Expediente

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Expediente

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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
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Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da
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Walter Siqueira Paes
Serviço de Engenharia de Segurança e Medicina do
Trabalho da Universidade de São Paulo (USP)
Sumário
Editorial
1
Radiological emergencies and the medical physicist
William R. Hendee
Artigos Originais
3
Avaliação das ferramentas de controle da qualidade para pacientes submetidos ao IMRT
Evaluation of quality control tools for patients submitted to IMRT
Milton Lavor, Laura N. Rodrigues e Marco A. Silva
9
Caracterização dosimétrica de um detector matricial bidimensional comercial
Dosimetric characterization of a commercial two-dimensional array detector
Bruno L. Gialluisi, Gabriela R. dos Santos, Camila P. de Sales, Guilherme R. A. Resende, Angela B. Habitzreuter e Laura N. Rodrigues
15
Utilização do Software 3DVH como método complementar de avaliação de pré-tratamento
de IMRT
Use of the 3DVH Software as a complementary method of IMRT pretreatment evaluation
Jessé G. P. Lyra, Fábio F. Bruning, Melissa Funchal, Hugo V. Toledo, Pricila Bornatto e Tatiane C. O. Fernandes
19
Análise quantitativa dos resultados de testes de controle de qualidade em aceleradores
lineares usados em radioterapia
Quantitative analysis of results of quality control tests in linear accelerators used in radiotherapy
Bruno M. Pássaro, Heber S. Videira e Laura N. Rodrigues,
25
Verificação da eficácia da blindagem de água borada construída para um acelerador
cíclotron do tipo autoblindado
Verification of effectiveness of borated water shield for a cyclotron type self-shielded
Heber S. Videira,, Bruno M. Pássaro, Guilherme M. Burkhardt, Ronielly S. Santos, Julia A. Gonzalez, Josefina Santos, Maria I. C. C. Guimarães e Marcelo K. Lenzi
Resenha de Dissertação
31
Gel Dosímetro tipo Bang-1: aplicação em planejamentos de tratamento por radioterapia
e avaliação qualitativa através de imagens obtidas em ressonância magnética
Gel Dosimeter type Bang-1: application in treatment planning for radiotherapy and qualitative evaluation
obtained through magnetic resonance imaging
João H. Hamann e Carlos M. G. S. Cruz
Associação Brasileira de Física Médica®
Editorial
Revista Brasileira de Física Médica.2013;7(1):1-2.
Radiological emergencies and the
medical physicist
The widespread damage and loss of life caused by the March 11th earthquake-generated tsunami in Japan, and the
resulting emergency at the Fukushima – Daiichi nuclear power facility, raise once again the question of the role of
knowledgeable civilians in responding to public health emergencies. In the case of a radiological emergency, medical
physicists are among the more knowledgeable individuals in the private sector with regard to several relevant issues
including radiation exposures and risks, radioactive contamination, and the fear of radiation that makes management
of a radiological emergency so difficult. The challenges for medical physicists are to know the consequences of radiation exposure and radioactive contamination, to separate fantasy from fact in dealing with these consequences, and
to address the consequences in a manner that instills confidence rather than fear in those who are less knowledgeable. All medical physicists should be knowledgeable about radiological emergencies and prepared to respond to an
emergency if one occurs in their vicinity.
Four types of radiological emergency would potentially expose a large number of people to high amounts of radiation and require an emergency response that involves medical physicists. These types of events are: (1) the detonation of a nuclear weapon or improvised nuclear device, with an impact on the order of the Hiroshima and
Nagasaki nuclear bombs, or possibly larger; (2) a crisis at a nuclear power plant, including a possible core meltdown and the release of radioactive contamination, such as is possible at the Fukushima - Daiichi nuclear complex;
(3) activation of an explosive radiological dispersal device, sometimes termed a “dirty bomb”; and (4) placement of
a hidden radioactive source in a highly-populated area where many people could be exposed to substantial doses
of radiation. Somewhat less threatening but still of major concern is a transportation accident involving a cargo with
high levels of radioactivity. One or more of these events is conceivable anywhere in the world. In the case of one
occur, medical physicists in the vicinity will be recruited as experts in the management of the after-effects of the
event, including the possible exposure of many individuals to radiation and/or radioactive contamination. The question every medical physicist should ask is: “How prepared am I to respond if called upon to help in the management
of a radiological emergency?”.
There are several information sources that a medical physicist can access to expand his/her preparedness for a
radiological emergency. A good place to start is a recent article published in Radiology entitled “Medical response
to a radiological emergency: a primer for medical and public health practitioners”1. This article has been posted for
unrestricted access on Radiology’s home page2. In addition to an extensive reference list, the article has a section
entitled “Additional radiological emergency response information and resources”. This article is not sufficient to
prepare a medical physicist completely to respond to a radiological emergency, but it is a good introduction or
refresher to what the physicist needs to know. Several other excellent sources of information exists, including publications of the International Atomic Energy Agency3. Organizations such as the American Association of Physicists
in Medicine may wish to offer educational sessions at their annual meetings on preparing medical physicists to
respond to radiological emergencies.
In the United States, an excellent education and training resource for learning how to respond to public health emergencies, including radiological events, is the Medical Reserve Corps (MRC)4. The MRC is a volunteer organization that
is sponsored by the Office of the US Surgeon General (OSG) and it states that its mission “is to engage volunteers to
strengthen public health, emergency response and community resiliency”. MRC regional units are community-based
and provide a way to locally organize and act with volunteers who donate their time and expertise to prepare for and
respond to emergencies, including radiological events. MRC volunteers supplement existing emergency and public
health resources, and include physicians, nurses, pharmacists, dentists, veterinarians and epidemiologists, among
others. A few medical physicists participate in the MRC, but many more are needed. Individuals participating in the
MRC receive extensive training in emergency response and are credentialed to help mount an effective response to
a public health emergency. The training includes not only on-site immediate and triaging activities, but also efficient
1
Hendee, WR
management of victims during transport and initial medical care. Volunteers participate in training exercises and response planning for public health emergencies of various types. Some other countries may have similar opportunities
for volunteers concerned about public health emergencies.
Medical physicists are committed to maintaining the safety of patients in their facilities, but their responsibilities extend
beyond their facilities and into their communities. For the latter, knowledge of the challenges of a radiological emergency
and how to respond to them is an essential component of the medical physicist’s knowledge and training.
Acknowledgements
The author thanks Drs. Andrew Karellas, David Rogers and Anthony Wolbarst for their helpful comments.
William R. Hendee
Editor of the Medical Physics Journal
(Published in Med Phys. 2011;38(5):2311 - Authorized by personal communication)
References
1. Wolbarst AB, Wiley AL, Jr, Nemhauser JB, Christensen DM, Hendee WR. Medical response to a major radiologic emergency: A primer for medical and public health
practitioners. Radiology. 2010;254(3):660-77.
2. Radiology [homepage on the Internet]. [cited 2011 March 28]. Available from: http://radiology.rsna.org
3. International Atomic Energy Agency [homepage on the Internet]. [cited 2011 March 28]. Available from: http://www.iaea.org
4. Medical Reserve Corps [homepage on the Internet]. [cited 2011 March 28]. Available from: http://www.medicalreservecorps.gov
2
Artigo Original
Avaliação das ferramentas de controle da
qualidade para pacientes submetidos ao IMRT
Evaluation of quality control tools for
patients submitted to IMRT
Milton Lavor, Laura N. Rodrigues e Marco A. Silva
Serviço de Radioterapia do Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da
Universidade de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil.
Resumo
Atualmente, a radioterapia de intensidade modulada (IMRT) está sendo implementada em um número crescente de centros no Brasil.
Consequentemente, muitas instituições apresentam dificuldade em executar um programa de controle da qualidade antes e durante a execução do
IMRT na prática clínica. Este trabalho propõe uma metodologia de controle da qualidade e apresenta os resultados e avaliações dos dados obtidos
a partir da metodologia proposta. Uma câmara de ionização e um detector bidimensional foram utilizados para avaliar a dose absoluta total de
todos os campos de um planejamento de IMRT. A distribuição de dose relativa total de todos os campos foi medida com filmes radiocrômicos e um
detector bidimensional em um objeto simulador. Uma comparação entre as distribuições de dose medidas e calculadas foi realizada usando o método
do valor gama, avaliando o percentual de pontos que satisfazem os critérios de diferença dose de ±3% e distância de concordância de ±3 mm.
Com o resultado e análise da dosimetria absoluta de 113 feixes de IMRT medidos com uma câmara de ionização e 81 feixes usando o detector
bidimensional, foi proposto um nível de ação de cerca de ±5% em relação ao sistema de planejamento e de tratamento para a verificação da dose
em um único ponto na região de baixo gradiente de dose. A análise das medições com o detector bidimensional mostrou que o valor da função
gama foi <1 para 97,7% dos dados e para o filme o valor da função gama foi <1 para 96,6% dos dados. Com este trabalho, pode-se estabelecer
os níveis de ação requeridos para o programa de controle da qualidade proposto e implementado no Serviço de Radioterapia - Hospital das Clínicas
de São Paulo que permite uma entrega exata de dose em IMRT sliding-window com um colimador micro multilâminas.
Palavras-chave: radioterapia de intensidade modulada, dosimetria, controle de qualidade.
Abstract
Intensity modulated radiation therapy (IMRT) is currently being implemented in a rapidly growing number of centers in Brazil. As consequence many
institutions are now facing the problem of performing a comprehensive quality control program before and during the implementation of IMRT in the
clinical practice. This paper proposes a methodology for quality control and presents the results and evaluations of the data obtained from the proposed
methodology. Ionization chamber and two-dimensional array detector were performed in IMRT treatment planning in order to assess the absolute value
of the total dose of all fields. The relative total dose distribution of all fields was measured with a radiochromic ﬁlm and a two-dimensional array in a
phantom. A comparison between measured and calculated dose distributions was performed using the gamma-index method, assessing the percentage
of points that meet the criteria of ±3% dose difference and ±3mm distance to agreement. As a result and review of 113 tested IMRT beams using
ionization chamber and 81 using two-dimensional array, the proposal was to take an action level of about ±5% compared to the treatment planning
systems and measurements, for the verification of the dose in a single point at the low gradient dose region. Analysis of the two-dimensional array
measurements showed that the gamma value was <1 for 97.7% of the data and for the film the gamma value was <1 for 96.6% of the data. This work
can establish action levels required for quality control program proposed and implemented in the Department of Radiotherapy - Hospital das Clinicas in
Sao Paulo that allows an accurate delivery of dose in “sliding-window” IMRT with micro multileaf collimator.
Keywords: radiotherapy, intensity-modulated, dosimetry, quality control.
Introdução
A técnica de radioterapia de intensidade modulada (IMRT)
é uma evolução da radioterapia conformacional tridimensional (3D-CRT) por ser capaz de modular o feixe de tratamento, oferecendo assim uma intensidade maior de dose
na área de interesse e poupando áreas onde esta intensidade não é desejada; ou seja, próxima aos órgãos de risco.
Com isto, consegue-se irradiar tumores bastante irregulares e, sobretudo, côncavos, sem causar excessiva exposição à radiação dos tecidos normais adjacentes. Existem
dois métodos para a entrega de IMRT: o modo dinâmico
Autor correspondente: Milton Lavor – Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – Radioterapia – Avenida Doutor Eneas
de Carvalho Aguiar, 255 – CEP: 05403-001 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
3
Lavor M, Rodrigues LN, Silva MA
“sliding-window”; e o modo estático step-and-shoot, utilizando colimador multilâminas (MLC)1-3.
Devido à maior complexidade da técnica de IMRT, sua
aplicação clínica requer um controle de qualidade específico para cada paciente submetido a este tratamento.
Após a aprovação do plano de tratamento, o mesmo deve
ser verificado por um controle de qualidade, no qual são
verificadas as distribuições de doses que deverão ser administradas ao paciente4-6.
O valor gama4 permite a comparação de uma distribuição de dose absorvida calculada com a distribuição de dose
absorvida medida a partir de uma avaliação de quão perto
a distribuição calculada corresponde com a distribuição
medida. O valor gama aumenta com o aumento da distância de concordância e da diferença de dose entre os valores
medidos e calculados. Pode-se imaginar um plano de pontos calculados (rc) que também contém pontos medidos
(rm), no qual é plotada uma superfície de diferença dose absorvida δ(rm,rc)4. A Figura 1 apresenta um elipsóide centrado
em rm, com eixo de maior comprimento em distância de
concordância (∆dM) e menor em diferença de dose (∆DM),
em que o valor gama (P) <1 de acordo com a equação ao
lado. Se o ponto se enquadra no critério da elipse (resultado
da equação menor que 1), ele é “aprovado”7,8.
