito
acima. As imagens foram posicionadas, uma à direita e
outra à esquerda da tela, aleatoriamente, a cada iteração.
A radiologista tinha a opção de escolher uma das
duas imagens como sendo “melhor”, ou seja, a imagem
que considerava melhor para avaliar um exame, ou então
selecionar a opção “indiferente” (ou seja, indicando que
não havia diferença clara de qualidade entre as imagens).
Durante a avaliação, a radiologista poderia apenas reposicionar as imagens e alterar seu tamanho, sem ter acesso
a nenhum controle de contraste, brilho ou similar.
Resultados
Em trabalho anterior no qual o processo principal desse
método2 foi desenvolvido e testado com esquema CAD
para detecção de microcalcificações5, os resultados não
Avaliação do impacto visual da padronização de imagens mamográficas digitais por ajuste de contraste
apresentaram substantiva melhora na taxa de sensibilidade do esquema, mas mostraram uma significativa e importante redução na taxa de falsos-positivos (entre 72 e
94%), dependendo do digitalizador utilizado2. O método
também melhorou a qualidade da segmentação de nódulos6, facilitando a delimitação dos contornos.
Nos testes realizados para este trabalho foram selecionadas 25 imagens provenientes do scanner L50, e 49 imagens provenientes do scanner L200. Todas as imagens
selecionadas continham algum tipo de achado (benigno
ou maligno), fornecendo um ponto de referência na análise comparativa; porém, a radiologista não foi informada
deste fato, evitando assim que a procura pelo achado interferisse no resultado final.
Na Tabela 1 temos os resultados dos testes, onde a
coluna Original “melhor” corresponde ao número de imagens originais consideradas melhores pela especialista, e
a coluna Corrigida “melhor” é análoga, agora para as imagens corrigidas.
No caso do digitalizador L50, os resultados foram,
num primeiro momento, inconclusivos. Com apenas
48% das imagens corrigidas sendo consideradas melhores, temos um resultado muito próximo da aleatoriedade, o que indica que a mudança do contraste nas
imagens é muito pequena para avaliação. Já para o digitalizador L200, fica claro que o uso do processo de
correção é recomendado, com uma melhora em 86%
das imagens testadas
Nível de cinza
6
5
4
3
2
Original
(A)
Corrigida
Original
(B)
Corrigida
1
0
0
2
Densidade óptica
(a) Lumiscan 50 (L50)
4
0
2
Densidade óptica
(b) Lumisys 200 (L200)
4
Nível de cinza
6
4
2
0
Nível de cinza
6
5
4
3
Figura 2. Exemplo dos resultados para os dois digitalizadores.
(a) Lumisys 200; (b) Lumiscan 50.
2
1
0
0
2
Densidade óptica
4
(c) Filme padrão (KODAK MinR-S)
Figura 1. Curva característica dos digitalizadores e do filme
referência.
Tabela 1. Resultados obtidos.
Digitalizador
de
imagens
Original
“melhor”
Corrigida
“melhor”
Lumiscan 50
Lumisys 200
25
49
13
7
12
42
Corrigida
“melhor”
percentual
48%
86%
181
Matheus BRN, Verçosa LB, Schiabel H
O teste descrito neste trabalho mostra que o sistema desenhado para melhoria de contraste para sistemas CAD
pode muito bem ser de grande valia para observação e
avaliação humana das imagens mamográficas.
A diferença de resultados entre os digitalizadores está
relacionada à diferença entre as curvas características de
cada um (Figura 1). O L50 tem uma curva característica
muito próxima do filme padrão (Figuras 1a e c) em formato e valores, o que significa que o método provoca
poucas mudanças no resultado final. Isso, portanto, é o
que explica a observação exposta no parágrafo final do
item anterior, já que, praticamente, não há necessidade
de correção de contraste para as imagens provenientes
daquele equipamento, pela sua característica de transferência (DO para níveis de cinza). Já o L200 tem uma curva
que se aproxima de uma reta, o que explica as grandes
alterações no contraste das imagens quando o método de
correção é aplicado.
Note-se que, surpreendentemente, uma curva característica similar a uma reta não é ideal para este problema,
pois as diferenças de contraste na região clara da imagem
(onde se concentram as informações mais significativas)
se tornam menos evidentes. O uso deste método parece
mostrar que isso é independente do treinamento e tendência do especialista, já que o método produz melhorias
claras dos resultados em sistemas CAD.
Também é importante considerar que cada radiologista tem suas preferências em relação a níveis de contraste, brilho, saturação etc. Como o teste foi realizado com
182
apenas um médico, não se pode desconsiderar vícios e
tendências individuais.
Para confirmar quais hipóteses estão corretas, seriam
necessários mais testes, usando digitalizadores com curvas mais distintas e mais especialistas disponíveis.
Agradecimentos
Os autores agradecem à Fundação de Amparo à Pesquisa
do Estado de São Paulo (FAPESP), pelo auxilio financeiro.
Referências
1. American College of Radiology. American College of Radiology (ACR) Breast
Imaging Reporting and Data System Atlas (BI-RADS® Atlas). [S.l.]. 2003.
2. Góis RDF. Investigações sobre digitalização de imagens mamográficas:
padronização da qualidade da imagem e seu efeito no desempenho de
esquemas de processamento. EESC-USP. São Carlos, p. 178. 2010.
3. Rose C, Turi D, Williams A, Wolstencroft K, Taylor C. Web services for
the DDSM and digital mammography research, 2003. Disponível em:
<http://marathon.csee.usf.edu/~ddsm/search.html>. Acesso em: 2010.
4. Matheus BRN, Schiabel H. Online Mammographic Images Database for
Development and Comparison of CAD Schemes. Journal of Digital Imaging,
2010. 1618-727X.
5. Nishikawa RM, Yulei Jiang, Doi K, Vyborny CJ, Schmidt RA. Computer-aided
detection of clustered microcalcifications. Proceedings of IEEE International
Conference on Systems, Man and Cybernetics. Chicago: [s.n.]. 1993,
p. 1375-78.
6. Santos VT. Segmentação de imagens mamográficas para detecção de nódulos
em mamas densas [Mestrado]. EESC - USP. São Carlos, p. 112. 2002.
Artigo Original
Desenvolvimento de
algoritmos computacionais para
quantificação de estruturas pulmonares
Development of computational algorithms
for quantification of pulmonary structures
Marcela de Oliveira1, Diana R. Pina2, Matheus Alvarez1, Allan F. F. Alves1 e José R. A. Miranda1
Departamento de Física e Biofísica do Instituto de Biociências da Universidade Estadual
Paulista “Júlio de Mesquita Filho” (UNESP) – Botucatu (SP), Brasil.
2
Departamento de Doenças Tropicais e Diagnóstico por Imagem do Hospital das Clínicas
da Faculdade de Medicina de Botucatu da UNESP – Botucatu (SP), Brasil.
1
Resumo
A tomografia computadorizada de alta resolução se tornou o exame de diagnóstico por imagem mais utilizado para avaliação das sequelas da
Paracoccidioidomicose. As avaliações subjetivas das anormalidades radiológicas encontradas nas imagens de TCAR não proporcionam uma
quantificação acurada. O diagnóstico auxiliado por sistemas computacionais produzem uma avaliação mais objetiva dos padrões anormais
encontrados nas imagens de TCAR. Desse modo, nesta pesquisa propôs-se o desenvolvimento de algoritmos em ambiente computacional Matlab®,
capaz de quantificar semiautomaticamente as patologias pulmonares, tais como fibrose e enfisema. O algoritmo consiste em selecionar a região
de interesse (ROI), e por meio da utilização de máscaras, filtros de densidades e operadores morfológicos obter a quantificação da área lesionada
em relação à área sadia do pulmão. O método proposto foi testado em dez exames de TCAR de pacientes com PCM confirmada. Os resultados das
quantificações semiautomáticas foram comparados com as avaliações subjetivas realizadas por especialista na área de radiologia, recaindo a uma
coincidência de 80% para enfisema e 58% para fibrose.
Palavras-chave: algoritmo, quantificação semiautomática, TCAR, fibrose, enfisema.
Abstract
The high-resolution computed tomography has become the imaging diagnostic exam most commonly used for the evaluation of the squeals of
Paracoccidioidomycosis. The subjective evaluations the radiological abnormalities found on HRCT images do not provide an accurate quantification.
The computer-aided diagnosis systems produce a more objective assessment of the abnormal patterns found in HRCT images. Thus, this research
proposes the development of algorithms in Matlab® computing environment can quantify semi-automatically pathologies such as pulmonary fibrosis
and emphysema. The algorithm consists in selecting a region of interest (ROI), and by the use of masks, filter densities and morphological operators,
to obtain a quantification of the injured area to the area of a healthy lung. The proposed method was tested on ten HRCT scans of patients with
confirmed PCM. The results of semi-automatic measurements were compared with subjective evaluations performed by a specialist in radiology,
falling to a coincidence of 80% for emphysema and 58% for fibrosis.
Keywords: algorithm, semi-automatic quantification, HRCT, fibrosis, emphysema.
Introdução
A quantificação automática das anormalidades pulmonares
através de imagens de tomográfica computadorizada
de alta resolução (TCAR) é de extrema importância
no auxílio do diagnóstico médico. Dentre as principais
doenças pulmonares, uma das mais dependentes
desse auxílio é a Paracoccidioidomicose (PCM). A PCM
pulmonar é considerada uma importante micose sistêmica, observada com maior incidência na América Latina1,2.
Por ter como principal via de infecção a via inalatória3,
os pulmões são comprometidos em aproximadamente
75% dos casos4. Mesmo após tratamento eficaz, esta
doença deixa sequelas, tais como fibrose e enfisema,
com grande grau de comprometimento na qualidade de
vida dos pacientes.
Autor correspondente: Marcela de Oliveira – Departamento de Física e Biofísica do Instituto de Biociências de Botucatu (UNESP) – Distrito de Rubião
Júnior, s/n – CEP: 18618-970 – Botucatu (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
183
Oliveira M, Pina DR, Alvarez M, Alves AFF, Miranda JRA
As avaliações subjetivas das imagens pulmonares,
realizadas por especialista da área de radiologia, não
proporcionam uma quantificação acurada da evolução da
doença, nem a resposta do comprometimento pulmonar
mediante o uso de certos medicamentos.