Este trabalho tem por objetivo propor e avaliar uma
metodologia para o controle da qualidade do tratamento a
ser posteriormente aplicado no paciente. Também foram
estabelecidos os níveis de ação requeridos baseados nos
δ(rm,rc )
∆DM
Pass


Eixo de
diferença
de dose
Eixo de
r 2 (r ,r ) δ2 (rm,rc )
diferença de P (rm,rc ) =  m 2c +
 ∆d M ∆D 2M
concordância
r (rm,rc )
1/2
∆dM
Figura 1. Elipsóide e equação do valor gama que descreve um
espaço ortogonal definido por uma dimensão de distância de
concordância e uma dimensão de diferença dose4.
água sólida 1,0 cm
limites estabelecidos pelo programa de controle de qualidade proposto, avaliadas as ferramentas dosimétricas
mais adequadas para este fim e investigados os fatores
que possam influenciar o controle da qualidade de acordo
com ESTRO Booklet Nº 93 e ICRU Report 831.
Materiais e Métodos
Para a obtenção dos dados apresentados, foi utilizado o
Acelerador Linear Varian 6EX com colimador micro MLC
m3 BrainLab do Serviço de Radioterapia do Hospital das
Clínicas de São Paulo.
Este trabalho propõe uma metodologia para o controle
de qualidade individual, que é realizado em cinco etapas:
1. Aquisição das imagens tomográficas do sistema dosimétrico (composto por câmara de ionização CC01,
detector matricial 2D I´mRT Matrixx, filme radiocrômico
GAFCHROMIC e placas de água sólida RW3), exportação das fluências de cada campo para o objeto simulador e cálculo das curvas de isodoses. Deve-se verificar
se a câmara está em uma região de baixo gradiente de
dose. Esta etapa ocorre no sistema de planejamento
iPlan 4.1 e fornece assim os dados calculados;
2. Transferência dos dados calculados para o sistema
de análise dosimétrica comparativa OmniPro IMRT e
transferência do plano de tratamento para o sistema
de gerenciamento MOSAIQ que executa o tratamento
no sistema dosimétrico de três possíveis configurações para medidas, mostradas na Figura 2;
3. Dosimetria absoluta com câmara de ionização ou detector matricial 2D (sistema relativo de medida calibrado a
partir de um “setup” com campo 10x10 cm2, posicionado no raio central, profundidade de 6,0 cm, distância
foco superfície do detector de 99,7 cm e 100 UM) que
fornece os dados medidos de dose absoluta total;
4. Dosimetria relativa com detector matricial 2D ou filme
radiocrômico que fornece os dados medidos de distribuição de dose relativa total. Para a avaliação da dosimetria relativa, os filmes devem ser digitalizados sem
processamento de imagens e exportados para o software OmniPro IMRT, onde é feita análise dosimétrica;
Câmara de ionização
Filme radiocrômico
Câmara de ionização
Detector matricial 2D
Figura 2. Configurações de medida para dosimetria relativa e absoluta.
4
Detector matricial 2D
[mm] Y
50,0
40,0
30,0
20,0
10,0
0,0
-10,0
-20,0
-30,0
-40,0
-40,0 -20,0
A
[mm] Y
100% = 311,7 cGy
0,0 20,0
40,0
[mm] X
100% = 218,197 cGy
40,0
30,0
20,0
10,0
0,0
-10,0
-20,0
-30,0
-40,0
C
[%] Signal
120,0
110,0
100,0
90,0
80,0
70,0
60,0
50,0
40,0
30,0
20,0
10,0
0,0
-40,0 -30,0 -20,0 -10,0 0,0 10,0 20,0 30,0 40,0 50,0
B
[mm] X
[mm] Y
40,0
30,0
20,0
10,0
0,0
-10,0
-20,0
-30,0
-40,0
-40,0 -20,0
0,0
20,0
40,0
[mm] X
D
-40,0 -20,0
0,0
20,0
40,0
[mm] X
Figura 3. Software OmniPro IMRT utilizado para a verificação dosimétrica. (A) Visualização da distribuição de dose calculada pelo
sistema de planejamento. (B) Visualização da distribuição de dose medida no detector bidimensional. (C) Comparação por sobreposição
do perfil de dose calculado pelo sistema de planejamento e do medido pelo detector bidimensional. (D) Análise gama comparando a
distribuição de dose calculada com a distribuição de dose medida.
Dosimetria Absoluta CI x Matrixx
Desvios percentuais entre os
valores medidos e calculados
5. Análise dos resultados dosimétricos calculados e medidos pelo método do valor gama, empregando diferença de dose de ±3% e distância de concordância de
±3 mm como critérios de aceitação, valores que estão
de acordo com os propostos pelo ICRU Report 831.
O software OmniPro IMRT, apresentado na Figura 3,
permite importar e intercomparar as distribuições de
doses calculadas no sistema de planejamento com as
distribuições de dose medidas em filmes ou no detector dosimétrico 2D Matrixx através do método gama.
40,00
35,00
25,00
20,00
15,00
10,00
5,00
0,00
-5,00
-10,00
-15,00
-20,00
1
21
Matrixx
Resultados
Foram avaliados 113 controles da qualidade usando a
câmara CC01 (volume de 0,01 cm3), em que 92% dos
casos apresentaram desvio percentual de dose absoluta total menor que ±5% em relação ao valor calculado.
Também foram analisados 81 controles da qualidade
usando o detector matricial 2D Matrixx, em que 79% dos
casos apresentaram desvio percentual de dose absoluta total menor que ±5% em relação ao valor calculado.
A Figura 4 apresenta os resultados obtidos na comparação
31
41
51
61
Controles de Qualidade
CI
CI: Câmara de Ionização.
Figura 4. Comparação dos desvios percentuais entre os valores
medidos e os valores calculados para medidas absolutas com
câmara de ionização CC01 e com detector 2D Matrixx.
de 67 controles da qualidade medidos com câmara de ionização CC01 e com detector 2D Matrixx.
Quatro pontos apresentaram desvios percentuais
maiores que 10%. Estes grandes desvios ocorreram devido a falhas no posicionamento do Matrixx durante as
configurações dosimétricas ou devido a problemas de
5
interpolação entre as câmaras do detector. Estas medidas também foram analisadas com câmara de ionização e
apresentaram desvio percentual aceitável.
Para avaliar a dosimetria relativa, 81 controles de qualidade foram realizados com o detector 2D Matrixx. No cálculo do valor gama, 87,7% destes controles apresentaram
95% dos pontos entre 0,00 a 1,00 (P>1 com 0 a 5%). No
cálculo do valor gama utilizando filme radiocrômico, que
foi feito para 43 controles da qualidade (28 com filme EBT
e 15 com filme EBT2), 81,4% dos controles apresentaram
95% dos pontos entre 0,00 a 1,00 (P>1 com 0 a 5%).
Dados apresentados respectivamente pela Figura 5.
Na dosimetria relativa com filme, quatro pontos apresentaram valores inferiores a 90%. Estas diferenças ocorreram devido a falhas no posicionamento do filme durante
as configurações dosimétricas, indicando discordância
entre as distribuições de doses que foram avaliadas em
duas dimensões pelo método do valor gama. Todas as
medidas que apresentaram baixa percentagem foram refeitas e apresentaram valores aceitáveis.
Dosimetria Relativa com Filme
(ìndice Gama)
Percentual de pontos com P<1
Percentual de pontos com P<1
Dosimetria Relativa com Matrixx
(ìndice Gama)
100
99
98
97
96
95
94
93
92
91
90
89
88
87
86
85
84
1
11
21
31
41
51
61
Para avaliar a influência do volume alvo de planejamento (PTV), 113 controles de qualidade foram separados em
cinco grupos e comparados em diferença de dose absoluta
e valor gama (porcentagem de P<1). O primeiro grupo incluiu PTVs com volumes menores que 20 cm3, o segundo
grupo incluiu PTVs de 20 a 50 cm3, o terceiro grupo incluiu PTVs de 50 a 100 cm3, o quarto grupo incluiu PTVs de
100 a 150 cm3 e o quinto grupo incluiu PTVs maiores que
150 cm3. Os resultados são mostrados nas Tabelas 1 e 2.
Para analisar a importância do número de campos
de tratamento, 128 controles da qualidade incluindo 747
campos foram separados em três grupos e comparados
em diferença de dose absoluta e valor gama (porcentagem
de P<1). O primeiro grupo incluiu controles de qualidade
com até 5 campos, o segundo com 6 campos e o terceiro
com entre 7 e 10 campos. Os resultados são mostrados
nas Tabelas 3 e 4.
Para estimar a influência do número de segmentos, 128 controles da qualidade, incluindo um total de
30.326 segmentos, foram separados em quatro grupos e
71
100
99
98
97
96
95
94
93
92
91
90
89
88
87
86
85
84
81
1
11
21
31
41
Figura 5. Percentual de pontos com P<1 para medidas relativas com detector 2D Matrixx e filme radiocrômico.
Tabela 1. Comparação da dosimetria absoluta (diferença de dose) em diferentes volumes de alvos de planejamento.
Grupo
n
PTV < 20 cm3
20 cm3 ≤ PTV < 50 cm3
50 cm3 ≤ PTV < 100 cm3
100 cm3 ≤ PTV < 150 cm3
PVT > 150 cm3
29
25
29
16
14
Média do volume
(cm3)
7,61
34,97
73,76
118,72
215,47
Média da diferença
de dose (%)
1,62
2,28
2,44
3,23
3,49
σ
(%)
1,13
1,73
1,81
2,37
2,91
Máximo diferença
de dose (%)
4,03
7,37
6,31
9,62
12,08
Mínimo diferença
de dose (%)
0,12
0,08
0,00
0,48
0,67
Tabela 2. Comparação da dosimetria relativa (valor gama) em diferentes volumes de alvos de planejamento.
6
Grupo
n
PTV < 20 cm3
20 cm3 ≤ PTV < 50 cm3
50 cm3 ≤ PTV < 100 cm3
100 cm3 ≤ PTV < 150 cm3
PVT > 150 cm3
29
25
29
16
14
Média do volume
(cm3)
7,61
34,97
73,76
118,72
215,47
Média Γ<1
(%)
99,06
96,63
97,18
96,75
95,45
σ
(%)
1,50
2,15
2,35
1,87
4,65
Máximo Γ<1
(%)
100,00
100,00
100,0
100
99,54
Mínimo Γ<1
(%)
94,22
89,17
88,14
92,57
84,73
comparados em diferença de dose absoluta e valor gama
(porcentagem de P<1). O primeiro grupo incluiu controles
da qualidade com até 30 segmentos por campo, o segundo com entre 30 e 40 segmentos por campo, o terceiro
com entre 40 e 60 segmentos por campo e o quarto com
60 ou mais segmentos por campo. Os resultados são
mostrados nas Tabelas 5 e 6.
Analisando os dados obtidos, o controle da qualidade
de campos com menores volumes (PTV<20 cm3) apresentam os melhores resultados de média e desvio padrão,
tanto na dosimetria absoluta quanto na relativa, devido à
menor complexidade dos planejamentos com menores
volumes que englobam regiões com menos heterogeneidades e não invadem excessivamente os órgãos de risco.
O número de campos não influencia significativamente
o resultado final do controle da qualidade e os planejamentos com entre 40 e 60 segmentos por campo apresentam os melhores resultados de dosimetria absoluta e
relativa, devido, possivelmente, a características mecânicas específicas do sistema MLC utilizado.
Discussão e Conclusões
A dosimetria absoluta realizada com câmara de ionização
CC01 apresentou melhores resultados que a com Matrixx,
resultados mostrados na Figura 4. A verificação da dose
absoluta medida com Matrixx gera um desvio maior em volumes pequenos irradiados, pois utiliza uma relação entre
as quatro câmaras centrais, não tendo uma câmara no raio
central. A dosimetria relativa feita com Matrixx apresentou
melhores resultados que a realizada com filme e, também, a
dosimetria com Matrixx tem a vantagem de não necessitar
a digitalização do filme e a execução da curva de calibração, fatores que contribuem para o aumento dos desvios
nas medidas feitas com filme. Além disso, no filme existe
um “gap” de ar existente entre o filme e as placas de água
sólida (mesmo sendo menor que um milímetro em uma
configuração de medida bem posicionada, este “gap” contribui para o aumento dos desvios).
Em relação à influência do PTV no resultado dos controles de qualidade, medidas feitas para campos com
volumes menores (PTV<20 cm3) apresentam os melhores resultados de dosimetria absoluta e relativa, devido à
menor complexidade dos planejamentos com pequenos
PTVs. Esses dados demonstram que os planejamentos e
as execuções dos tratamentos para campos relativamente
pequenos no Hospital das Clínicas de São Paulo têm elevada exatidão e precisão. O número de campos não apresentou influência significativa no controle da qualidade.
Os dados que consideram os números de segmentos
por campos, de uma forma geral para volumes de PTVs
Tabela 3. Comparação da dosimetria absoluta (diferença de dose) em diferentes números de campos.
Grupo (campos)
n
Média no de campos
1a5
6
7 a 10
63
32
33
4,95
6
7,36
de dose (%)
2,16
2,38
2,96
σ
(%)
1,84
1,57
1,67
Máximo diferença
de dose (%)
9,62
5,18
7,37
Mínimo diferença de
dose (%)
0,08
0,00
0,10
Tabela 4. Comparação da dosimetria relativa (valor gama) em diferentes números de campos.
Grupo
n
Média no de campos
1 a 5 campos
6 campos
7 a 10 campos
63
32
33
4,95
6
7,36
Média Γ<1
(%)
97,35
98,20
96,17
σ
(%)
3,02
1,73
2,97
Máximo Γ<1
(%)
100,00
100,00
100,00
Mínimo Γ<1
(%)
84,73
94,68
86,09
Tabela 5. Comparação da dosimetria absoluta (diferença de dose) para diferentes números de segmentos.
Grupo
(segmentos por campo)
1 a 30
30 a 40
40 a 60
60 ou mais
n
22
49
40
17
Média do no de
segmentos por campo
de dose (%)
23,58
2,75
32,54
2,43
48,43
1,99
63,34
3,00
σ
(%)
2,31
1,77
1,30
1,65
Máximo diferença
de dose (%)
9,62
7,37
5,15
5,64
Mínimo diferença de
dose (%)
0,00
0,08
0,12
0,17
Tabela 6. Comparação da dosimetria relativa (valor gama) para diferentes números de segmentos.
Grupo
(segmentos por campo)
1 a 30
30 a 40
40 a 60
60 ou mais
n
22
49
40
17
Média do no de
segmentos por campo
23,58
32,54
48,43
63,34
Média Γ<1
(%)
97,18
97,17
97,99
96,18
σ
(%)
2,00
3,00
2,58
3,29
Máximo Γ<1
(%)
99,96
100,00
100,00
100,00
Mínimo Γ<1
(%)
92,57
84,73
88,14
86,09
7
variados, indicam melhores resultados com planejamentos com 40 a 60 segmentos por campo.
Ao levar em conta os níveis de ação dos testes para
verificação de IMRT apresentados pelo ESTRO Booklet
Nº 93, a precisão dos procedimentos de medida, a carga
de trabalho, a capacidade de detectar áreas problemáticas
na distribuição de dose e os dados dos controles da qualidade analisados, foram estabelecidos os níveis de ação
requeridos para o programa de controle da qualidade
proposto e implementado no Serviço de Radioterapia do
Hospital das Clínicas de São Paulo que é de ±5% na dose
absoluta total (dosimetria absoluta) e histograma gama
com 95% dos pontos com P≤1 para desvios de 3 mm
e 3% (dosimetria relativa). Esses valores estão de acordo
com os propostos pelo ICRU Report 831. A análise feita
neste trabalho só é válida para um sistema micro MLC
como colimador terciário.
Referências
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Recording and Reporting Photon Beam IMRT. ICRU Report 83. 2010.
8
2. Mell LK, Mehrotra AK, Mundt AJ. Intensity-modulated radiation therapy use
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3. European Society for Therapeutic Radiology and Oncology. European
Guidelines for Quality Assurance in Radiotherapy, Guidelines for the
Verification of IMRT. ESTRO Booklet Nº 9. Edited by Ben Mijnheer and
Dietmar Georg, Brussels. 2008.
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system. Radiother Oncol. 1998;49:305-16.
5. Wiezorek T, Banz N, Schwedas M, Scheithauer M, Salz H, Georg D,
Wendt TG. Dosimetric quality assurance for intensity-modulated
radiotherapy feasibility study for a filmless approach. Strahlenther Onkol.
2005;181:468-74.
6. Winkler P, Zurl B, Guss H, Kindl P, Stuecklschweiger G. Performance
analysis of a film dosimetric quality assurance procedure for IMRT with
regard to the employment of quantitative evaluation methods. Phys Med
Biol. 2005;50:643-54.
7. Donovan EM, Bleackley NJ, Evans PM, Reise SF, Yarnold JR. Dose–
position and dose–volume histogram analysis of standard wedged and
intensity modulated treatments in breast radiotherapy. Br J Radiol.
2002;75:967-73.
8. Donovan E, Bleakley N, Denholm E, Evans P, Gothard L, Hanson J, et
al. Randomised trial of standard 2D radiotherapy (RT) versus intensity
modulated radiotherapy (IMRT) in patients prescribed breast radiotherapy.
Radiother Oncol. 2007;82:254-64.
Artigo Original
Caracterização dosimétrica de um detector
matricial bidimensional comercial
Dosimetric characterization of a commercial
two-dimensional array detector
Bruno L. Gialluisi, Gabriela R. dos Santos, Camila P. de Sales, Guilherme R. A. Resende,
Angela B. Habitzreuter e Laura N. Rodrigues
Serviço de Radioterapia do Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da
Universidade de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil.
Resumo
Este artigo investigou o desempenho e as características dosimétricas de um detector matricial disponível comercialmente. O detector usado foi
I´mRT MatriXXTM que é um dispositivo bidimensional usado em radioterapia na verificação de planos complexos. O dispositivo de 1.020 câmaras de
ionização de placas paralelas dispostas em uma matriz de 32x32. A linearidade com a dose foi estudada e a resposta do dispositivo foi linear dentro
do intervalo de 5 a 1000 UM (R² = 1). A dependência com a taxa de dose mostrou uma discrepância máxima de 0,62% comparativamente com
as leituras para 320 cGy/min. A estabilidade do detector foi testada em função de irradiações repetidas. Os fatores campo (output) obtiveram boa
concordância com medidas feitas com uma câmara Farmer dentro de um desvio médio de 1,54%. O ponto efetivo de medida foi determinado e a lei
do inverso do quadrado da distância também foi verificada com uma diferença percentual menor que 3%. Os resultados mostram que este detector
pode ser usado para controle de qualidade, diminuindo o tempo empregado na verificação dosimétrica de campos de radiação.
Palavras-chave: dosimetria, equipamentos e provisões para radiação, controle de qualidade, radioterapia de intensidade modulada.
Abstract
This paper investigates the dosimetric characteristics and performance of an array detector commercially available. The device is the I´mRT MatriXXTM
which is a two-dimensional detector array used in the verification of complex radiotherapy plans. It consists of 1,020 parallel plate ion chamber
arranged in a 32x32 grid. Dose linearity was studied and its response was linear within the range of 5 to 1000 MU (R² = 1). Dose rate dependence
showed a maximum deviation of 0,62% comparatively with readings to 320 cGy/min. The detector stability was verified through repeated irradiations.
Output factors matched well with measurements made with a Farmer chamber with an average deviation of 1,54%. The detector´s effective point of
measurement was determined and the inverse square law was also verified with a percentage deviation smaller than 3%. The results show that this
detector can be used for quality control in IMRT thus reducing the time spent in the dosimetric verification of radiation fields.
Keywords: dosimetry, radiation equipment and supplies, quality control, radiotherapy, intensity-modulated.
Introdução
Com a implementação de técnicas cada vez mais complexas como a Radioterapia de Intensidade Modulada
(IMRT), que permite uma alta conformidade de dose no
tumor a ser tratado ao mesmo tempo em que limita dose
em tecidos e órgãos sadios, surge a necessidade de procedimentos de verificação precisa de valores de dose e da
garantia de qualidade dos tratamentos.
O controle de qualidade consiste basicamente em
comparar as distribuições planares de doses medidas
com aquelas geradas por um sistema de planejamento, e
a dose absoluta1.
O filme dosimétrico foi um dispositivo bastante utilizado
para realização de controle de qualidade de IMRT, possibilitando a verificação tanto da fluência, quanto da dose absorvida1. Este dosímetro possui uma alta resolução espacial.
No entanto, a manipulação dos mesmos exige calibração,
além de revelação e digitalização para análise quantitativa, o
que consome uma parcela de tempo considerável1.
Atualmente, existem muitas opções disponíveis para
avaliar distribuições bidimensionais de dose, entre eles:
Electronic Portal Imaging Devices (EPIDs), que foram avaliados para dosimetria em IMRT por Warketin et al.2; bem
como matrizes de câmeras de ionização, que também
foram estudadas para essa finalidade por Stasi et al.3,4 e
Autor correspondente: Bruno de Loos Gialluisi – Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo –
Avenida Doutor Enéas de Carvalho Aguiar s/nº, Cerqueira César – CEP: 05403-900 – São Paulo (SP), Brasil – E-mail: [email protected]
9
Gialluisi BL, Santos GR, Sales CP, Resende GRA, Habitzreuter AB, Rodrigues LN
Martens et al.5, que atentaram para as dimensões individuais dos detectores elementares quando da dosimetria em
regiões de alto gradiente de dose ou campos pequenos.
Sistemas matriciais de câmaras de ionização possuem
pior resolução espacial que EPIDs. Porém, conforme atesta Spezi et al.6, há boa concordância com filmes quando
se avaliam planos de tratamento.
Ainda dentre as opções comerciais para avaliação de
planejamentos de IMRT, podemos citar o MapCHECK,
que é um detector planar de diodos (Sun Nuclear Corp,
Melbourne, FL, EUA), o MatriXX (Scanditronix Wellhofer,
Alemanha) e o seven29 (PTW, Freiburg, Alemanha) que
são constituídos por câmaras de ionização.
Létourneau et al.7 investigaram a linearidade e a influência da temperatura para o MapCHECK e concluíram
que a resposta dos diodos é linear para o intervalo de
dose de até aproximadamente 300 cGy. Verificou-se também uma dependência na resposta de cerca de 0,5 % por
1oC. Buonamici et al.8 compararam o MapCHECK com
dosimetria com filme para controle de qualidade em IMRT
e concluíram que a matriz de diodos poderia substituir o
filme para tal tarefa. Stasi et al.4 e Amerio et al.9 descreveram as propriedades dosimétricas e o design de um
protótipo que serviu de base para o MatriXX. O seven29
também foi descrito por Spezi et al.6, que concluíram ser
um sistema dosimétrico confiável e bastante sensível para
controle de qualidade de planos de tratamento.
Em termos gerais, há questões técnicas a serem consideradas para os diodos e câmaras de ionização para
testes de controle de qualidade. Detectores bidimensionais
de diodos são pequenos (<1 mm), o que os torna os ideais para medidas de distribuições planares complexas de
IMRT, com mínimas imprecisões devido a efeitos de interpolações já que a resolução espacial é alta2,10,11. Por outro
lado, sabe-se que diodos sofrem danos devido aos efeitos
de irradiação acumulada ao longo de sua história de uso,
tem resposta dependente da energia, tamanho de campo e
taxa de dose10,11. Detectores de câmara de ionização possuem dependência energética e de taxa de dose praticamente insignificantes para feixes fótons de megavoltagem,
mas exigem volumes sensíveis relativamente maiores, com
diâmetros da ordem de 0,5 cm para cada câmara (necessário para obter um sinal relevante) e, por isso, em regiões
de alto gradiente de dose, essa menor resolução espacial
leva a imprecisões nas medidas (Low et al.12). Efeitos de
interpolação nas leituras feitas pelas câmaras precisam ser
considerados nas interpretações das verificações de controle de qualidade (Low et al.12).