A TCAR se tornou o exame mais eficaz na avaliação de
PCM5, porém são raros os trabalhos que relacionam seus
aspectos anormais nesse tipo de exame3. O diagnostico
auxiliado por sistemas computacionais pode fornecer uma
avaliação mais precisa e objetiva6. Diante disso, nesta
pesquisa foi desenvolvido um método computacional
de quantificação semiautomática das áreas de fibrose e
enfisemas causadas pela PCM.
Materiais e métodos
Foram utilizados dez exames retrospectivos de TCAR,
realizados no Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina
de Botucatu (HC-FMB), devidamente aprovados pelo
comitê de ética. Foram incluídos neste trabalho indivíduos
do sexo masculino, faixa etária de 30 a 65 anos de idade.
As imagens foram obtidas no equipamento fabricado pela
Shimadzu Co, modelo helicoidal SCT-7000TS. O protocolo
utilizado pelo setor de tomografia computadorizada do
HCFMB-UNESP para realização das imagens foi: técnica de
alta resolução (1 mm de espessura e 10 mm de incremento),
desde os ápices pulmonares até a cúpula diafragmática;
sem administração de contraste; de 20 a 30 slices por
TCAR; janela de 800 HU e nível de -600 HU.
Um especialista na área de radiologia classificou todas
as imagens com um score de: 0 a 5 para fibrose (referente
à porcentagem de cada lobo comprometido7); e 0 a 4 para
enfisema (referente a 0, 25, 50, 75 ou 100% do pulmão
comprometido8).
Em seguida foram desenvolvidos algoritmos
computacionais, de modo a quantificar semiautomaticamente as áreas de fibrose e enfisema. Os algoritmos
foram desenvolvidos com a ferramenta Matlab® versão
7.9.0 (R2009b).
4. Na sequência foi adotado o método da
limiarização, utilizando a Eq. 1. Esse processo
se faz necessário para determinar a área de
interesse (fibrose)
⎧se (μ p− σ p) ≤ n(i,j,k) ≤ (μ p + σ p)
⎪
⎨então n(i,j,k) = 1
⎪senão n(i,j,k) = 0
⎩
onde µp e σp são, respectivamente, a média e o desvio
padrão dos limiares, n é a HU apresentada na dimensão
i, j e k. O resultado dessa aplicação pode ser observado
na Figura 2;
5. Para diminuir a quantidade de pixels falsos-positivos foi aplicada à imagem uma operação de bridge
seguida de filling;
6. Finalmente foi realizada uma contagem automática
dos pixels atingidos por fibrose e a quantificação
percentual da área acometida;
Todo o procedimento foi realizado para cada slice, de modo
a integrar todos os slices que constituem pulmão. Para a
quantificação de fibrose, os valores são apresentados em
uma tabela para cada lobo, para serem confrontados com
a opinião de um radiologista.
Figura 1. Segmentação manual da região de interesse.
Quantificação de fibrose
O algoritmo desenvolvido para quantificação de fibrose
consistiu nos seguintes passos:
1. Segmentação: O operador inseriu duas ROIs (do
inglês, region of interest), usadas para a confecção
das máscaras para pulmão direito e esquerdo,
realizando assim a segmentação do pulmão.
A segmentação das bordas pulmonares foi realizada
de maneira manual, conforme Figura 1;
2. A seguir, foi gerado um histograma da região de
interesse delimitada no passo 1;
3. Em seguida, foi definido o limiar de ocorrência de
fibrose (75 HU). Esse valor foi definido como sendo
o valor médio entre a análise da região de interesse
indicada pelo radiologista e o limiar obtido pelo
histograma da imagem;
184
(1)
Figura 2. Limiarização da região delimitada no passo 1.
Desenvolvimento de algoritmos computacionais para quantificação de estruturas pulmonares
Quantificação de enfisema
O algoritmo desenvolvido para quantificação de enfisema
consistiu nos seguintes passos:
1. Segmentação: O operador inseriu duas ROIs (do
inglês, region of interest), usadas para a confecção
das máscaras para pulmão direito e esquerdo,
realizando assim a segmentação do pulmão.
de maneira manual, conforme Figura 3;
2. A seguir, foi gerado um histograma da região de
interesse delimitada no passo 1;
3. Em seguida, foi definido o limiar de ocorrência de
enfisema (-920 HU). Esse valor foi definido como
sendo o valor médio entre a análise da região de
interesse indicada pelo radiologista e o limiar obtido
pelo histograma da imagem;
4. Na sequência foi adotado o método da limiarização,
utilizando a Eq. 1. O resultado dessa aplicação pode
ser observado na Figura 4;
5. Levando em conta que um pixel de enfisema real
possui mais chances de ser cercado por pixels de
enfisema real, foram aplicadas metodologias de
processamento morfológico à imagem. A primeira
operação foi a de majoritariedade, a qual consiste
no processo do pixel central assumir um valor igual à
maioria dos pixels à sua volta;
6. Para retirar os falsos-positivos e preservar as
características morfológicas dos objetos presentes na
imagem, foi aplicada à imagem a operação de erosão
seguida da de dilatação (tophat);
7. Contagem dos pixels atingidos por enfisema e quantificação percentual da área acometida;
Todo o procedimento foi realizado para cada slice, de
modo a integrar todos os slices que constituem pulmão.
Para a quantificação de enfisema os valores são
apresentados em uma tabela para o pulmão total, para
serem confrontados com a opinião de um radiologista.
O comprometimento pulmonar avaliado pelo algoritmo
desenvolvido neste estudo foi confrontado com avaliações
subjetivas realizadas por especialista da área de radiologia.
Resultados
Com a avaliação das imagens de TCAR, as quantificações
dadas pelo algoritmo foram comparadas com as avaliações
subjetivas realizadas pelo radiologista, e representadas nas
Tabelas 1 e 2 para fibrose e enfisema, respectivamente.
Com os resultados da Tabela 1, notamos que existe
coincidência em 29 das 50 avaliações para fibrose,
ou seja, 58% de concordância. A análise da tabela de
contingência foi realizada usando o teste de χ2. Como
resultado, o score do radiologista e o score do algoritmo
são não independentes (p=7x10-5).
Com os resultados da Tabela 2, notamos que existe
coincidência em 8 das 10 avaliações para enfisema,
Tabela 1. Concordância entre o score do radiologista versus
score do algoritmo quantificador para fibrose.
Radiologista
Figura 3. Segmentação manual da região de interesse.
0
1
2
3
4
5
0
17
2
2
1
0
0
Algoritmo
2
3
0
0
0
0
2
0
4
1
0
0
0
0
1
1
9
4
6
0
1
4
0
0
0
0
0
0
5
0
0
0
0
0
0
Tabela 2. Concordância entre o score do radiologista versus
score do algoritmo quantificador para enfisema.
Radiologista
Figura 4. Limiarização da região delimitada no passo 1.
0
1
2
3
4
0
0
0
0
0
0
1
0
3
0
0
0
Algoritmo
2
0
0
3
0
0
3
0
0
2
2
0
4
0
0
0
0
0
185
Oliveira M, Pina DR, Alvarez M, Alves AFF, Miranda JRA
ou seja, 80% de concordância. A análise da tabela de
contingência foi realizada usando a teste de χ2. Como
resultado, o score do radiologista e o score do algoritmo
são não independentes (p=0.011).
acompanhar o processo evolutivo da doença e,
consequentemente, a eficácia do tratamento escolhido.
Agradecimentos
Neste trabalho, foi desenvolvido um método
computacional de quantificação objetiva para fibrose e
enfisema pulmonares de exames de TCAR de pacientes
com Paracoccidioidomicose. A quantificação objetiva
das sequelas da PCM é considerada uma lacuna na
literatura, uma vez que os estudos que relatam esse
aspecto usam avaliações subjetivas realizadas por
especialistas na área de radiologia.
de maneira manual, pois a PCM deixa sequelas fibrosas
no pulmão, o que eleva a densidade encontrada nos
limites pulmonares e se confundem com tecido mole,
provocando uma imprecisão na definição da estrutura
e impossibilitando, no momento, a abordagem
automatizada.
Os resultados da comparação entre o método
subjetivo e o método semiautomático de quantificação
proposto neste estudo apresentou maior concordância
para os resultados de enfisema (80% de concordância).
Para fibrose, a concordância observada foi de 58%.
Analisando os resultados, podemos observar que o
especialista na área de radiologia superestima as áreas
acometidas pelas duas estruturas, devido ao fato de
usar uma avaliação visual subjetiva, corroborando com
Bankier et al.9. Isso acontece porque o poder humano
de discriminação visual de densidades é inferior ao dos
computadores10.
A metodologia apresentada neste trabalho é de
grande aplicabilidade para a quantificação objetiva
semiautomática das sequelas da PCM. Em estudos
futuros, esta metodologia pode ser empregada para
186
Os autores agradecem à Coordenação de Aperfeiçoamento
de Pessoal de Nível Superior (CAPES), pelo suporte financeiro.
Referências
1.
Goldani LZ, Sugar AM. Paracoccidioidomycosis and AIDS: an overview.
Clin Infect Dis. 1995;21:1275-81.
2. Lacaz CS. Evolução dos conhecimentos sobre a paracoccidioidomicose.
Um pouco de sua história. In: Del Negro G, Lacaz CS, Fiorillo AM.
Paracoccidioidomicose-Blastomicose Sul-Americana. São Paulo:
Sarvier-Eduso;1982.
3. Muniz M, Marchiori E, Magnago M, Moreira L, Almeida Júnior J.
Paracoccidioidomicose
pulmonar:
aspectos
na
tomografia
computadorizada de alta resolução. Radiol Bras. 2002;35:147-54.
4. Ratto OR. Lesões pulmonares. Aspectos clínicos e funcionais. In: Del Negro G,
Lacaz CS, Fiorillo AM. Paracoccidioidomicose. São Paulo: Sarvier; 1982:161–9.