Este trabalho tem como objetivo avaliar e caracterizar
dosimetricamente um detector do tipo matricial 2D disponível comercialmente (MatriXX, Scanditronix Wellhofer)
para um feixe clínico de fótons. Este tipo de detector é
bastante interessante quanto à sua praticidade de leitura
dos dados, uma vez que se pode conectá-lo diretamente
a um computador e verificar medidas instantaneamente,
reduzindo o tempo de dosimetria. Contudo, quando um
novo detector é adquirido para controle de qualidade em
10
IMRT é essencial que seu comportamento seja caracterizado para campos estáticos ou dinâmicos quanto a alguns aspectos básicos, como linearidade, dependência
com a taxa de dose, energia, estabilidade entre outros3.
Intervalo de dose
Para ser útil, um dosímetro necessita ter uma sensibilidade
(dL/dD) adequada no intervalo de doses em que será usado.
Uma sensibilidade constante fornece uma resposta linear
(LxD) que é algo desejável para facilitar sua calibração e
interpretação13. Casos em que a resposta é não linear são
aceitáveis; no entanto, o processo de calibração precisa
ser feito para um intervalo de doses extenso de modo a se
obter uma curva de calibração característica13,14.
O limiar de leitura de dose absorvida de um dosímetro
é consequência de seu offset, que é a resposta do detector devido à radiação de fundo presente no ambiente e de
sinais espúrios que não são devidos a qualquer tipo de radiação, mas, sim, das características do próprio instrumento como correntes de fuga em câmaras de ionização, por
exemplo. Essa última característica é indesejável e precisa
ser, portanto, subtraída do sinal total do dosímetro13.
Intervalo de taxa de dose
Para dosímetros que medem a dose integrada no tempo
é necessário que a leitura não dependa da taxa com que
a dose é entregue14.
Normalmente, não há uma limitação para taxas de
dose baixas. Porém, um problema em taxas de dose
baixas ocorre no caso em que uma câmara de ionização
apresente uma corrente de fuga significativa. Isso implica
que para medidas de dose é necessário subtrair um valor
de fundo maior para situações quando a dose é acumulada mais lentamente13,14.
Dosímetros tornam-se dependentes das taxas de
dose quando as mesmas aumentam de tal forma que a
distância entre as partículas carregadas criadas são muito
pequenas, fazendo com que íons ou pares de elétron-buraco, por exemplo, possam se recombinar rapidamente.
Esse processo de recombinação será tanto maior quanto
maior a taxa de dose e isto implica em uma carga coletada
diferente da carga total produzida14.
Dependência energética
A resposta de um sistema dosimétrico (L/D) é geralmente caracterizada em função da energia. Como os sistemas dosimétricos são calibrados em uma energia específica e utilizados em energias diferentes da usada para fins de calibração,
a variação na resposta do dosímetro com a qualidade da
radiação requer eventualmente uma determinada correção13.
A resposta dosimétrica com a energia deve ser idealmente plana para pelo menos algum intervalo de energias.
Em radioterapia a grandeza de interesse é a dose absorvida D em água ou tecido e, como nenhum dosímetro é
perfeitamente equivalente a água ou tecido para todas as
qualidades de feixes, é muito importante conhecer a dependência energética de um determinado detector.
Materiais e Métodos
O sistema dosimétrico investigado neste estudo foi o I´mRT
MatriXXTM, representado na Figura 1, que consiste de um
sistema matricial composto de 1.020 câmaras de ionização
de placas paralelas não seladas, igualmente distribuídas
com espaçamento de 7,6 mm (distância centro a centro),
formando assim uma matriz de 32x32 com uma área ativa
de 23,8x23,8 cm². A eletrônica de leitura se encontra fora
da área ativa pois responde de maneira similar aos detectores e, por isso, pode introduzir um sinal indesejável nas
medições. Cada câmara possui 4,5 mm de diâmetro, 5 mm
de altura e seu volume sensível é de 0,08 cm³. Além disso,
este detector possui uma espessura inerente de build-up
de 3,6 mm. Os sinais das câmaras são lidos individualmente e em paralelo por um eletrômetro, sem a introdução
de tempo morto, com tempo mínimo de amostragem de
20 ms conforme manual do fabricante.
É importante salientar que o MatriXX é em princípio um sistema relativo, pois as câmaras de ionização foram calibradas
pelo fabricante em uma fonte de cobalto 60. A determinação do
ganho relativo dos sensores se baseia na comparação de suas
respostas quando são irradiados por uma mesma fluência9.
Para aquisição dos dados o MatriXX é interligado por
um cabo de rede a um software de análise que permite recursos como calibração de medidas da matriz em termos
de dose, correção das leituras para variações de pressão
e temperatura, comparação com filmes digitalizados, avaliação de perfis medidos em termos de planura e simetria,
intercomparação de perfis, entre outros.
Para a aquisição de medidas, foram utilizadas placas
de água sólida colocadas sobre o detector para obter diferentes profundidades equivalentes à água. O efeito de
retro-espalhamento foi obtido apoiando o detector sobre
uma espessura de 5,0 cm de água sólida. Tal material é
conhecido como RW 3 (C8H8 + 2,1%TiO2). Sua densidade
é de 1,045 g/cm³ e sua densidade eletrônica difere da
água por um fator de 1,012. É também bastante similar à
água/tecido mole quanto ao número atômico efetivo. Esse
material também faz parte da construção do MatriXX para
fins de garantir retroespalhamento da radiação.
Todas as medidas foram realizadas em um feixe de
fótons de 6 MV de um acelerador linear Varian 600C
no Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da
Universidade de São Paulo (HC-FMUSP/SP).
Os testes realizados15 foram os seguintes: determinação do ponto efetivo de medida; tempo de estabilização;
dependência com a dose e taxa de dose; verificação da lei
do inverso do quadrado da distância; e a determinação de
fator campo (output). As medidas resultantes foram todas
normalizadas para o raio central.
As incertezas dos dados obtidos foram consideradas
como sendo as variações estatísticas observadas na repetição das medidas. As barras de erros só foram indicadas
quando as incertezas foram maiores que a dimensão dos
pontos do gráfico.
Estabilidade
Após um período de 20 minutos com o MatriXX ligado, o
dispositivo foi irradiado 20 vezes com 50 unidades monitoras (UM) para um campo de 10x10 cm² a uma profundidade de 5 cm, SSD=100 cm e taxa de dose constante
de 320 cGy/min. Em seguida, o detector foi desligado, religado após 30 minutos e mais 12 irradiações foram feitas.
Dependência com a dose e taxa de dose
O teste de linearidade com a dose foi feito irradiando-se
o detector com um campo 10x10 cm², distância fonte superfície igual a 100 cm, taxa de dose de 320 cGy/min e
a 5 cm de profundidade. A dependência com a dose foi
avaliada para 5, 10, 50, 100, 200, 300, 500 e 1000 UM.
Para avaliar a linearidade com a taxa de dose, foram
feitas medidas com 50 UM e 5 taxas diferentes (80, 160,
240, 320 e 400 cGy/min) e as leituras foram comparadas
quanto aos desvios.
Fatores output
Para o mesmo arranjo experimental dos testes anteriores,
investigou-se o desempenho do MatriXX na determinação
dos fatores output. Os tamanhos de campo utilizados variaram entre 0,5x0,5 cm² até 23x23 cm². As leituras foram
obtidas na profundidade de dose máxima, normalizadas
para o campo 10x10 cm² no raio central e comparadas
com medidas feitas com uma câmara de ionização do tipo
Farmer em um objeto simulador de água de 40x40x40 cm³.
Figura 1. Equipamento de Medida - Detector 2D I´mRT MatriXXTM.
Verificação da Lei do Inverso do Quadrado da
Distância (IQD)
Este teste foi executado variando-se as SSDs de 5 em 5 cm
em uma faixa de 85 a 120 cm. As medidas foram obtidas
no setup padrão com 5 cm de água sólida sobre o detector
e analisou-se a concordância com o esperado teoricamente pela Lei do Inverso do Quadrado da Distância.
11
Resultados
Estabilidade
Os dados das repetições das irradiações estão mostrados
na Figura 2. Dados esquematizados por pontos quadrados foram os medidos após a estabilização eletrônica do
MatriXX. Pontos representados por triângulos mostram os
resultados das medidas imediatamente após religar o detector após um intervalo de meia hora desligado. É possível
perceber claramente um aumento de aproximadamente
1% nos sinais obtidos a partir do momento que o sistema
é ligado. Na 2ª irradiação, percebe-se que a estabilização
ocorre mais rapidamente. Observa-se, então, que em ambos os casos é necessária uma pré-irradiação do detector
a fim de se obter medidas estáveis e reprodutíveis.
Dependência com a dose e taxa de dose
Os resultados do teste de linearidade com a dose encontram-se na Figura 3. A equação do ajuste linear também
é mostrada. O ajuste pelo método dos mínimos quadrados mostra boa concordância com os dados experimentais (R² = 1).
Dose (cGy)
Fatores Output
A Figura 5 traz os fatores Output para os dois detectores usados para os campos quadrados variando de 0,5x0,5 cm² a
23x23 cm². A variação média entre os resultados foi de 1,54%.
Verificação da Lei do Inverso
do Quadrado da Distância (IQD)
A Figura 6 mostra a dose obtida em função de 1/SSD².
Conforme esperado, o ajuste obtido foi uma reta com
R²=0,99984. Os resultados foram comparados com o esperado teoricamente, tomando como referência a leitura para
SSD=100 cm. O erro máximo foi menor que 3% e as curvas
1200
0
200
400
600
800
B
Linear Fit of Data1_B
1000
1200
1200
1000
y = -1,85064 + 0,93171x
800
1000
800
600
600
400
400
47,0
200
200
46,5
46,5
0
46,0
46,0
45,5
45,5
47,0
0
5
10
15
20
45,0
45,0
20 minutos após detector ligado
Após detector desligado por 30 min
44,5
44,0
0
5
10
15
Número da Medida
44,5
20
44,0
Figura 2. Medidas com o MatriXX para 50 UM por irradiação
para um feixe de fótons de 6 MV.
12
Nota-se que o coeficiente angular do ajuste é diferente
do valor unitário devido ao fato de as medidas terem sido
feitas fora das condições de calibração, que foram: o uso
de água sólida em vez de um objeto simulador de água e a
profundidade de medida (5 cm) que foi diferente da profundidade de dose máxima onde se sabe que 1 UM = 1 cGy.
Na verificação da linearidade com a taxa de dose, observou-se pequena variação com um desvio máximo de
0,62 %, conforme Tabela 1 e Figura 4. Na Tabela 1 podem-se
observar as variações percentuais de dose absorvida para
cada taxa de dose comparativamente ao valor encontrado
para 320 cGy/min.
As taxas de dose que podem ser selecionadas no
console do acelerador linear correspondem a UM/min.
Sabemos que, para um campo 10x10 cm², SSD = 100 cm
em um objeto simulador de água na profundidade de dose
máxima, tem-se que 1 UM/min = 1cGy/min.
Dose (cGy)
Determinação do ponto efetivo de medida
A obtenção do ponto efetivo de medida deu-se pelo levantamento de curvas de distribuição de dose em profundidade
com as placas de água sólida. As curvas de percentuais
de dose em profundidade (PDP) foram obtidas posicionando-se as placas de água sólida de modo a obter espessuras de 1 a 30 mm sobre os detectores, mantendo-se uma
distância fonte-superfície (DFS) igual a 100 cm. A diferença
entre as profundidades de dose máxima entre a curva de
PDP levantada com o MatriXX e outra medida com uma câmara de placas paralelas Markus, também em água sólida,
corresponde ao ponto efetivo de medida. As medidas resultantes foram obtidas com 50 UM em um campo 10x10 cm²
e taxa de dose de 320 cGy/min. Revista Brasileira de Física Médica.2013;7(1):9-14.
0
200
0
1000 1200
Número de Unidades Monitoras
400
600
800
Figura 3. Leituras de dose normalizadas no raio central para
diferentes unidades monitoras.
Tabela 1. Valores de dose absorvida encontrados para cada
taxa de dose estudada e diferenças percentuais.