5. Remy-Jardin M, Remy J, Deffontaines C, Duhamel A. Assessment of
diffuse infiltrative lung disease: comparison of conventional CT and
highresolution CT. Radiol. 1991;18l:l57-162.
6. Naisman HA, Kerr GR. Fetal growth and development. New York: Mc
Graw-Hill; 1970.
7. Kazerooni E, Martinez F, Flint A, Jamadar D, Gross B, Spizarny D, et al.
Thin-section CT obtained at 10-mm increments versus limited threelevel thin-section CT for idiopathic pulmonary fibrosis: correlation with
pathologic scoring. Am J Roentgenol. 1997;169:977-83.
8. Webb WR, Muller NL. Diseases characterized primarily by cysts and
emphysema. In: Webb WR, Muller NL, Naidich DP, editors. High-Resolution CT
of the lung. Philadelphia: Lippincott Williams and Wilkins; 2001. p. 421-60.
9. Bankier AA, De Maertelaer V, Keyzer C, Gevenois PA. Pulmonary emphysema:
subjective visual grading versus objective quantification with macroscopic
morphometry and thin-section CT densitometry. Radiology. 1999;211(3):851-8.
10. Irion KL, Hochhegger B, Marchiori E, Silva Porto N, Vasconcellos Baldisserotto
S, Santana PR. Radiograma de tórax e tomografia computadorizada na
avaliação do enfisema pulmonar. J Bras Pneumol. 2007;33(6):720-32.
Artigo Original
Wavelets na quantificação de tumores
de fígado em exames contrastados de
tomografia computadorizada
Wavelets in quantification of liver tumors
in contrasted computed tomography images
Bruna T. Rodrigues1, Matheus Alvarez1, Rafael T. F. Souza1, Fernando G. Romeiro2,
Diana R. de Pina3, André Petean Trindade3 e José R. A. Miranda1
Departamento de Física e Biofísica do Instituto de Biociências de Botucatu da Universidade Estadual Paulista “Júlio
de Mesquita Filho” (UNESP) – Botucatu (SP), Brasil.
2
Departamento de Clínica Médica da Faculdade de Medicina de Botucatu da UNESP – Botucatu (SP), Brasil.
3
Departamento de Doenças Tropicais e Diagnóstico por Imagem da Faculdade de Medicina de Botucatu da
UNESP – Botucatu (SP), Brasil.
1
Resumo
Neste trabalho, é apresentada uma metodologia original, baseada na transformada de wavelet, de segmentação de tumores hepáticos. Foi
construído um fantoma virtual com mesma média e desvio padrão de intensidade de cinza do apresentado pelos tecidos hepáticos medidos.
O algoritmo otimizado apresentou uma sensibilidade variando de 0,81 a 0,83 , com uma especificidade de 0,95 para a diferenciação de
tumores hepáticos de tecidos normais. Foi obtida uma concordância de 96% entre os pixels segmentados por um radiologista experiente e o
algoritmo aqui apresentado. Pelos resultados demonstrados neste trabalho, o algoritmo encontra-se em fase ótima para começar os testes de
quantificação de tumores hepáticos em exames retrospectivos.
Palavras-chave: hepatopatias, tomografia por raios X, análise de ondaletas.
Abstract
This paper presents an original methodology of liver tumors segmentation, based on wavelet transform. A virtual phantom was constructed with the
same mean and standard deviation of the intensity of gray presented by the measured liver tissue. The optimized algorithm had a sensitivity ranging
from 0.81 to 0.83, with a specificity of 0.95 for differentiation of hepatic tumors from normal tissues. We obtained a 96% agreement between the
pixels segmented by an experienced radiologist and the algorithm presented here. According to the results shown in this work, the algorithm is
optimal for the beginning of the tests for quantification of liver tumors in retrospective surveys.
Keywords: liver diseases, tomography, X-ray, wavelet analysis.
Introdução
O carcinoma hepatocelular (CHC) é o quinto câncer mais comum em homens e o oitavo mais comum em mulheres no
mundo, resultando em, ao menos, 500 mil mortes por ano1.
É um tumor altamente maligno e dobra seu volume a cada 180
dias em média, mesmo em seu estágio inicial1. Sua incidência
tem aumentado nos últimos anos e, muitas vezes, o diagnóstico é feito quando o tumor já atingiu grandes proporções1-5.
Atualmente, os nódulos são caracterizados utilizando-se os critérios de Response Evaluation Criteria in Solid
Tumors (RECIST) e de RECIST modificados (mRECIST)1,4.
Para um tumor ser classificado pelos critérios RECIST,
deve ter pelo menos 1 cm em alguma dimensão, contrastar na fase arterial e ter sua imagem reproduzida em novos
exames contrastados1.
A classificação mRECIST, utilizada especificamente na
avaliação do câncer de fígado, difere da anterior apenas
em alguns detalhes, por exemplo, em como deve ser realizada a medida do tumor em sua maior dimensão1. Nos
critérios mRECIST, são medidos os maiores diâmetros da
área contrastada do tumor1.
Autor correspondente: Matheus Alvarez – Departamento de Física e Biofísica do Instituto de Biociências de Botucatu da Universidade Estadual Paulista
“Júlio de Mesquita Filho” (UNESP) – Distrito de Rubião Júnior, s/n – CEP: 18618-970 – Botucatu (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
187
Rodrigues BT, Alvarez M, Souza RTF, Romeiro FG, Pina D, Trindade AP, Miranda JRA
Os critérios utilizam exames de alta resolução e com
contraste arterial, como a tomografia computadorizada
(CT), para quantificar o diâmetro do tumor, determinado
pelo radiologista1. Assim, de acordo com a avaliação
pelos critérios mRECIST, a resposta do tumor é classificada com elevado grau de subjetividade e permite uma
avaliação parcial da evolução da lesão.
O diâmetro da lesão, indicado por essas medidas, é
amplamente utilizado na prática clínica diária, sendo de
suma importância para tomadas de decisões clínicas1.
Entretanto, nessa medida, não são levados em consideração o formato e as reentrâncias do tumor, o que
dificulta as análises e a comparação entre as respostas
aos tratamentos. Além disso, a classificação é subjetiva
e imprecisa. Por exemplo, a resposta em tumores com
redução entre 30 e 99% de seu volume é classificada
igualmente como “resposta parcial”.
Seu diagnóstico é baseado na classificação
Barcelona Classification Liver Cancer (BCLC)6 e seu
estadiamento, no critério de Milão, dividindo-se os
casos em precoces, intermediários e avançados 6,7.
Apenas os pacientes com tumores precoces (quando
é encontrado na sua fase inicial, antes mesmo que ele
cause algum tipo de sintoma) têm classificação A. Sua
indicação de terapia é curativa (transplante hepático,
ressecção ou ablação tumoral), restando aos demais
grupos terapias paliativas, buscando-se redução da
neoplasia. Para os casos de tumor intermediário (classificação B), o tratamento mais utilizado é a quimioembolização arterial (QE), técnica paliativa 7 que consiste
na interrupção do fornecimento arterial ao tumor por
meio de microesferas ou outros embolizantes. Para os
tumores avançados (classificação C), utiliza-se o sorafenibe (quimioterápico sistêmico).
A QE é o único método aceito para downstage do
tumor para pacientes com diagnóstico de CHC fora dos
critérios de Milão que pode ser transplantado após a
redução do tumor8.
Neste trabalho, foram desenvolvidos algoritmos baseados na transformada de wavelet que diferenciam
de maneira automática o tecido hepático normal do
contrastado9.
Este trabalho descreve um método original, baseado
na transformada wavelet, de segmentação dos tecidos
hepáticos em imagens tomográficas, com o objetivo
de utilizar o algoritmo desenvolvido, capaz de detectar
reais dimensões do CHC.
Material e Métodos
Foram utilizados 24 exames tomográficos retrospectivos de alta resolução do abdômen de pacientes do
sexo masculino que apresentavam hepatocarcinoma.
Esses exames foram previamente laudados por especialistas da área de radiologia do Hospital das Clínicas
da Faculdade de Medicina de Botucatu da Universidade
188
Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho” (HC/FMBUNESP), utilizando-se o critério mRECIST (Figura 1).
As imagens foram obtidas no formato DICOM.
Utilizando-se ambiente Matlab®, foram realizadas
medidas sobre a média e o desvio padrão da intensidade de cinza (em unidades Hounsfield, cuja sigla em
inglês é HU) apresentada por tecidos com vascularização maior que o normal, normal e menor que o normal.
Geralmente, tecidos que apresentam vascularização
acima do normal são característicos de hepatocarcinomas e isso é um dos fatores essenciais para o diagnóstico da doença1. Na Tabela 1, estão explicitadas as
medidas obtidas para tecido contrastado, subcontrastado e normal.
A distribuição das intensidades de pixel de cada região medida foi aproximada por uma curva gaussiana
com média e desvio padrão conhecidos. Assim, foi utilizada uma distribuição gaussiana com média e desvio
padrão iguais aos medidos para a simulação de tecidos
hepáticos. Na Figura 2, estão explicitadas as gaussianas utilizadas para a aproximação de tecidos medidos.
Podemos observar que há uma grande área de intersecção entre as gaussianas, o que evidencia a dificuldade apresentada pelo problema.
Foi construído um fantoma virtual com mesma média e desvio padrão de intensidade de cinza do apresentado pelos tecidos hepáticos medidos. Na imagem gerada, foram inseridos 15 círculos com média e
desvio padrão de intensidade de pixel variando entre
[Mnormal- 3*SDnormal + Mnormal ], onde M é a média e SD, o
Figura 1. Quantificação do diâmetro do tumor de fígado, realizada de acordo com os critérios Response Evaluation Criteria
in Solid Tumors modificados (mRECIST), em uma imagem de
tomografia computadorizada1.
Tabela 1. Média e desvio-padrão provenientes dos exames avaliados.
Região medida
Fígado normal
Fígado contrastado
Fígado subcontrastado
Média±2*desvio-padrão
65±80
90±84
30±74
Wavelets na quantificação de tumores de fígado em exames contrastados de tomografia computadorizada
Tecido Contrastado
Tecido Normal
Tecido Necrosado
0,8
Qualidade Relativa
Falta Tradução
1
0,6
0,4
0,2
0
-100
-50
0
50
100
150
200
Número CT (HU)
Figura 2. Distribuições gaussianas geradas pela média e desvio-padrão dos tecidos apresentados na Tabela 1.
desvio padrão. Esse fantoma, explicitado na Figura 3,
foi utilizado para a otimização dos algoritmos de segmentação, e o algoritmo que melhor se adequou às
nossas necessidades é apresentado a seguir:
(1) Leitura da imagem DICOM pelo programa;
(2) Delimitação da região do fígado pelo usuário;
(3)Decomposição da imagem resultante após o
passo 2 nas sub-bandas de frequência wavelet e
posterior reconstrução da imagem utilizando-se
os coeficientes da segunda sub-banda em diante.
Esse é um limiar bastante utilizado na segmentação de estruturas e já foi bem empregado na segmentação da borda pulmonar por Korfiatis et al.9,10.
Com este passo, retiramos grande parte do ruído
presente na imagem e conseguimos realçar os detalhes com tamanho na faixa de interesse do carcinoma hepatocelular (>1 cm);
(4)A imagem resultante do passo 3 é binarizada por
um limiar (th) de Mnormal. Na Equação 1, é descrita
matematicamente a fórmula para essa binarização.
B output (x, y) =
Figura 3. Fantoma virtual gerado para a otimização dos algoritmos
de segmentação. Os círculos brancos simulam tumores de fígado
contrastados no exame de tomografia computadorizada.
0 se I(x, y) < M normal
1
caso contrário (1)
onde I(x,y) é a imagem resultante do passo 3 nas coordenadas x e y e Mnormal é a média da intensidade dos pixels
de tecido hepático normal;
(5) Em seguida, é aplicada a operação de majoritariedade,
onde os pixels da imagem resultante do passo 4 de valor
1 continuam com esse valor se, e somente se, a soma de
sua vizinhança for igual ou maior que 5. Essa operação
leva em conta que as gaussianas representantes do tecido normal e do contrastado se interpõem e a probabilidade de um pixel zero verdadeiro ser cercado por zeros
é maior do que a de um pixel um ser cercado por zeros.
Um exemplo do que acontece nessa operação é demonstrado na Figura 4.
O algoritmo descrito nos passos 1 a 5 diferenciam de
maneira aceitável os tecidos hepáticos normais dos doentes; porém, como uma forma de otimização do algoritmo, foram testadas 31 bases wavelets diferentes para a
decomposição e reconstrução que são feitas no passo 3.
Ao final, o algoritmo foi aplicado em um exame de
tomografia computadorizada contrastado e foi feita uma
comparação entre a segmentação do radiologista e a
realizada pelo algoritmo.
189
Rodrigues BT, Alvarez M, Souza RTF, Romeiro FG, Pina D, Trindade AP, Miranda JRA
Resultados
As wavelets que apresentaram melhores resultados quando implementadas no algoritmo foram: a Biorthogonal
2.6, a Biorthogonal 2.8, a Coiflet 5 e a Symmlet 7, com
sensibilidades de 0,83; 0,82; 0,82 e 0,81, respectivamente, e especificidades de 0,95. A curva ROC apresentada pelo algoritmo baseado na wavelet Biorthogonal
2.8 foi superior à de todos os outros, com uma área (A)
equivalente a 0,92, como mostrado na Figura 5.
Em seguida, como é mostrado na Figura 6, o algoritmo foi aplicado para segmentação e posterior reconstrução em 3D (Figura 7) de um hepatocarcinoma
de fígado. Quando confrontados os resultados das segmentações obtidas pelo algoritmo e pelo radiologista, a
coincidência dos pixels foi de 96%.
Discussão e Conclusões Preliminares
Neste trabalho, foi apresentada uma técnica de quantificação do volume do tumor por meio de um algoritmo
computacional. O uso da propriedade de multirresolução
da transformada wavelet possibilitou uma melhor detecção das diferentes atenuações dos tecidos pelo algoritmo.
0
1
0
0
1
0
1
1
1
1
0
1
0
1
0
0
1
0
Figura 4. Exemplo da operação de majority (majoritariedade)
aplicada aos cortes dos exames após a limiarização. A figura dá
destaque à questão de que o pixel central torna-se 0 se a soma
dos seus vizinhos for igual ou inferior a 4.
1
Sensibilidade
Biorthogonal 2,6
0,95
Biorthogonal 2,8
Coiflet 5
0,9
Symmlet 7
0,85
0,8
0,75
0,7
0
0,1
0,2
0,3
0,4
1 - Especificidade
0,5
0,6
0,7
Figura 5. A imagem mostra as curvas ROC das maiores sensibilidades apresentadas pelas bases wavelets (Biorthogonal 2.6,
Biorthogonal 2.8, Coiflet 5, Symmlet 7).
190
Figura 6. Imagens de um exame de tomografia computadorizada de alta definição, delimitando a região de interesse antes
do processo de quimioembolização, pelos critérios do Response
Evaluation Criteria in Solid Tumors modificados (mRECIST).
Wavelets na quantificação de tumores de fígado em exames contrastados de tomografia computadorizada
Localização do Corte
Referências
14
12
10
8
6
4
2
ixel
de P
ição
Pos
160
140
120
200 180
240 220
260
e Pixel
300 280
Posição d
Figura 7. Visualização em 3D do hepatocarcinoma segmentado na
Figura 6. Os cortes tomográficos foram alinhados de maneira que
se pode estimar de maneira quantitativa a evolução do tratamento
comparando seu volume e quantidade de tecidos contrastados.
A utilização de um fantoma virtual na otimização do algoritmo possibilitou uma contribuição ímpar para sua melhoria.
Pelos resultados demonstrados neste trabalho, o algoritmo encontra-se em fase ótima para começar os testes de quantificação de tumores hepáticos em exames
retrospectivos.
Assim, esperamos que, se a eficácia do algoritmo for
confirmada, as aplicações deste trabalho no estudo da volumetria do fígado, na simulação de volumetria pós-cirúrgica e na simples detecção e delimitação de carcinomas
no fígado terão grande utilidade tanto para a rotina clínica
quanto para a pesquisa de novas abordagens e tratamentos dos tumores hepáticos.
1. Lencioni R, Llovet JM. Modified RECIST (mRECIST) assessment for
hepatocellular carcinoma. Semin Liver Dis. 2010;30(1):52-60.
2. Sato Y, Watanabe H, Sone M, Onaya H, Sakamoto N, Osuga K, et al.
Tumor response evaluation criteria for HCC (hepatocellular carcinoma)
treated using TACE (transcatheter arterial chemoembolization):
RECIST (response evaluation criteria in solid tumors) version 1.1
and mRECIST (modified RECIST): JIVROSG-0602. Ups J Med Sci.
2013;118(1):16-22.
3. Jung ES, Kim JH, Yoon EL, Lee HJ, Lee SJ, Suh SJ, et al. Comparison
of the methods for tumor response assessment in patients with
hepatocellular carcinoma undergoing transarterial chemoembolization.
J Hepatol. 2013;58(6):1181-7.
4. Bargellini I, Bozzi E, Campani D, Carrai P, De Simone P, Pollina L, et
al. Modified RECIST to assess tumor response after transarterial
chemoembolization of hepatocellular carcinoma: CT-pathologic
correlation in 178 liver explants. Eur J Radiol. 2013;82(5):e212-8.
5. Vitale A, Saracino E, Boccagni P, Brolese A, D’Amico F, Gringeri E, et
al. Validation of the BCLC prognostic system in surgical hepatocellular
cancer patients. Transplant Proc. 2009;41(4):1260-3.
6. Peck-Radosavljevic M, Stauber RE. BCLC--now also an internationally
acclaimed prognostic system? Liver Int. 2012;32(7):1037-8.
7. Kim BK, Kim SU, Park JY, Kim do Y, Ahn SH, Park MS, et al. Applicability
of BCLC stage for prognostic stratification in comparison with other
staging systems: single centre experience from long-term clinical
outcomes of 1717 treatment-naïve patients with hepatocellular
carcinoma. Liver Int. 2012;32(7):1120-7.
8. D’Avola D, Iñarrairaegui M, Pardo F, Rotellar F, Marti P, Bilbao JI, et al.
Prognosis of hepatocellular carcinoma in relation to treatment across
BCLC stages. Ann Surg Oncol. 2011;18(7):1964-71.
9. Korfiatis P, Skiadopoulos S, Sakellaropoulos P, Kalogeropoulou C,
Costaridou L. Combining 2D wavelet edge highlighting and 3D
thresholding for lung segmentation in thin-slice CT. Br J Radiol.
2007;80(960):996-1004.
10. Gonzalez RC, Woods RE. Digital image processing. 3rd edition. Upper
Saddle River, NJ: Pearson/Prentice Hall; 2008.
191
Artigo Original
Tomografia por Impedância
magnética: inversão de dados
com o algoritmo Simulated Annealing
Magnetic impedance tomography:
data inversion with the Simulated Annealing algorithm
Thierry J. Lemaire1, Juan Alberto L. Cruz2 e Helcimar M. de Jesus2
Instituto de Física da Universidade Federal da Bahia (UFBA) – Salvador (BA), Brasil.
Departamento de Física da Universidade Estadual de Feira de Santana (UEFS) – Feira de Santana (BA), Brasil.
1
2
Resumo
No presente artigo é apresentado o princípio da técnica experimental de imageamento de partes do corpo humano, chamada Tomografia por
Impedância Magnética (TIM), introduzida no início dos anos 90. Este método faz parte das alternativas de imageamento baseadas na utilização de
correntes elétricas para mapear a distribuição de condutividade de um objeto, em particular do corpo humano. Uma técnica de inversão do campo
magnético, medido em torno de uma seção do objeto em estudo empregando o algoritmo Simulating Annealing é descrita e resultados obtidos com
dados sintéticos são apresentados.