Taxa de Dose (cGy/min)
80
160
240
320
400
Dose (cGy)
46,50
46,32
46,52
46,61
46,59
(1- D/D320 cGy/min)*100
- 0,24%
- 0,62%
- 0,20%
- 0,05%
50 100 150 200 250 300 350 400 450
1,010
1,005
1,000
1,000
0,995
0,995
0,990
0,990
0,985
0,985
0,980
50
0,980
100 150 200 250 300 350 400 450
Taxa de Dose (cGy/min)
Figura 4. Leituras de dose para 50 UM para 5 taxas de dose
diferentes. As leituras foram normalizadas para 320/min.
podem ser vistas juntas na Figura 7. Esses resultados são
importantes do ponto de vista clínico pois, muitas vezes, se
faz necessário a realização de tratamentos em distâncias
não usuais com a finalidade de aumentar os tamanhos de
campo para valores maiores que 40x40 cm², que é a limitação de abertura dos colimadores do acelerador.
Determinação do ponto efetivo de medida
Para determinação do ponto efetivo, as curvas de PDP
são apresentadas tanto para o MatriXX quanto para a câmara Markus. Esse modelo de câmara é recomendado
para, entre outras aplicações, caracterizar curvas de PDP
na região de build-up, pois sua pequena separação entre os eletrodos (~1 mm) garante boa resolução espacial.
Assim, essa câmara é bastante conveniente para determinação da profundidade de dose máxima.
Deslocou-se, então, a curva obtida com o MatriXX
até que coincidisse com a curva medida com a câmara
Markus. O deslocamento foi de d=4,9 mm como mostram
as Figuras 8 e 9 respectivamente.
Fator Output
Data2_B
Dmáx= - 0,62%
1,005
0
1,3
1,2
1,1
1,0
0,9
0,8
0,7
0,6
0,5
0,4
0,3
0,2
0,1
0,0
10
15
20
MatriXX
Farmer
0
5
10
15
20
Lado do Campo Quadrado (cm)
25
1,3
1,2
1,1
1,0
0,9
0,8
0,7
0,6
0,5
0,4
0,3
0,2
0,1
0,0
25
6,0x10 -5 7,0x10 -5 8,0x10 -5 9,0x10 -5 1,0x10 -4 1,1x10 -4 1,2x10 -4 1,3x10 -4 1,4x10 -4
65
65
60
B
Linear Fit of Data3_B
60
55
y = 3,92942 + 425296,47724x
55
50
50
45
45
40
40
35
35
30
30
6,0x10 -5 7,0x10 -5 8,0x10 -5 9,0x10 -5 1,0x10 -4 1,1x10 -4 1,2x10 -4 1,3x10 -4 1,4x10 -4
1/SSD2(cm ) -2
Figura 6. Dados obtidos com o MatriXX para verificação da lei
do Inverso do Quadrado da Distância (IQD).
80
85
90
95 100 105 110 115 120 125
65
65
60
MatriXX
IQD Teórico
55
Dose (cGy)
Este trabalho procurou investigar dosimetricamente o sistema matricial I´mRT MatriXXTM. Os resultados permitem
concluir que o sinal obtido com tal dispositivo é linear com
a dose e independente da taxa de dose. Foi observado
também que é necessária uma irradiação prévia de cerca
de 1000 UM para obtenção de um sinal estável.
Futuramente, espera-se avaliar a reprodutibilidade a
longo e médio prazo do sinal do MatriXX por meio de avaliações diárias durante o período de alguns meses.
A concordância dos fatores Output com as medidas feitas
com a câmara tipo Farmer se encontra dentro das incertezas medidas. Para os campos quadrados no intervalo entre
5x5 cm² e 23x23 cm² a discrepância máxima foi menor que
1,6%, o que indica um bom resultado pois, para detectores
5
Figura 5. Comparação dos Fatores Output entre medidas feitas
com o MatriXX e com Câmara Farmer.
Dose (cGy)
Razão das Leituras Nomalizadas
1,010
60
55
50
50
45
45
40
40
35
35
30
30
80
85
90
95 100 105 110 115 120 125
SSD (cm)
Figura 7. Comparação entre as leituras do MatriXX com o
modelo teórico da lei do Inverso do Quadrado da Distância (IQD).
13
110
-10
0
10
20
30
40
50
110
100
90
90
80
80
70
70
PDP %
100
60
50
40
-10
60
PDP em água sólida
MatriXX
50
40
0
10
20
30
Profundidade (mm)
40
50
Figura 8. Comparação entre as curvas de percentuais de dose
em profundidade (PDP) medidas em água sólida com o MatriXX
e com a câmara de placas paralelas Markus.
110
0
20
40
100
PDP %
90
80
70
60
PDP em água sólida
MatriXX
50
40
0
20
Profundidade (mm)
40
Figura 9. Curvas de percentuais de dose em profundidade
(PDP) medidas em água sólida com o MatriXX e com a câmara
Markus após deslocamento.
matriciais, a resposta depende do modelo interno de construção do detector e de suas propriedades de espalhamento.
Um problema frequente relacionado ao posicionamento de um detector em um simulador é que seu ponto efetivo encontra-se em algum lugar acima ou abaixo do ponto
de referência do mesmo. O ponto efetivo de medida é um
ponto em um simulador não perturbado em que se deseja
saber o valor de dose absorvida por meio do sinal do detector e, portanto, esse ponto precisa ser bem conhecido
para medidas exatas. O ponto de referência é um ponto que
pode ser considerado como a origem de um sistema de
coordenadas (centro da superfície da janela de entrada
de uma câmara de placas paralelas, por exemplo).
O deslocamento do ponto efetivo a partir desse ponto de referência depende do modelo de construção do
detector, isto é, da forma e do volume sensível e/ou da
forma e espessura da janela de entrada ou parede de uma
câmara de ionização, por exemplo.
O método usado para determinação da localização do
ponto efetivo do MatriXX mostrou uma discrepância de
14
1,3 mm com relação aos dados da literatura16. Essa diferença pode estar relacionada a diferentes modelos de
construção do MatriXX e poderia ser reduzida se as incertezas associadas fossem conhecidas, uma vez que o fabricante não fornece a precisão das medidas do MatriXX.
Apesar disso, nota-se boa concordância entre as curvas
de PDP medidas.
Com o MatriXX pode-se reduzir e agilizar a carga de trabalho em controle de qualidade para IMRT com relação a outros
métodos convencionais, devido à facilidade de aquisição e
avaliação dos dados, além de possuir boa precisão, exatidão e
alta sensibilidade. O detector demonstrou ser uma ferramenta
dosimétrica bastante interessante pela sua versatilidade.
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Artigo Original
Utilização do Software 3DVH como método
complementar de avaliação de
pré-tratamento de IMRT
Use of the 3DVH Software as a complementary
method of IMRT pretreatment evaluation
Jessé G. P. Lyra, Fábio F. Bruning, Melissa Funchal, Hugo V. Toledo,
Pricila Bornatto e Tatiane C. O. Fernandes
Hospital Erasto Gaertner / Liga Paranaense de Combate ao Câncer (LPCC), Departamento de Radioterapia – Curitiba (PR), Brasil.
Resumo
O objetivo deste estudo é comparar o método de avaliação de um plano de tratamento de IMRT através do índice gama com o método de avaliação
do Software 3DVH. Foi utilizado o software 3DVH juntamente com a matriz de detectores MapCheck2 sob feixes de raios-x de 6MV de um acelerador
linear equipado com um MLC de 120 lâminas. Foram feitos planejamentos no sistema Eclipse, utilizando algoritmo de cálculo AAA na técnica de IMRT
em sliding window, para nove pacientes de próstata escolhidos de forma aleatória e completamente anonimatizados. Estes planejamentos foram
aprovados conforme critério de avaliação do índice gama estabelecido pela instituição. As comparações foram feitas em dose absoluta e normalizada
no máximo de dose para cada campo e então, com o software 3DVH, foram avaliados os parâmetros de Dmáx, Dméd, D15%, D25%, D35% e D50%
para a bexiga e reto, Dméd para o bulbo, Dmáx para o fêmur e D95% para o PTV. Na análise planar por campo, os planos avaliados tiveram um
mínimo de aprovação de 97,5%. As diferenças relacionadas ao PTV tiveram variação relativa de 1,3 a 2,2% positiva, ou seja, uma cobertura maior
do que o esperado para esta estrutura. Quanto aos órgãos de risco, a variação relativa foi de -5,3 à 25,8%, que se próximo as tolerâncias clínicas,
podem resultar em não aprovação do plano de tratamento. Os resultados encontrados mostram que, mesmo um plano tendo compatibilidade maior
ou igual à 95% dos pontos, a análise gama não dá informações clínicas suficientes se este plano pode ou não ser aprovado para tratamento e que
há a necessidade de uma verificação mais detalhada do plano, que considere não somente a avaliação planar, mas também a avaliação do DVH
medido, e o software 3DVH se mostrou adequado para esta análise.
Palavras-chave: validação de programas de computador, planejamento de radioterapia assistida por computador, radioterapia de intensidade
modulada, controle de qualidade.
Abstract
The aim of this study is to compare the method of treatment planning evaluation for IMRT using the gamma index to the method of the 3DVH
Software. The 3DVH Software was used with the MapCheck2 detector 2D array under a 6MV x-ray beam of linear accelerator equipped with 120 leafs
MLC. Nine treatment plans of prostate patients chose randomly and fully anonimatize were performed in the Eclipse planning system, using the AAA
calculation algorithm in IMRT sliding window technique. These plans were approved and treated according to the gamma analysis criteria of the institution.
The comparisons were made in absolute dose and normalized at maximum dose for each field and then with the 3DVH Software the Dmax, Dmean,
D15%, D25%, D35% and D50% parameters for the bladder and rectum, Dmean for the bulb, Dmax for the femur and D95% for the PTV were evaluated.
In the planar analysis by field, the plans studied had a minimum of 97.5% approval. The PTV-related differences have relative variation from 1.3 to 2.2%,
that is, greater coverage than expected for this structure. For the organs at risk, the relative diferences observed were between -5.3 to 25.8%, which
could result in a non-approved plan if these variations are close to the clinical tolerances of the OAR. The results show that even a plan compatible with
greater than or equal to 95% of the points, the gamma analysis does not give enough information if this plan can or cannot be approved for treatment and
that there is a need for more detailed verification of the plan which considers not only the planar evaluation, but also the evaluation of the DVH measured,
and the 3DVH Software proved be adequate for this analysis.
Keywords: software validation, computer-assisted radiotherapy planning, radiotherapy, intensity-modulated, quality control.
Autor correspondente: Jessé Gevezier Prado Lyra – Hospital Erasto Gaertner/LPCC – Departamento de Radioterapia – Rua Dr. Ovande do Amaral, 201 –
Jardim das Américas – CEP: 81520-060 – Curitiba (PR), Brasil – E-mail: [email protected]
15
Lyra JGP, Bruning FF, Funchal M, Toledo HV, Silva PB, Fernandes TCO
Introdução
Com a evolução crescente dos sistemas de planejamento e tecnologia empregada na execução da radioterapia, surgiu a necessidade de maior precisão nos
métodos de planejamentos, controles de qualidades e
execução dos tratamentos.
A IMRT, ou Radioterapia de Intensidade Modulada, é
uma técnica que surgiu no final dos anos 90 permitindo
um alto grau de conformação nos planos de tratamento, utilizando feixes múltiplos de intensidades variadas,
poupando áreas sadias e possibilitando o tratamento de
tumores irregulares sem causar exposição excessiva dos
tecidos normais adjacentes, reduzindo a toxicidade do tratamento. Devido a estas características, a IMRT tornou-se
uma técnica rotineiramente empregada no tratamento de
Radioterapia nos centros de referência em oncologia1.
Um controle de qualidade (CQ) para um tratamento de
IMRT envolve várias etapas, desde o cálculo até a entrega
de dose. Tipicamente, é feito transferindo o planejamento
do paciente para o objeto simulador e irradiando este objeto simulador com o planejamento do paciente, obtendo
ambas as distribuições de dose, calculada e medida, neste objeto simulador2.
A comparação destas distribuições de dose é feita
pelo índice gama. Este é um índice numérico usado como
critério de aceitação que considera simultaneamente a diferença de dose e a distância de concordância3,4.
A análise do índice gama depende fortemente dos
seus detalhes de avaliação. Um critério de avaliação usado pela maioria das instituições é que pelo menos 95%
dos pontos avaliados acima do limiar de dose deve ter o
índice gama ≤1 para os critérios de avaliação de 3%/3mm.
Porém, artigos recentes declaram que o índice gama, independentemente de seu critério de avaliação, não prevê
erros relevantes de dose, ou seja, não se tem correlação
entre o resultado do índice gama por campo e seu impacto clínico permanece sem clareza3-6.