Palavras-chave: tomografia por Impedância Magnética, distribuição de condutividade, tecido humano, corrente elétrica, campo magnético,
instrumentação.
Abstract
In the present paper is presented the principle of the experimental imaging technics of human body regions, called Magnetic Impedance Tomography
(MIT), which as been introduced at the beginning of the 90´s decade. This method is one of the alternative of imaging technics based on the use of
electric currents to map the conductivity distribution of an object, particularly of the human body. An inversion technics of the magnetic field measured
around a cross-section of the object under study using the algorithm Simulated Annealing is described and the results obtained with synthetic data
are presented.
Keywords: Magnetic Impedance tomography, distribution of conductivity, human tissue, electric current, magnetic field, instrumentation.
Introdução
São diversas as técnicas de imageamento do corpo humano1.
Observamos que, geralmente, elas envolvem equipamentos
de certo porte e relativamente caros. Por isso, estudos de outras alternativas de imageamento podem ser atrativos.
Desde os anos 80, na área de instrumentação médica,
foram iniciados estudos de técnicas baseadas na injeção de
correntes elétricas no corpo humano2. O princípio básico é
discriminar os diversos tecidos do corpo humano, determinando a distribuição de condutividade da região em estudo.
Lembramos que os diversos tecidos apresentam condutividades que variam em duas ordens de grandeza, permitindo
assim diferenciá-los com medidas elétricas (contraste grande).
Uma dessas técnicas é chamada de Tomografia por
Impedância Elétrica (TIE). Ela envolve um conjunto de
eletrodos distribuídos em volta da seção a ser estudada,
que permite a injeção de corrente por um par, enquanto
os outros pares de eletrodos conduzem à medição de diferenças de potencial, alternando o par “injetor” com os
pares “medidores”. Os dados recolhidos são interpretados
(de fato invertidos) com um modelo de condutividade da
seção em estudo.
A TIE tem algumas vantagens, como seu baixo custo
e sua rapidez, permitindo acompanhar a respiração de um
paciente ou seus batimentos cardíacos, por exemplo, levando a uma imagem em tempo real. Entretanto, detalhes
técnicos como dificuldade na determinação da impedância de contato eletrodo/corpo humano e a necessidade do
conhecimento da geometria e da distribuição dos eletrodos limitam a resolução da técnica. Nos anos 90, o estudo
de outra alternativa chamada Tomografia por Impedância
Autor correspondente: Thierry Jacques Lemaire – Universidade Federal da Bahia (UFBA) – Campus Universitário de Ondina – CEP: 40210-340 – Salvador (BA),
Brasil – E-mail: [email protected]
193
Lemaire TJ, Cruz JAL, Jesus HM
Magnética (TIM)3 foi iniciado: um único par de eletrodos
permite injetar uma corrente elétrica senoidal no paciente, e o campo magnético, medido em torno da seção em
estudo e produzido pela distribuição de corrente dentro
do corpo humano permite, em teoria, encontrar esta distribuição de corrente, levando em seguido à determinação
da distribuição de condutividade e, finalmente, à natureza
dos tecidos presentes.
Neste artigo, apresentamos simulações para ilustrar
o comportamento do campo magnético em função das
linhas de correntes percorrendo um fantoma hipotético
simples. Em seguida, um método de inversão tratado
como um problema de otimização é apresentado e ilustrado com dados sintéticos.
As linhas externas de alimentação deste fantoma
virtual não são tomadas em conta no cálculo do campo magnético, considerando que, para um sistema
real, esta contribuição será conhecida e poderá ser retirada do sinal medido (componente(s) do campo magnético). As nove linhas de correntes consideradas no
modelo simples (e que representam nove regiões de
um cilindro, conforme visto na Figura 2) que utilizamos
para ilustrar o método, são descritas com as coordenadas cilíndricas:
b0=0,0 cm,
bk=6,0 cm, k = 1,.., 8,
αk=(k – ½) /4 rad, k = 1, .., 8,
conforme Figura 2 e seguindo as notações da Figura 3,
sendo as linhas de comprimento L=2 m (perpendiculares
ao plano (x,y).
Material e Métodos
No intuito de iniciar o estudo do problema de inversão de
dados associado à TIM, foram gerados dados sintéticos4,
aplicando a lei de Biot e Savart, considerando somente
linhas de correntes paralelas conforme desenhado na
Figura 1. A corrente total aplicada ao fantoma é de 10 mA,
e a frequência desta é de 100 kHz.
Para ilustrar a variação do campo magnético em torno do objeto da Figura 1 (função do ângulo azimutal φ
(Figura 3), fomos atribuir os valores de correntes listados
na Tabela 1 e, que correspondem às regiões numeradas
de 0 até 8 na Figura 2.
→
B (ρ, φ, z)
→
r (ρ, φ, z)
→
r (b, α, z)
bobina
i (t)
L/2
z
Circuito
de Medida
y
Figura 1. Configuração das linhas de correntes do modelo.
- L/2
x
y
Figura 3. Geometria do problema.
3
R
4
2
Tabela 1. Parametrização das linhas de correntes com seus
valores (medição do campo magnético em z=0).
b1
η
1
Região
α1
x
0
5
8
6
7
Figura 2. Disposição espacial das linhas de correntes representando um cilindro condutor não homogêneo.
194
0
1
2
3
4
5
6
7
8
b (cm)
0,0
6,0
6,0
6,0
6,0
6,0
6,0
6,0
6,0
Coordenadas
α (graus) Z (cm)
0,0
0,0
22,5
0,0
67,5
0,0
112,5
0,0
157,5
0,0
202,5
0,0
247,5
0,0
229,5
0,0
337,5
0,0
Correntes de
amplitudes ij (mA)
0,91
0,20
1,65
1,16
2,03
0,84
1,43
0,15
1,63
Tomografia por Impedância magnética: inversão de dados com o algoritmo Simulated Annealing
As componentes normal (Bn) e azimutal (Bφ) do campo
magnético, calculadas a uma distância ρ=9 cm da linha
central, são representadas na Figura 4 e mostram variações em função da posição angular que fornecem informações úteis para a inversão.
Para ilustrar a performance do método de inversão,
utilizamos somente a componente azimutal do campo
magnético. O método emprega o algoritmo chamado
Simulated Annealing5 para minimizar uma função custo C
na qual os parâmetros a ser otimizados são as correntes,
→
representadas por um vetor i :
 2
 1 M ⎡ζ exp (ρ, φ j , z ) − ζ est (ρ, φ j , z; i ) ⎤ (1)
C( i )=
∑
⎦
M j =1 ⎣
ζ exp (ρ, φ j , z )
→
no qual ζexp (ρ, φj, z) e ζest (ρ, φj, z; i ) são as tensões medidas e estimadas com o modelo. Durante o processo de inversão, a cada iteração, a soma das correntes elétricas foi
mantida igual à corrente total injetada no fantoma, sendo
todas estas correntes de mesmo sinal. Lembramos que
este vínculo pode ser introduzido de diversas formas no
processo iterativo de inversão como, por exemplo, acrescentando um termo de regularização à função custo (1).
O erro sobre a determinação das correntes é dado pela
quantidade, que chamaremos de erro do modelo:
 exato  2
− i (2)
1 i
δ=
 exato 2
N i
A força eletromotriz oriunda do modelo exato, função da
posição angular do sensor que, no caso prático, corresponderia às medidas, e aquela calculada com as correntes obtidas pelo processo de inversão são representadas na Figura 5,
na qual o sensor considerado é uma única espira quadrada
de 1 cm de lado. Podemos observar uma boa similaridade
das duas curvas, indicando uma inversão bem sucedida.
Os resultados apresentados neste artigo sugerem a viabilidade da tarefa de inversão dos dados, empregando o
algoritmo Simulated Annealing; a inversão sendo tratada
como um problema de otimização. Entretanto, os cálculos
foram realizados com poucas linhas de correntes e precisamos avaliar o desempenho do método para uma maior
quantidade de linhas, o que corresponde a uma resolução
espacial melhor da técnica de imageamento.
Num estudo futuro, prevemos também incluir a utilização das três componentes do campo magnético para
adquirir mais informações úteis ao tratamento dos dados
(inversão). Outro ponto que deve ser avaliado é a estabilidade do processo de inversão quando os dados são
contaminados por ruído.
Tabela 2. Correntes verdadeiras e correntes resultado da inversão.
0
1
2
3
4
5
6
7
8
Esta grandeza pode ser calculada nas nossas simulações, porque as correntes verdadeiras são conhecidas.
Resultados
Campo Magnético (nT)
0
45
26
24
22
20
18
16
14
12
10
8
6
4
2
0
-2
-4
90
135
180
225
270
315
Bn
Bϕ
0
45
90
135
180
225
270
315
360
26
24
22
20
18
16
14
12
10
8
6
4
2
0
-2
-4
360
ϕ (em graus)
Figura 4. Componentes normal e azimutal do campo magnético
gerado pelas linhas de correntes do modelo da Tabela 1.
Correntes reconstruídas
(mA)
1,17
0,13
1,90
1,41
2,33
0,93
1,85
0,04
0,25
Cmin=1,80.10-4
δ=5,81.10-4
fem ϕ (μV)
Apresentamos um resultado de inversão. Nesta tentativa,
as correntes verdadeiras e aquelas obtidas pelo processo
de inversão são dadas na Tabela 2. No final da tabela são
fornecidos os valores da função custo (Cmin) e do erro do
modelo após a conclusão do processo de inversão.
Correntes verdadeiras
(mA)
1,07
0,24
1,94
1,36
2,39
0,99
1,68
0,17
0,16
Região
1,9
1,8
1,7
1,6
1,5
1,4
1,3
1,2
1,1
1,0
0,9
0
45
90
135
180
225
270
315
fem ϕ reconstruída
fem ϕ verdadeira
0
45
90
135
180
225
270
315
360
1,9
1,8
1,7
1,6
1,5
1,4
1,3
1,2
1,1
1,0
0,9
360
ϕ (em graus)
Figura 5. Comparação entre a f.e.m. verdadeira e a f.e.m. reconstruída da inversão.