Kruse7 mostrou recentemente que não se deve confiar apenas nos critérios de aceitação de análise do índice
gama pois estes critérios podem mudar de paciente para
paciente. Desta forma, a verificação de pré-tratamento
também deve ser feita considerando tolerâncias clínicas
dos órgãos de risco e volume de tratamento.
A SunNuclear Corporation criou um software de controle de qualidade, o 3DVH, que traz ferramentas para
avaliação da dose entregue pelo sistema, comparando-a
com a dose planejada. O 3DVH usa os dados do CQ de
IMRT convencional, baseado na dose medida no objeto
simulador, para prever o impacto da dose no paciente.
Ele processa os dados com geometria baseado no objeto
simulador (homogêneo) para uma geometria baseada no
paciente (heterogêneo) usando o algoritmo Planned Dose
Perturbation (PDP)8.
Esse algoritmo PDP utiliza os resultados do CQ de
IMRT convencional para perturbar o impacto de dose original planejada para o paciente, estimando o dose-volume
16
histogram (DVH) já corrigido e estimando os erros de dose
dentro do volume 3D do paciente. Então, a análise do
3DVH permite prever os erros de dose atuais no paciente
através do DVH, regiões de interesse, comparações de
dose e entre outras, para determinar se os valores correspondentes da análise do índice gama são aceitáveis8.
Carrasco et al.9 criaram alguns testes em que inseriram erros conhecidos de tal forma que pudessem avaliar
a alteração no DVH para tais erros. Os dados obtidos
apresentaram resultados satisfatórios, diferenças nos
DVHs menores que 2% para a dose ou 2% para o volume, obtendo uma validação do software para os teste
em questão.
Olch10 analisou o software 3DVH comparando medidas feitas com câmara de ionização e filmes para diversos
planejamento de IMRT. As análises demostraram que não
existe diferença estatística significante entre os resultados
encontrados, o que indica que o controle de qualidade feito através do software 3DVH pode ser precisamente usado em substituição a câmara de ionização e filme.
Este trabalho consiste em comparar a avaliação planar
de um plano de tratamento de IMRT realizado pelo índice
gama com o método do software 3DVH para determinar
se os valores correspondentes à análise pelo índice gama
são aceitáveis sem ser críticos ao paciente.
Material e Métodos
Foi utilizado para a realização do trabalho o software
3DVH na versão 2.2.1 juntamente com uma matriz de
detectores MapCheck2, ambos do fabricante SunNuclear
Corporation, sob feixes de raios-x de 6MV de um acelerador linear Varian Clinac 600CD equipado com um MLC
Millenium de 120 lâminas. Foram feitos planejamentos, no
sistema Eclipse (Versão 8.6), do fabricante Varian Medical
Systems, utilizando algoritmo de cálculo AAA 8.9.17, na
técnica de IMRT em sliding window para nove planos de
tratamentos de pacientes de próstata escolhidos de forma
aleatória e completamente anonimatizados.
O MapCheck2 tem 1527 diodos, arranjados em linhas
e colunas, para um tamanho de campo de 32x26 cm2,
espaçados em 7,07 mm uniformemente por toda a
matriz com área ativa de 0,64 mm2 e volume ativo de
0,000019 cm3 e possui intrinsecamente 1,2 cm de material que equivalem à 2 cm de água. Por não ter densidade
total entre os diodos e isto ser necessário para o algoritmo PDP, o software 3DVH usa uma interpolação para
criar dados de densidade total da matriz de detectores,
aumentando a densidade da matriz de dose.
Para fazer a análise, o 3DVH utiliza o arquivo de PDP
(.sncpdp), gerado e exportado pelo SNCsoftware, e outros
quatro arquivos do tipo DICOM que são importados do
Sistema de Planejamento do Tratamento (TPS), as imagens do plano de tratamento (RT Plan), estruturas delineadas (RT Structure Set), matriz de dose calculada (RT Dose)
e as imagens de CT (RT CT Images).
Utilização do Software 3DVH como método complementar de avaliação de pré-tratamento de IMRT
O 3DVH compara a matriz de dose calculada no TPS
com a perturbada, calcula os índices gamas global e local, o DVH para ambas as matrizes e para todas as estruturas segmentadas.
Foram avaliados nove planos de tratamento, que foram aprovados conforme o critério de avaliação do índice
gama estabelecido pela instituição.
Os CQ dos planos de tratamentos foram realizados em um objeto simulador composto por placas de
30x30 cm2 com densidade eletrônica semelhante à da
água. As medidas foram feitas com setup isocêntrico,
profundidade equivalente a 7 cm de água e ângulo de
incidência perpendicular a matriz. Para obter as fluências nas mesmas condições das de medidas, os planos
foram copiados para o objeto simulador e adequado ao
mesmo setup.
Primeiramente, foi realizada a avaliação por campo
através do índice gama para as medidas no MapCheck2
e avaliadas pelo software SNC. As comparações foram
feitas em dose absoluta e normalizada no máximo de
dose para cada campo. Então, com o software 3DVH,
foram avaliados os parâmetros de Dmáx, Dméd, D15%,
D25%, D35% e D50% para a bexiga e reto, Dméd para o
bulbo, Dmáx para o fêmur e D95% para o planning target
volume (PTV), pelo histograma dose volume, representado na Figura 1.
Resultados
A análise gama dos tratamentos dos pacientes foram feitas pelo critério de 3%/3mm e threshold de 10% para um
limiar de aprovação de 95% dos pontos satisfazendo este
critério. Na análise planar por campo, os planos avaliados
tiveram um mínimo de aprovação de 97,5% dos pontos,
apresentados na Tabela 1.
As diferenças relativas entre os índices de dose volume
entre o plano calculado e o medido avaliado pelo 3DVH
são detalhados na Tabela 2.
As diferenças relacionadas ao PTV tiveram variação
relativa de 1,3 a 2,2% positiva; ou seja, uma cobertura
maior do que o esperado para esta estrutura. Quanto aos
órgãos de risco, a variação relativa foi de -5,3 a 25,8%, o
que significa que, se próximo as tolerâncias clínicas, podem resultar em não aprovação do plano de tratamento.
A avaliação gama, por si só, não dá informações claras se
um plano de tratamento pode ou não ser aceito, pois não
se sabe exatamente o local dos pontos que passam e os
Reference (RTDose)
Comparison (Estimated by MCPDP)
% DVH
100
90
80
70
60
50
40
LEGEND:
30 ROI
Bexiga
Femur Dir
20 Femur Esq
Reto
10 Bulbo
PTV1
PTV2
0
10
20
30
40
50
60
70 80
Dose (Gy)
Figura 1. Representação da avaliação dos parâmetros de Dmáx,
Dméd, D15%, D25%, D35% e D50% para a bexiga e reto, Dméd
para o bulbo, Dmáx para o fêmur e D95% para o PTV.
Tabela 1. O percentual dos pontos aprovados na análise gama campo a campo dos planos de tratamento.
Avaliação do Índice Gama (%)
Campo
Plano
1
2
3
4
5
6
7
8
9
1
99,2
99,3
100
100
100
100
100
100
99,4
2
100
98,5
99
98,8
98,5
100
100
100
99
3
100
98,6
100
100
100
100
100
100
98,6
4
100
99,3
100
97,8
98,6
100
99,5
100
100
5
100
99,3
100
98,9
97,5
100
100
100
99,4
6
100
7
100
99,8
99,0
99,9
99,1
98,9
100,0
99,9
100,0
99,3
Média
17
Lyra JGP, Bruning FF, Funchal M, Toledo HV, Silva PB, Fernandes TCO
Tabela 2. Diferença relativa de dose entre o plano calculado e o medido.
Avaliação de dose (%)
Estrutura
Parâmetro
Plano
1
2
3
4
5
6
7
8
9
Média
D15%
3,6
2,7
2,9
4,5
1,9
1,3
1,4
1,6
1,3
2,4
D25%
3,1
3,1
5,0
6,2
1,6
-1,3
1,3
1,7
1,4
2,5
D35%
6,0
3,5
6,6
7,6
0,7
0,4
1,3
1,6
1,1
3,2
D50%
5,5
3,1
0,2
7,0
-1,1
1,3
-0,4
1,5
-0,2
1,9
D15%
1,6
1,8
2,4
3,0
1,6
1,7
1,9
2,0
1,8
2,0
D25%
2,9
2,0
2,3
4,2
2,2
2,4
1,7
2,1
2,0
2,4
D35%
2,9
2,1
2,8
3,6
2,0
3,2
1,9
2,0
2,6
2,6
D50%
3,0
1,8
2,4
5,0
2,0
3,3
2,4
2,3
3,1
2,8
Femur Dir
Dmáx
2,6
1,3
1,9
2,1
1,2
1,5
3,7
1,5
5,9
2,4
Femur Esq
Dmáx
1,6
1,5
2,0
2,5
0,7
0,7
3,2
1,2
2,0
1,7
Bulbo
Dméd
1,4
8,7
25,8
2,7
2,1
3,7
-5,3
3,6
4,0
5,2
PTV
D95%
1,6
1,7
2,1
2,2
1,3
1,4
1,5
1,8
1,4
1,7
Bexiga
Reto
que não passam no paciente. O software 3DVH não avalia
o DVH com base no posicionamento e deslocamento dos
órgãos de risco do paciente, mas nos mostra se um ponto
que foi avaliado na análise gama esta em uma região crítica
ou não, podendo este plano estar aprovado ou reprovado na
avaliação gama. Então, para avaliar o quanto esses pontos
são críticos ao paciente, o software 3DVH transfere seu impacto para o DVH, permitindo comparar a variação com as
tolerâncias clínicas dos órgãos de risco e, até mesmo, o PTV.
Os resultados encontrados mostram que mesmo um
plano tendo aprovação maior ou igual à 95% dos pontos,
a análise gama não dá informações suficientes que contribuíam para uma avaliação clínica do planejamento.
Este estudo mostra que há a necessidade de uma
verificação mais detalhada do plano, que considere não
somente a avaliação planar, mas também a avaliação do
DVH medido, e o software 3DVH se mostrou adequado
para esta análise.
Agradecimentos
Agradeço a Sun Nuclear Corporation pela concessão do
software para este estudo.
Sinceros agradecimentos ao Gabriel Costa por toda
sua dedicação e atenção prestada.
Agradeço aos amigos do Hospital Erasto Gaertner e
ao Leandro Ricardo Gonçalves pela ajuda e parceria na
realização do trabalho.
18
Agradeço ao Hospital Erasto Gaertner pela liberação
do uso de seus equipamentos.
Referências
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submetidos ao IMRT [Dissertação de Mestrado]. São Paulo: Instituto de
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ion chamber and film in composite IMRT QA. Med Phys. 2012;39(1):81-9.
Artigo Original
Análise quantitativa dos resultados de testes
de controle de qualidade em aceleradores
lineares usados em radioterapia
Quantitative analysis of results of quality control tests in
linear accelerators used in radiotherapy
Bruno M. Pássaro1, Heber S. Videira2 e Laura N. Rodrigues1,3
Instituto de Pesquisas Energéticas e Nucleares – São Paulo (SP), Brasil.
2
Cyclopet radiofármacos Ltda. – Curitiba (PR), Brasil.
3
Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil.
1
Resumo
O objetivo deste trabalho consiste em avaliar e analisar a estabilidade do fator de calibração de três aceleradores lineares, bem como os demais
parâmetros dosimétricos normalmente incluídos em um programa de controle de qualidade em radioterapia. A média dos fatores de calibração dos
aceleradores para o período de aproximadamente quatro anos para os Clinacs 600C e 6EX foram (0,998±0,012) e (0,996±0,014), respectivamente.
Para o Clinac 2100CD de 6 MV e 15 MV foi (1,008±0,009) e (1,006±0,010), respectivamente, em um período de aproximadamente quatro
anos. Os dados dos fatores de calibração foram separados em quatro subgrupos para uma análise mais detalhada do comportamento ao longo
dos anos. Através da estatística dos fatores de calibração, verificou-se que para os Clinacs 600C e 2100CD, é esperada uma probabilidade de que
em mais de 90% dos casos os valores estejam dentro dos limites aceitáveis segundo o TG-142, enquanto que para o Clinac 6EX é esperado em torno
de 85% uma vez que esse acelerador apresentou diversas trocas de componentes. Os valores do TPR20,10 dos três aceleradores são praticamente
constantes e dentro dos limites aceitáveis segundo o TG-142. Pode-se concluir que um estudo detalhado dos dados do fator de calibração dos
aceleradores e do TPR20,10, a partir de um ponto de vista quantitativo, é extremamente útil em um programa de garantia de qualidade.
Palavras-chave: controle de qualidade, radioterapia, calibração.
Abstract
The aim of this study is to assess and analyze the stability of the calibration factor of three linear accelerators, as well as the other dosimetric
parameters normally included in a program of quality control in radiotherapy. The average calibration factors of the accelerators for the period of
approximately four years for the Clinac 600C and Clinac 6EX were (0.998±0.012) and (0.996±0.014), respectively. For the Clinac 2100CD 6 MV
and 15 MV was (1.008±0.009) and (1.006±0.010), respectively, in a period of approximately four years. The data of the calibration factors were
divided into four subgroups for a more detailed analysis of behavior over the years. Through statistical analysis of calibration factors, we found that
for the 600C and Clinacs 2100CD, is an expected probability that more than 90% of cases the values are within acceptable ranges according to
TG-142, while for the Clinac 6EX is expected around 85% since this had several exchanges of accelerator components. The values of
TPR20,10 of three
accelerators are practically constant and within acceptable limits according to the TG-142. It can be concluded that a detailed study of data from the
calibration factor of the accelerators and TPR20,10 from a quantitative point of view, is extremely useful in a quality assurance program.
Keywords: quality control, radiotherapy, calibration.
Introdução
A Radioterapia é amplamente utilizada no tratamento do câncer, seja como uma modalidade simples ou
em combinação com outros tratamentos, tais como a
cirurgia e a quimioterapia. O objetivo da radioterapia
consiste na erradicação das células tumorais por meio
da radiação ionizante. Como o dano da radiação não é
restrito somente às células tumorais, mas afeta também
as células normais, é essencial que a dose liberada nos
tecidos sadios seja tão baixa possível para minimizar
o risco de efeitos colaterais do tratamento radioterapêutico1. Portanto, uma abordagem sistemática para a
garantia da qualidade de todo processo na radioterapia
é essencial, pois é o método mais sensível e eficaz de
reduzir acidentes na radioterapia1,2.
Autor correspondente: Bruno Martins Pássaro – Setor de Radioterapia do Instituto de Radiologia do Hospital das Clínicas da Faculdade de
Medicina da Universidade de São Paulo – Avenida Dr. Enéas de Carvalho Aguiar, 255 – 3º andar – Cerqueira César – CEP: 05403-900 – São Paulo
(SP), Brasil – E-mail: [email protected]
19
Pássaro BM, Videira HS, Rodrigues LN
Após um acelerador linear ser aceito e comissionado,
deve-se estabelecer os dados que serão utilizados como
referência para os programas de controle de qualidade
subsequentes2. Estes dados serão utilizados a fim de analisar o desempenho do acelerador a curto, médio e longo
prazo. O objetivo de um programa de controle de qualidade é verificar o comportamento do desempenho dos aceleradores lineares com relação às respectivas tolerâncias3.
Os parâmetros do acelerador linear podem desviar-se
de seus valores iniciais, como resultado de inúmeras razões:
pode haver mudanças inesperadas no fator de calibração do
acelerador, devido à avaria do acelerador; quebra mecânica;
ou falha de componentes. A substituição de componentes
principais (guia de ondas, bending magnet, etc.) também
pode alterar o fator de calibração do acelerador a partir dos
parâmetros obtidos no comissionamento. Além disso, pode
haver mudanças graduais, como resultado do envelhecimento dos componentes do acelerador. Estes padrões de
falha devem ser considerados quando se estabelece um programa de controle de qualidade periódico4,5.
Material e Métodos
Para a realização do presente trabalho foram utilizados
os seguintes equipamentos disponíveis no Hospital das
Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de
São Paulo:
Três Aceleradores Lineares para feixes de fótons de
alta energia, sendo eles:
• Clinac 600C;
• Clinac 6EX (6MV); • Clinac 2100CD (6MV e 15MV).
Em termos de equipamentos dosimétricos, foram
empregados:
• sete conjuntos dosimétricos, constituídos por 4 câmaras de ionização (volume sensível de 0,6 cm3) e
3 eletrômetros.
maior análise foi para a câmara Scanditronix FC 65 e
eletrômetro Dose 1.
Nos casos em que os valores obtidos com os tais
conjuntos não apresentavam conformidades com as dosimetrias anteriores, outros conjuntos dosimétricos eram
utilizados a fim de corroborar os valores e/ou confirmar
se o fator de calibração do acelerador linear em questão
sofreu alguma mudança em seu comportamento.
O período de análise dos dados dos testes de controle de qualidade foi aproximadamente de quatro anos.
Esse período levou em consideração os seguintes fatos:
sabe-se que uma grande quantidade de medidas proporciona uma análise estatística com um maior grau de
confiabilidade nos resultados. Ao adotar-se um longo período, se está analisando o comportamento dos fatores
em um longo prazo e verificando possíveis necessidades nos níveis de ação ou, até mesmo, a substituição de
componentes principais.
A Figura 1 ilustra a metodologia empregada para o cálculo da dose absorvida na água.
Nessas configurações, foram realizadas cinco leituras no conjunto dosimétrico e, em seguida, tirou-se
a média dessas leituras e multiplicou-se pelos fatores
de correções (pressão e temperatura, recombinação de
íons e efeito polaridade) da câmara de ionização. O resultado obtido foi dividido devidamente pela porcentagem de dose profunda (PDP) na profundidade de 10 cm
a fim de se obter o fator rendimento na profundidade de
dose máxima.
As incertezas do fator de calibração dos aceleradores
em questão foram obtidas através do desvio padrão das
cinco leituras realizadas com os conjuntos dosimétricos.
Através de um comando do Statistical Package for
the Social Sciences (SPSS) permitiu-se agrupar os dados do fator de calibração quanto a sua porcentagem
DW,Q
Três objetos simuladores, sendo eles:
• um sistema de varredura automática 3D;
• dois objetos simuladores de água, um com dimensões de 30x30x30 cm3 e outro com dimensões de
20x20x15 cm3.
Segundo as recomendações dos protocolos nacionais, realizou-se a comprovação de todos os conjuntos
dosimétricos utilizados, a fim de assegurar que estes mantinham os seus respectivos fatores de calibração. Os testes foram realizados trimestralmente utilizando uma fonte
de referência de 90Sr.
A maior parte da análise do estudo em questão foi
realizado com o conjunto dosimétrico câmara de ionização Victoreen 580 e eletrômetro PTW para os aceleradores Clinac 600C e Clinac 2100CD, enquanto que
para o acelerador Clinac 6EX o conjunto dosimétrico de
20
Pressão e
temperatura
MQ
ND,W,Q0
KQ,Q0
Média
das cinco
leituras
Fator de calibração
do conjunto
dosimétrico
Fator de
qualidade
do feixe
Recombinação
de íons
Efeito
polaridade
MQ: média das cinco leituras obtidas pelo conjunto dosimétrico; ND,W,Q0: fator de
calibração do conjunto dosimétrico utilizado; KQ,Q0: fator de qualidade do feixe.
Figura 1. Procedimento dosimétrico para o cálculo do fator
de calibração.
Análise quantitativa dos resultados de testes de controle de qualidade em aceleradores lineares usados em radioterapia
onde PDP20,10 é a razão da porcentagem de dose profunda nas profundidades de 20 e 10 cm respectivamente6.
Outra alternativa utilizada para medir a qualidade do
feixe foi através da D10/5 (razão das doses nas profundidades de 10 e 5 cm) obtida no objeto simulador de
20x20x15 cm3. Este objeto simulador oferece a vantagem
de ser prático e versátil, sendo assim bastante útil em um
programa de garantia da qualidade.
Incerteza =
⎛ dA 2 ⎛dB 2 A
⎝ A + ⎝ B * B (2)
⎛
⎝
TPR20,10=1,2661PDP20,10–0,0595(1)
Para a avaliação da incerteza7 da medida do TPR foi
utilizada o cálculo de propagação de erros segundo a
equação (2):
⎛
⎝
e sua frequência em quatro sub-grupos, sendo eles: os
valores abaixo de -2% em relação ao comissionamento;
os valores entre -2% e o centróide (valor que corresponde a zero de variação); os valores entre o centróide e
+2%; e por fim, os valores acima de +2% em relação ao
comissionamento.
Outro parâmetro que foi investigado neste trabalho foi
o índice de qualidade dos três aceleradores, geralmente
realizado quinzenalmente utilizando, em sua grande maioria, os conjuntos dosimetricos descritos anteriormente
para cada acelerador. Apenas durante as manutenções
preventivas dos aceleradores ou quando houve a necessidade da troca de algum componente foi utilizado o sistema de varredura 3D. Para fótons de alta energia produzidos por aceleradores clínicos, o fator de qualidade Q é
determinado pela razão tecido-phantom, TPR20,10.
O TPR20,10 é definido como a razão das doses absorvida
na água no eixo central do feixe nas profundidades de 20 e
10 cm em um objeto simulador de água, obtida com uma
distância fonte-detector constante (DFD) de 100 cm e em
um tamanho de campo 10 x 10 cm na posição do detector6.
Devido à complexidade no esquema dessa medida, o
índice da qualidade do feixe foi obtido através da aproximação existente na literatura da PDP em TPR20,10 segundo a equação (1):
onde dA é o desvio padrão das leituras obtidas na profundidade de 20 cm e A é a dose nessa mesma profundidade; dB é o desvio padrão das leituras na profundidade de
10 cm e B é a dose nessa profundidade.
Análises e Resultados
Para uma análise mais qualitativa do comportamento do
fator de calibração dos três aceleradores lineares, os dados obtidos durante a dosimetria foram plotados em diagramas de dispersão. A Figura 2 referente ao Clinac 6EX
ilustra um desses diagramas.
Esta figura mostra o comportamento do fator de calibração do acelerador linear em função do tempo. A calibração
do feixe em termos de valores absolutos de dose absorvida é demonstrada como dose por unidade monitora e deve
ser igual a 1,00. Os limites de aceitação adotados na análise
deste parâmetro são de ±2% e são demonstrados através
das linhas pontilhadas.
Na Figura 2 percebe-se que algumas das barras de
erros estão maiores quando comparadas com as demais.
Essas diferenças aconteceram devido às oscilações nas
cinco leituras obtidas por um determinado conjunto dosimétrico, ocasionando, assim, um desvio padrão maior
do que as medidas em que as leituras se comportaram
mais constantes.
Ainda como mostra a Figura 2, durante o período de
análise, houve uma troca da câmara de ionização do acelerador uma vez que os valores obtidos apresentavam
1,08
Fator de calibração (UM/cGy)
1,06
Troca do Tubo
Troca da C.I.
1,04
Troca da C.I.
Após calibração
1,02
1,00
0,98
0,96
Após preventiva
Conjuntos dosimétricos
Após calibração
Após calibração
Câmara Victoreen 580 + Eletrômetro PTW
Câmara Scanditronix FC 65 + Eletrômetro Dose 1
Câmara PTW + Eletrômetro PTW
0,94
0,92
0
200
400
600
Tempo (dias)
800
1.000
1.200
C.I.: Câmara de Ionização.
Figura 2. Dosimetrias absolutas do Clinac 6EX a curto, médio e longo prazo.
21
uma tendência decrescente em dosimetrias realizadas
diariamente. Após a troca da câmara de ionização do acelerador, o fator de calibração ainda apresentou algumas
oscilações dentro dos limites aceitáveis. Porém, com alguns valores obtidos próximos ao limite inferior de -2% em
relação ao valor do comissionamento, foi realizada uma
primeira re-calibração para restabelecer a conformidade.
Consequentemente, verificou-se que o fator de calibração
continuou apresentando uma tendência decrescente ao
longo do tempo e uma segunda re-calibração foi realizada.
Após essa segunda calibração, as dosimetrias passaram
a ser realizadas diariamente a fim de acompanhar o comportamento do fator de calibração em um curto intervalo de tempo. Para a confirmação dos resultados obtidos
durante os testes, os conjuntos dosimétricos do hospital
foram sendo intercalados durante os dias e seus valores
Tabela 1. Análise quantitativa dos subgrupos dos fatores de
calibração.