195
Lemaire TJ, Cruz JAL, Jesus HM
Tabela 3. Duas distribuições de correntes de valores próximas.
Região
Campo Magnético (nT)
0
1
2
3
4
5
6
7
8
27
26
25
24
23
22
21
20
19
18
17
0
Coordenadas
b (cm) α (graus)
0,0
0,0
6,0
22,5
6,0
67,5
6,0
112,5
6,0
157,5
6,0
202,5
6,0
247,5
6,0
229,5
6,0
337,5
45
90
135
Correntes
Iniciais (mA)
0,89
0,20
1,61
1,13
1,99
0,82
1,40
0,14
1,83
180
225
Correntes
Alteradas (mA)
0,92
0,19
1,69
1,15
1,96
0,85
1,41
0,14
1,90
270
315
conf. inicial
conf. alterada
0
45
90
135
180
225
270
315
360
27
26
25
24
23
22
21
20
19
18
17
360
ϕ
Figura 6. Componente azimutal do campo magnético para duas
distribuições de correntes próximas.
196
Para ilustrar a sensibilidade da técnica de imageamento às variações da distribuição de correntes, apresentamos uma simulação com o modelo direto (Biot e Savart)
onde é calculada a componente azimutal do campo magnético em função da posição angular do sensor (Figura 6)
para uma distribuição de corrente dada na Tabela 3 e uma
pequena alteração (aleatória) desta com variação relativa
de, no máximo, 5%. Observamos uma diferença substancial das duas curvas.
Referências
1. Hendee WR, Ritenour ER. Medical imaging physics. 4ª ed. New York: WileyLiss; 2002.
2. Riu PJ, Rosell J, Bragos R, Casas O. Electrical bioimpedance methods:
applications to medicine and biotechnology. Annals of the New York Academy
of Science, vol. 873. New York: The New York Academy of Sciences; 1999.
3. Tozer JC, Ireland RH, BARBER DC, BARKER AT. Magnetic Impedance
Tomography. Electrical bioimpedance methods: applications to medicine
and biotechnology. Annals of the New York Academy of Science, vol. 873.
New York: The New York Academy of Sciences; 1999.
4. Moura JH. Métodos de otimização aplicados à tomografia por impedância
magnética [trabalho de conclusão de curso]. Feira de Santana: Universidade
Estadual de Feira de Santana. Departamento de Física , 2005.
5. Laarhoven PJV, Aarts EH. Simulated Annealing: Theory and applications.
Reidel: Dordrecht; 1987.
6. Santos MV. Desenvolvimento de um fantoma para estudo da Tomografia por
Impedância Magnética [trabalho de conclusão de curso]. Feira de Santana:
Universidade Estadual de Feira de Santana. Departamento de Física, 2007.
Artigo Original
New multichannel bioamplifier for
automatic detecting of electromyograms
Novo bioamplificador multicanal
para registro automático de EMG
Juan A. Leyva-Cruz, Vinicius A. Mascarenhas and Ernando S. Ferreira
Laboratório de Instrumentação em Física-LINFIS, Departamento de Física da Universidade Estadual de Feira de
Santana (UEFS) – Feira de Santana (BA), Brasil.
Abstract
The objective of this paper is to develop bioinstrumentation for the automatic detection of electromyographic biosignals. Currently, detecting bioelectric
signals generated by physiological activity of excitable muscle cells is one of the most attractive research topics in the field of Experimental Medical Physics;
especially in the field of brain-computer interface in order to control the upper and/or lower ends of prostheses using only the brain. A high-performance four
channel bioamplifier was built and calibrated to automatically measurement bioelectrical signals from muscle activity. In order to obtain the acquisition of
multichannel myoelectric signals, a computational routine was developed in Labview called BioElectroMiograma v1.0. Experiments performed in a volunteer
showed the bioamplifier can satisfactorily measure multichannel EMG biosignals of the biceps and triceps muscle. The bioamplifier operates in LINFIS. The
prototype has proven to be capable of measuring biosignals generated by muscle contraction in the order of tens of microvolts. These preliminary results
provide the basis for further investigations in bioinstrumentation by studying muscle physiology.
Keywords: bioinstrumentation, biosignals, electromyography, bioamplifier, multichannel.
Resumo
O objetivo deste trabalho é o desenvolvimento de bioinstrumentação para a detecção automática de biosinais de eletromiografia. Atualmente,
detectar sinais bioelétricos gerados pela atividade fisiológica das células musculares excitáveis é um dos tópicos de pesquisa mais atraentes no
campo da física médica experimental. Principalmente na área da interface computador-cérebro, para o controle de próteses das extremidades
superiores e/ou inferiores usando somente o cérebro. Foi construído e calibrado um bioamplificador de quatro bioeletrodos de elevado desempenho
para a detecção automática de EMG. Para a aquisição dos sinais multicanais mioelétricos foi desenvolvida uma ferramenta computacional em
Labview chamada de BioElectroMiograma v1.0. Experimentos realizados num voluntário mostraram que o bioamplificador multicanal consegue
medir biossinais de EMG dos músculos bíceps, tríceps e do antebraço satisfatoriamente. O bioamplificador encontra-se em pleno funcionamento e
mostrou que é capaz de medir biosinais gerados pela contração muscular na ordem de dezenas de microvolts. Estes resultados preliminares servem
de base para posteriores estudos na área de bioinstrumentação.
Palavras-chave: bioinstrumentação, biosinais, eletromiografia, bioamplificador, multicanal.
Introduction
The number of studies using electromyography (EMG) as
a standard technique to analyze the bioelectric activity in
the membranes of muscle cells has significantly increased,
as well as to diagnose physiological problems related with
muscle dysfunctions. Moreover, it has been recently used
to help on the functioning of the upper and lower limb
prostheses1-3. The measured EMG signals over the skin
surface are the sum of all bioelectrical signals from a set
of cell membranes. Currently, the most promising research
in the field of bioinstrumentation is associated with the
detection of bioelectric signals generated by physiological
activity from excitable cells and their process.
Nowadays, there are increasing expectations for
prosthesis implantation (upper and lower), involving
multichannel EMG measurement, with man-made devices leading to movement capacity, similar to the natural movement produced by healthy or normal muscles.
Considering clinical practice, the measurement of these
EMG signals can be extracted from a series of parameters which describe the state of the patients’ muscle
health. Furthermore, doctors can create proper medical management to treat muscle diseases and traumas.
Corresponding author: Juan Alberto Leyva Cruz – Laboratório de Instrumentação em Física, Departamento de Física, Modulo-V, Universidade Estadual de
Feira de Santana – Avenida Transnordestina, S/N – Novo Horizonte – CEP: 44036-900 – Feira de Santana (BA), Brasil – E-mail: [email protected]
197
Mascarenhas VA, Leyva-Cruz JA, Ferreira ES
In this sense, the main purpose of this experimental study
was to build a four channel bioamplifier for the automatic
acquisition of electromyography signals.
Materials and Methods
Because the amplitude of signals generated by muscular
contraction is very low, registering those signals is far from
being straightforward. Biosignals are in the order of tens
of microvolts(µV), thus it is difficult to measure them with
standards electrical measuring instruments.
On the other hand, in case of EMG biosignals, the frequency range falls exactly in the frequency band dominated by the electromagnetic noise of 60 Hz and its harmonics. Therefore, it is necessary to build bioinstrumentation
circuits with high value of common mode rejection ratio
(CMRR). This may be achieved by using high-performance
integrated circuits in relation to noise and input impedance,
the stages of filtering, and data acquisition with high resolution in the analog digital conversion.
In Figure 1, there is the block diagram which represents
the functional parts of bioinstrumentation for one channel.
It was designed and built to automatically detect EMG biosignals in the Laboratory of Instrumentation in Physics at the
Department of Physics of the State University of Feira de
Santana. In the same figure, you may see the experimental
setup which is basically composed of the bioelectrodes, an
AC-coupling stage with fixed gain, differential detection and
the stage of high-pass filtering, the amplification step, the lowpass filtering and analog/digital conversion using the data acquisition card niUSB 6009, the acquisition of EMG biosignals
using an interface written in LabView program.
We used five bioelectrodes Ag/AgCl for heart monitoring from MAXICOR® with conductive gel and cellulose solid
blade with protective PVC. In order to eliminate the possible offset voltage created in the contact between bioelectrodes-skin, and in order to improve the CMRR of all instrumentation, four bioelectrodes were used in the surface
to direct measure EMG signals, and the remainder was
Source
EMG
Ultra Low-Noise
Inst. Amp.
G1=927 x
AC-Coupling
+
INA2128P
-
Body
Reference
Circuit
Superficial
Bioelectrode
Amplification
Stage
G2=10 x
High-pass
filter
fcutoff=15 Hz
+
TL071P
-
Low-pass
filter
fcutoff=180 Hz
PC
Measured
EMG signal
DAQ
board
NIUSB 6009
14 bits
Figure 1. Schematic diagram of the proposed bioamplifier for
the automatic measurement of electromyography biosignals.
The main stages are: EMG sources, bioelectrodes, amplification,
high-pass filter (HPF), low-pass filter (LPF), and data acquisition.
198
used as a body reference electrode. In the initial phase, an
AC-coupling using a network of passive components (resistors and capacitors) that couple inputs and joins them
together (Figure 2) was conducted. During the same stage
of circuit configuration, a fixed gain differential of 927 was
used, performed by a high-performance instrumentation
amplifier, model INA 2128P.
The circuits for high pass and low pass filtering were built
with high-precision passive components (1%). For the amplification stage, a low-noise operational amplifier TL071P
was used. Furthermore, the filtered biosignals were connected to a 14-bit resolution data acquisition card (NI6009)
and used a differential configuration of its 4 input channels.
Finally, the data acquisition device was connected to
a laptop via USB port. Using the programming language
Labview® 2010, we were able to write a routine in order to
record multichannel electromyography data.
In the process of measuring bioelectrical signals, it is
very important to pay attention to the initial stage of the
measuring system. The value of skin impedance at the interface of the electrode-skin contact is a critical parameter
in commercial devices used to measure EMG.
The optimal impedance should be in the order of
kΩ. Another important element is the length and the
kind of wire used in bioelectrodes. In our case, 0.9 m
long sound stereo cables were used to shield the electromagnetic noise. The local region in which the bioelectrodes was placed was washed with alcohol, and
then the measurement of the skin impedance value of
the biceps muscle was approximately 1,100 kΩ (Bench
390 digital multimeter).
One-channel bioelectrode circuit
The device consists of four copies of the analog conditioning circuit from which the biosignal was processed
through one surface electrode. In Figure 2, we illustrate
the circuit used for conditioning EMG signals for one
channel. The initial stage of the circuit is the differential
preamp. It was essentially composed of the instrumentation amplifier from INA 2128P BURR-BROWN. This
chip was chosen because it works in a wide frequency
band and allows large gains. The high-rate of common mode rejection (120 dB for gain ≥100 is one of its
main features), besides having an input noise density
of 8 nV/√Hz in the frequency band of 10 to 300 Hz.
The noise is approximately 0.2 µV peak to peak at low
frequencies and has an input offset voltage of 50 µV.
In the preamplifier circuit, the body reference circuit can
be observed. The function of this stage is reducing the
offset voltage generated by body. The main part of body
reference circuit is a dual operational amplifier model
TL072CP.
Filters were applied at the output of the preamplifier to help reduce the noise amplified by the preamplifier. They also help to eliminate any DC current which
could cause bias for biosignal. In the bioamplifier, we
used two passive RC filters, one high-pass with cutoff
frequency (fcutoff) of 15 Hz and another low-pass with
cutoff frequency of 180 Hz.
The energy of dominant frequency band in EMG
signals is inside the pass-band of the filters, that is,
50 Hz to 150 Hz. Furthermore, we ensure that any information necessary to contribute to EMG signal is not
lost.
Both types of cutoff frequency filters were calculated by the following equation:
fcutoff=
1
2πRC
(1)
To design a high-pass filter, the values of C=0.22 µF
and R=47 kΩ were chosen. On the other hand, to design a low-pass filter, we chose the values of C=1 µF
and R=470 Ω. In Figure 2 it is easy to identify the highpass and low-pass filters.
At the top of Figure 2, we may see the low noise
power supply circuit. All instrumentation was powered
by two 12V-batteries connected in series, forming a
symmetrical configuration and generating an electrical
voltage of ± (5.01±0.01) V. The ground line is located at
the junction point between the two batteries.
In order to obtain theses values for the source voltages, the par 7805 and 7905 voltage regulator IC was
used. The aim of the capacitors in the power circuit is to
stabilize the current, thus avoiding dramatic changes.
This became necessary since the electric current in the
circuit tends to oscillate when electronic components
are distant from the power supply, and such fact is not
advisable when it comes to integrated circuits.
The bioamplifier is composed of four measurement
channels, and so there four identical circuits, as shown
in Figure 2. Each preamplifier provides a gain close to
1,000 times given by:
Gain=1 + 50k/RG
(2)
RG is the resistance gain placed between pins 3 and
4 of CI INA2128P. For a 1,000 time gain, according to
equation (2), the value of RG is equal to 25,025 Ω. We
chose a resistor of 27 Ω as this is the closest RG value
we had in our laboratory. Therefore, the voltage gain for
each preamplifier was approximately 927 times.
Biosignal measurement automation
The automatic control of the experimental system was
performed by using the programming language Labview
2010 from National Instruments.
In Figure 3, we illustrate the graphic interface of the
routine called BioEletroMiograma v1.0. The windows or
panel can be seen in which the waveform of the EMG
multichannel biosignal will be displayed. Using this interface, we introduced some data or input parameters,
Low noise power supply circuit
Second
Amplification Stage
G 2 =10 x
Inst. Amp.
AC-Coupling
circuit
Bioelectrode 1
to DAQ board
G1 =927 x
High-Pass
Filter circuit
f cutoff =15 Hz
GND
Low-Pass
Filter circuit
f cutoff =180 Hz
Bioelectrode 2
Bioelectrode
Reference
Body reference
circuit
Figure 2. Analogical conditioning circuit to record electromyography (EMG) signals corresponding to one channel. The values of
electronic components were C1=C2=1µF; R5=R6=R7=R8=5MΩ; R3=R4=27Ω; C14=C15=100nF; R10=R11=390 Ω; R1=1kΩ;
R2=10kΩ; C3=C4=4,7µF; C5=C6=100µF and C7=C8=1µF.
199
Mascarenhas VA, Leyva-Cruz JA, Ferreira ES
4
2
0
-2
-4
3
0
20
40
60
80
100
124.5m
0
20
40
60
80
100
124.5m
0
20
40
60
80
100
124.5m
0
20
60
80
2
1
0
-1
Figure 3. Front panel of the graphic interface of the routine
BioEletroMiogram v1.0 used to control the automatic measurements of electromyography.
-2
-3
3
2
1
such as the rate of acquisition, digital gain control, filter
parameters, and the addressing of the data acquired
for storage for subsequent analysis. Finally, we clicked
on the run button to begin the measurement process.
0
-1
-2
-3
3
Bioamplifier calibration
The calibration procedure of the bioamplifier is quite basic.
The idea of calibration is to compare the value of the output voltage in each channel of the bioamplifier and the value of input voltages.
In Figure 4, we show the scheme of the calibration
procedure. A separate calibration is required for each
channel. As observed, the calibration method uses a
function generator in order to generate input signals
for each bioamplifier channel. A 100 mV amplitude and
60 Hz frequency sine wave was chosen. Hence, the
signal is reduced 1,000 times via voltage divider, thus
producing amplitude signals of ±100 µV, which simulate
biosignal EMG.
Figure 5 shows the four channel output biosignals from
the bioamplifier during the calibration procedure. We may
clearly observe the waveform of these sinusoidal signals.
This means that the bioinstrumentation device can measure signals in the order of 100 µV. The measurement was
made using a 2 kHz sample rate.
Input Signals
Function
Generator
+ 100 mV
Output Signals
Channel 1
Channel 2
Channel 3
Channel 4
+ 1V
- 100 mV
1 MΩ
1 kΩ
+ 100 μV
- 100 μV
Four-channel
bioamplifier
- 1V
Figure 4. Schematic diagram of the calibration procedure of the
multichannel bioamplifier.
200
2
1
0
-1
-2
-3
40
100
124.5m
Figure 5. Output signals on four bioamplifier channels, from top
to bottom, channel 1 to channel 4.
Results and Discussion
With the objective of evaluating the feasibility of the
proposed four channel bioamplifier, we have measured muscle EMG signals of the biceps and triceps in
a healthy volunteer. The fitting parameters of the experimental system, which was common for all experiments, were the 2,000 Hz acquisition frequency, and
the number of collected samples. Two hundred samples were processed by sampling points. The configuration data acquisition board was customized to the
differential mode with full scale ±5 V and the bioamplifier gain of 104 x.
Figure 6 presents the EMG biosignal of four superficial bioelectrodes measured by the proposed bioamplifier. The first two signals were detected in the biceps (top) and the other two in the triceps (bottom).
The waveforms for all channels represent the EMG
biosignal from these muscles working simultaneously. It may also be observed that the signal content is
higher in the first two ones, corresponding to the biceps EMG, in comparison to the signal content of the
case, bioelectrodes were exchanged against the EMG
as shown in Figure 6. We obtained the same results.
These experimental results demonstrated the feasibility of measuring EMG signals using the proposed bioamplifier. Also, this work can be used as reference to
development news experimental setup to research on
experimental medical physics to measure biosignal
generated by excitable cells.
Figure 6. Electrical voltage of electromyography multisignals vs
time in seconds. On top: two measured electromyography signals
generated by muscle contraction of the biceps. In bottom: two
measured electromyography signals generated by muscle contraction of the triceps, all from an adult volunteer.
Conclusion
Figure 7. Electromyography signals generated by muscle contraction of the triceps (upper) and biceps (bottom) recorded with
the proposed bioamplifier.
References
triceps muscle, which is lower. In Figure 7, we show
the EMG signals generated by triceps (top) and biceps
muscles (bottom) recorded with the bioamplifier. In this
A high performance four channel bioamplifier was build
and calibrated for the automatic detection of myoelectrical biosignals generated by muscle contraction.
Experiments carried out showed that the proposed
bioinstrumentation may be able to measure EMG signals generated in the biceps and triceps muscles in a
healthy person. The experimental setup showed to be
feasible for other research activities in the bioinstrumentation area.
1.
2.
3.
Basmajian J. Muscles Alive: their functions revealed by electromyography.
5th ed. Williams & Wilkins, Baltimore, Maryland, 1985.
Zachry T. Historical Perspective of Emg. Biomechanics 747: Spring, 2004
Konrad P. The ABC of Electromyography, A pratical introduction to
kinesiological Electromyography. Noraxon Inc, USA,.2005.
201
Instruções aos autores
Informações gerais
A Revista Brasileira de Física Médica (Rev Bras Fis Med. ISSN
1984 9001 – versão eletrônica; ISSN 2176-8978 – versão impressa) é uma publicação da Associação Brasileira de Física
Médica (ABFM). Criada em 2005, tem como objetivo publicar trabalhos originais nas áreas de Radioterapia, Medicina
Nuclear, Radiologia Diagnóstica, Proteção Radiológica e
Dosimetria das Radiações, incluindo modalidades correlatas
de diagnóstico e terapia com radiações ionizantes e não-ionizantes, além de Ensino e Instrumentação em Física Médica.
O Conselho Editorial da RBFM é composto por especialistas reconhecidos de origem nacional e internacional, atuantes em instituições de ensino e pesquisa, bem como em
estabelecimentos de saúde. A revisão e aprovação das contribuições são realizadas por membros do conselho editorial,
com procedimentos e prazos estabelecidos formalmente.
Todo trabalho enviado para publicação será avaliado
por pelo menos dois membros do Conselho Editorial que
opinarão sobre o trabalho, reservando-se o direito de sugerir modificações aos autores, de modo que adéquem
os artigos aos critérios editoriais da revista, ou recusá-los
para publicação. Um Editor Associado auxiliará no processo de revisão, verificando a adequação do trabalho submetido aos critérios estabelecidos pela Revista e o cumprimento dos prazos estabelecidos. Os conceitos e opiniões
expressos no trabalho são de total responsabilidade dos
autores. Em caso de desempate, o Editor Científico se encarregará de emitir um parecer final recomendando ou não
a publicação do trabalho em questão.
Quando um artigo é submetido à RBFM, os autores
confirmam que o texto, ou parte dele, não foi publicado ou
aceito para publicação em alguma outra revista. O artigo
só poderá ser enviado a outra revista após decisão final da
RBFM. Após aceite para publicação, os direitos de copyright passarão a pertencer à Associação Brasileira de Física
Médica, não havendo nenhum custo de publicação.
Atualmente, os fascículos da RBFM apresentam uma
periodicidade trimestral, com a publicação de artigos de
revisão e tutoriais, artigos originais, comunicações técnicas, cartas ao editor, resenhas de teses, resenhas de livros
técnicos e científicos.
Artigos de Revisão e Tutoriais
São artigos das áreas ou tópicos relacionados à especialidade da revista que se encaixem em uma perspectiva didática ou de atualização profissional. Sempre que possível,
é conveniente traçar uma avaliação do estado da arte do
tema abordado dentro do país. A submissão deste tipo de
artigos deve ser efetuada a partir de convite da Revista, ou
precedida de consulta ao Conselho Editorial. Tais artigos
devem ser limitados a 25 páginas de texto (papel A4, fonte
Arial 12, espaçamento duplo), incluindo figuras e tabelas.
Artigos Originais
Manuscritos contendo resultados de pesquisa básica
II
e/ou aplicada originais e relevantes para as áreas de
interesse da RBFM. Esses manuscritos terão prioridade
para publicação.
Comunicações Técnicas
São trabalhos que constituem uma forma importante de
disseminação de soluções para problemas de projeto,
manutenção, técnicas experimentais e informática aplicada. Ainda que não constitua um artigo científico completo,
tais soluções permitem aos profissionais da área se beneficiarem da engenhosidade e criatividade de seus colegas.
São limitadas a quatro páginas de texto (papel A4, fonte
Arial 12, espaçamento duplo), incluindo figuras e tabelas.
Cartas ao Editor
São comentários ou discussões não apenas acerca de
artigos previamente publicados, mas também de outros
temas de interesse para a comunidade de leitores. A decisão e a escolha das cartas para publicação será atribuição
específica do Corpo Editorial, que considerará a propriedade, a extensão e a disponibilidade de espaço para o
material submetido. Sempre que necessário, será dada a
oportunidade de resposta aos autores, entidades ou indivíduos citados na carta.
Resumos de Tese
Resumos originais de dissertações de Mestrado e teses
de Doutorado defendidas e aprovadas há, no máximo,
três anos, e respectivos abstracts são publicados na íntegra, à medida que são recebidos pela Revista. Somente
serão publicados resumos de trabalhos que se relacionem
à especialidade da Revista. Os resumos devem ser enviados eletronicamente, preferencialmente já estruturados no
formato final de edição: título no idioma original e título em
inglês, autor, orientador(es), título obtido (mestrado, doutorado, livre-docência), departamento, instituição, mês e
ano da defesa, resumo completo, palavras-chave, abstract e keywords. Como não passarão pelo processo de
revisão, devem necessariamente ser enviados pelo autor
ou orientador, desde que as teses já tenham sido defendidas. No caso de defesas de brasileiros que estejam no
exterior, o resumo deverá ser traduzido para o português.
Resenhas de Livros Técnicos e Científicos
O autor ou a editora do livro deve enviar um exemplar do
livro ao editor da revista, solicitando uma análise. A decisão pela publicação e a escolha do autor da resenha são
prerrogativa do Corpo Editorial, embora nomes de especialistas do tema possam ser sugeridos.
Forma e preparação dos manuscritos
Os artigos devem ser preparados segundo as Normas da
Revista. O texto deve ser editado em espaçamento duplo,
em papel A4 com margens de 2 cm e as páginas devem
ser numeradas. As sessões devem abranger os seguintes
aspectos, quando aplicados:
Resumo (200 a 300 palavras) e até 6 palavras-chave
para indexação, a fim de possibilitar a busca de trabalhos
no banco de dados da revista. Recomendam-se os descritores presentes em Physics and Astronomy Classification
Scheme (PACS, disponível em http://www.aip.org/pacs/
index.html), Descritores em Ciências da Saúde (DeCS,
http://decs.bvs.br/) ou, ainda, Medical Subject Headings
(MeSH) da National Library of Medicine (http://www.nlm.
nih.gov); Abstract e keywords correspondentes ao Resumo
e às palavras-chave; Introdução (justificativa do trabalho
e objetivo); Material e Métodos; Resultados; Discussão;
Conclusão; Agradecimentos, quando houver; Referências;
Figuras e Tabelas (com as respectivas legendas). Os artigos
podem ser redigidos em português, espanhol ou inglês.
Cada original deve ser precedido de uma folha de
rosto, apresentar o título do trabalho em português e em
inglês, nomes completos dos autores sem abreviaturas,
nome da instituição onde o trabalho foi desenvolvido, titulação dos autores, afiliação institucional dos autores.
Indicar o nome, endereço, telefone, fax e e-mail do autor
responsável pela correspondência. Título resumido para
impressão no cabeçalho de cada página (running title). O
título do artigo deve reaparecer na página seguinte, juntamente com o resumo. O artigo deve ser estruturado em
sessões hierárquicas, não excedendo três níveis de cabeçalhos sem numeração. Trabalhos envolvendo experimentos com seres humanos ou animais devem citar o parecer
favorável de um Comitê de Ética.
Figuras e Tabelas
O uso de cores é permitido na versão eletrônica. Gráficos
e figuras devem ter fundo branco, evitando-se o emprego
de caracteres pequenos (tamanho mínimo = 9), de difícil
leitura após a eventual redução para visualização. Também
deve ser evitado o emprego de molduras. As tabelas devem
ser simples, sem linhas excessivas, com a indicação clara
de cada variável envolvida e a respectiva unidade. Tabelas e
figuras devem ser citadas no corpo do texto e enviadas ao
final do artigo. As legendas das figuras devem ser inseridas
abaixo delas e os títulos das tabelas, acima delas.
Equações
Deverão ser numeradas sequencialmente, com os números entre parênteses e justificados à direita:
A(t) = A0e-lt(1)
As unidades do Sistema Internacional de Unidades (SI)
devem ser utilizadas para todas as grandezas no texto,
nas figuras e nas tabelas.
Referências
As referências devem ser formatadas no estilo
Vancouver, numeradas no texto em ordem de citação,
usando algarismos arábicos sobrescritos1. Devem ser
listadas nesta mesma ordem na última seção do artigo.
As abreviaturas utilizadas para os periódicos citados nas
referências devem seguir o padrão da base de dados
PubMed. Para referências com dois ou mais autores, citar
até seis nomes (seguidos da expressão et al. se o trabalho
possuir mais de 6 autores)2. Para citar artigos de periódicos1,2, livros3, eventos4, relatórios técnicos5, dissertações e
teses6, página na internet7, consulte o artigo8.
1. Heshmati HM, Hofbauer LC. Multiple endocrine neoplasia type 2. Eur J Endocrinol. 1997;137(6):572-8.
2. Krummer SC, Giulkiani ER, Susin LO, Folleto JL, Lermen
NR, Wu VY, et al. Evolução do padrão de aleitamento
materno. Rev Saúde Pública. 2000;34(2):143-8.
3. Naisman HA, Kerr GR. Fetal growth and development.
New York: Mc Graw-Hill; 1970.
4.Kimura J, Shibasaki H, editors. Recent advances in clinical neurophysiology. Proceedings of the
10th International Congress of EMG and Clinical
Neurophysiology; 1995; Kyoto; Japan. Amsterdam:
Elsevier; 1996.
5. Instituto da Criança. Hospital das Clínicas. Faculdade
de Medicina da Universidade de São Paulo. Relatório
Anual de atividades, 1993. São Paulo; 1994.
6. Carneiro MS. A imunidade mediada pelo linfócito T
na asma brônquica. [Tese de Doutorado]. São Paulo:
Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo;
1978.
7.Cancer-Pain.org [homepage on the Internet]. New
York: Association of Cancer Online Resources, Inc.;
c2000-01 [cited 2002 Jul 9]. Available from: http://
www.cancer-pain.org/
8. International Committee of Medical Journal Editors.
Uniform requirements for manuscripts submitted to
biomedical journals. N Engl J Med. 1997;336:309-16.
Envio dos manuscritos
Os manuscritos devem ser submetidos eletronicamente pelo site da revista (www.abfm.org.br/rbfm). Para tanto,
o autor principal deve se cadastrar e fornecer números
de telefone, fax e endereço eletrônico para contato. Os
autores devem indicar a seção que julgarem mais apropriada ao seu artigo, de acordo com a classificação dada
a seguir:
• Artigos de Revisão e Tutoriais;
• Artigos Originais;
• Comunicações Técnicas;
• Cartas ao Editor;
• Resenhas de Teses;
• Resenhas de livros técnicos e científicos.
O recebimento do trabalho será prontamente confirmado por comunicação eletrônica. A partir daí, todas as
informações serão transmitidas desta forma. Os manuscritos que não estiverem de acordo com as normas serão
devolvidos aos autores.
III

Expediente

Transcrição

Documentos relacionados

Tomate - 5a aproximacao 03

T3 – LIOTIRONINA

drogas vasoativas - Hospital São Luiz

HEMORRAGIA DIGESTIVA ALTA VARICOSA

Jornal 03

Dor aguda

carta de drinks

Anestésicos locais

Doença de Kawasaki

LICOR DE PIMENTA `SPICY CHILI` 8710625600401