Fator de calibração
Inferior ao limite
de -2%
Limite inferior e o
centroide
Centroide e o limite
superior
Superior ao limite
de +2%
Clinac
600C
4,27%
Clinac
2100CD*
0,81%
Clinac
2100CD**
0,82%
Clinac
6EX
0,93%
51,29%
52,03%
56,56%
46,74%
33,33%
44,72%
36,88%
41,12%
11,11%
2,44%
5,74%
11,21%
*Energia de 6 MV; **energia de 15 MV.
confrontados entre si, com a finalidade de excluir qualquer
possibilidade dos conjuntos estarem descalibrados.
Com os valores obtidos, foi necessária a substituição do
tubo do acelerador, seguida de uma nova troca das câmaras
de ionização do acelerador e de uma terceira re-calibração.
Depois de realizada essas três etapas, o fator de calibração
passou a se mostrar mais constante.
Uma análise mais quantitativa dos dados dos fatores
de calibração para os três aceleradores pode ser verificada pela Tabela 1.
Para o Clinac 600C, 4 dos 5 dados obtidos abaixo dos
limites foram obtidos sucessivamente e foram tomadas as
devidas ações corretivas; 12 dos 13 dados obtidos acima dos limites foram obtidos sucessivamente logo após o
acelerador ter sido religado após uma reforma no hospital.
Para o Clinac 2100CD em ambas as energias, o único
dado obtido abaixo dos limites pode ser atribuído a uma
pequena variação de um determinado conjunto dosimétrico, uma vez que foram realizadas dosimetrias diárias após
a obtenção desse dado e todas apresentaram valores
dentro dos limites aceitáveis.
Para o Clinac 6EX, 6 dos 12 valores obtidos acima do
limite de +2% foram antes da troca do tubo do acelerador,
quatro logo após a troca do tubo e os últimos dois logo
após a segunda troca da câmara de ionização.
Pela Figura 3 percebe-se a semelhança entre os dados do fator de calibração e uma predominância dos mesmos entre o limite inferior (2%) e o centroide.
Com os resultados obtidos no controle de qualidade
do fator de calibração, uma análise quantitativa foi realizada através de alguns parâmetros, tais como a média dos
Clinac 600C
Clinac 2100CD – 6 MV
Clinac 2100CD – 15 MV
Clinac 6EX
60
50
Porcentagem
40
30
20
10
0
Dados abaixo do limite de Dados entre o limite Dados entre o centroide Dados acima do limite
e o limite de +2%
de +2% em relação
-2% em relação ao do de -2% e o centroide
ao do comissionamento
comissionamento
Subgrupos dos limites de tolerância dos 3 aceleradores lineares
Figura 3. Análise quantitativa dos resultados dos subgrupos dos fatores de calibração para os três aceleradores lineares.
22
Análise quantitativa dos resultados de testes de controle de qualidade em aceleradores lineares usados em radioterapia
fatores de calibração, seus respectivos desvios-padrões e
os limites de ±2% em relação ao valor do comissionamento.
Com esses valores em mãos, pode-se estimar qual a probabilidade de se obter o fator de calibração dentro dos limites segundo o TG-142 para os três aceleradores. Essa probabilidade foi determinada para o acelerador Clinac 600C
conforme a equação (3).
P (0,977≤ X ≤1,017 )
X-μ
Z=
σ
0,977- 0,998
= -1,85 →P (z ≤-1,85 ) =1- 0,968 = 0,032
Z=
0,012
(3)
1,017- 0,998
=1,58 →P(z ≤ 1,58) = 0,943
0,012
P (0,977≤ X ≤1,017) = 0,943-0,032= 0,911
P (0,977≤ X ≤1,017) = 91,10%
Z=
onde μ é a média dos valores do fator de calibração e σ
é o desvio padrão.
A Tabela 2 apresenta o número de medidas N, a média
e os desvios padrão dos fatores de calibração e o resultado dessas probabilidades.
Tabela 2. Número de medidas, média e desvio padrão e cálculo
de probabilidade dos fatores de calibração dos três aceleradores.
n
Clinac 600C
117
Clinac 2100CD*
123
Clinac 2100CD**
122
Clinac 6EX
107
* Energia de 6 MV; **energia de 15 MV
Média±DP
0,998±0,012
1,008±0,009
1,006±0,010
0,996±0,014
Probabilidade (%)
91,10
97,80
95,07
84,33
DP: desvio padrão.
Para o Clinac 6EX, o cálculo se mostrou inferior ao demais aceleradores e pode ser justificado por ser o único
acelerador dentro do período de análise em que houve
troca de componentes principais.
Através dos valores obtidos durante o período de análise, pode-se concluir que os dados do fator de calibração
dos aceleradores mostraram-se em sua grande maioria
dentro dos limites permissíveis segundo os protocolos internacionais adotados pelo hospital.
Para os índices de qualidade do feixe, pela Figura 4
nota-se que os parâmetros para os três aceleradores lineares na energia de 6MV estão reprodutíveis tanto para o
TPR20,10 quanto que para o D10/5 em um período de aproximadamente 1.600 dias.
Em apenas uma ocasião para o acelerador Clinac
600C houve um resultado em que o TPR20,10 se encontrava fora da conformidade que provavelmente foi devido
a uma pequena variação de um dos sistemas dosimétricos, uma vez que esse parâmetro foi investigado com
medidas posteriores e os valores já se encontravam dentro dos padrões.
Conclusões
Um estudo detalhado do fator de calibração e dos demais
parâmetros dosimétricos dos feixes de radiação englobados no controle de qualidade do ponto de vista quantitativo é extremamente útil e fornece uma visão mais detalhada acerca do comportamento desses fatores, permitindo
assim reconhecer erros potenciais nas medidas de dose
obtidas em condições de referência.
Com a avaliação e análise da estabilidade do fator de
calibração dos três aceleradores lineares no Hospital das
Clínicas, bem como os demais parâmetros dosimétricos
TPR20,10 - 600C
D10/5 - 600C
TPR20,10 - 2100CD - 6 MV
D10/5 - 2100CD - 6 MV
TPR20,10 - 6EX
D10/5 - 6EX
TPR20,10 e D10/5
0,8
0,7
0,6
0
200
400
600
800
Dias
1.000
1.200
1.400
1.600
1.800
Figura 4. Índice de qualidade do feixe dos três aceleradores investigados neste trabalho para a energia de 6 MV de fótons.
23
normalmente incluídos em um programa de controle de
qualidade em radioterapia, foi possível identificar as eventuais variações acima dos limites permissíveis, com as
devidas ações corretivas para restabelecer os parâmetros desejados. Esta análise a curto, médio e longo prazo
permitiu a consolidação de todas as ações tomadas para
assegurar a estabilidade dos fatores de calibração de uma
maneira mais coesa e com a devida segurança, atualmente exigida em todo e qualquer procedimento radioterápico.
Os controles de qualidades realizados em todos os
conjuntos dosimétricos devem ser realizados concomitantemente ao controle de qualidade dos aceleradores a
fim de assegurar que as possíveis variações encontradas
na dosimetria rotineira dos aceleradores não estão sendo
influenciadas de alguma forma por um comportamento
eventual e anômalo do conjunto de medidas em questão.
A realização da dosimetria dos aceleradores com diversos
conjuntos dosimétricos foi de fundamental importância na
tomada de decisões das ações corretivas adotadas ao
longo destes anos.
O estudo mostrou a importância de uma análise criteriosa e sistemática dos resultados obtidos a partir de um
programa de Controle de Qualidade (CQ) estabelecido a
24
fim de prever eventualmente a ocorrência de falhas e/ou
anomalias nos aparelhos em questão.
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Artigo Original
Verificação da eficácia da blindagem de
água borada construída para um acelerador
cíclotron do tipo autoblindado
Verification of effectiveness of borated water shield for a
cyclotron type self-shielded
Heber S. Videira1,3, Bruno M. Pássaro2, Guilherme M. Burkhardt1, Ronielly S. Santos1,
Julia A. Gonzalez2, Josefina Santos2, Maria I. C. C. Guimarães2 e Marcelo K. Lenzi3
Cyclopet radiofármacos Ltda. – Curitiba (PR), Brasil.
Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina da Universidade de São Paulo – São Paulo (SP), Brasil.
3
Programa de Pós-graduação em Engenharia Química da Universidade Federal do Paraná – Curitiba (PR), Brasil.
1
2
Resumo
Os avanços tecnológicos na tomografia por emissão de pósitrons (PET) em imagiologia clínica convencional têm levado a um aumento constante
do número de cíclotrons em todo o mundo. A maioria desses cíclotrons está sendo utilizada para a produção de 18F-FDG, seja para uso próprio
na instituição, como para distribuição aos demais centros que possuem o PET. Para que haja a segurança radiológica nas instalações, os
cíclotrons destinados à medicina podem ser classificados em categoria I e categoria II, ou seja, autoblindado ou não autoblindado (bunker).
O objetivo do presente trabalho foi verificar a eficácia da blindagem de água borada construída para um acelerador cíclotron do tipo autoblindado
PETtrace 860. As misturas da água borada ocorreram de acordo com as especificações do fabricante, bem como, os resultados do levantamento
radiométrico no entorno da autoblindagem do cíclotron nas condições estabelecidas pelo fabricante mostraram que os níveis de radiação ficaram
abaixo dos limites estabelecidos.
Palavras-chave: cíclotron, blindagem contra radiação.
Abstract
The technological advances in positron emission tomography (PET) in conventional clinic imaging have led to a steady increase in the number of
cyclotrons worldwide. Most of these cyclotrons are being used to produce 18F-FDG, either for themselves as for the distribution to other centers that
have PET. For there to be safety in radiological facilities, the cyclotron intended for medical purposes can be classified in category I and category II,
ie, self-shielded or non-shielded (bunker). Therefore, the aim of this work is to verify the effectiveness of borated water shield built for a cyclotron
accelerator-type Self-shielded PETtrace 860. Mixtures of water borated occurred in accordance with the manufacturer’s specifications, as well as the
results of the radiometric survey in the vicinity of the self-shielding of the cyclotron in the conditions established by the manufacturer showed that
radiation levels were below the limits.
Keywords: cyclotron, shielding against radiation.
Introdução
Segundo a literatura, blindagem tem sido definida como
“uma entidade física interposta entre a fonte de radiação
ionizante e um objeto a ser protegido de tal modo que, o
nível de radiação na posição em que se encontra o objeto
seja reduzido”1.
Os cíclotrons podem ser classificados em categoria I
e categoria II, ou seja, autoblindado ou não autoblindado
(bunker)2. Os cíclotrons autoblindados são constituídos
por uma blindagem pesada ao redor do cíclotron. Já para
os cíclotrons do tipo bunker, são necessárias blindagens
estruturais adicionais para reduzir os níveis de radiação
dentro dos limites de segurança estabelecidos pelos órgãos de regulamentação.
Portanto, é importante que a blindagem seja devidamente projetada e instalada, uma vez que correções ou acréscimos, após as instalações estarem
Autor correspondente: Heber Simões Videira – Cyclopet Radiofármacos – Rua Cezinando Dias Paredes, 367 – Boqueirão – CEP: 81730-090 – Curitiba (PR),
Brasil – E-mail: [email protected]
25
Videira HS, Pássaro BM, Burkhardt GM, Santos RS, Gonzalez JA, Santos J, Guimarães MICC, Lenzi MK
concluídas, são geralmente caras. Pela mesma razão,
o planejamento também deve incluir a consideração
de possíveis necessidades futuras em novos equipamentos, tais como para maiores energias de radiação,
para o aumento da intensidade do feixe, para diferentes espécies de partículas aceleradas, e para um aumento da carga de trabalho3.
A eficácia das blindagens de cíclotons é fundamental para o funcionamento com segurança da instalação,
uma vez que estes produzem grandes atividades de radioisótopos de vida curta numa base comercial. O projeto de blindagem ideal dos cíclotrons exige um equilíbrio
cuidadoso entre os fatores radiológicos, econômicos e
muitas vezes sócio-políticos. Nesse contexto, é necessário não só otimizar o custo da proteção radiológica, mas
também os custos em detrimento à saúde resultante da
exposição de indivíduos e populações às radiações4.
O custo da proteção radiológica depende explicitamente
da natureza do campo de radiação ionizante produzida
pelo cíclotron, o seu estado operacional, o custo do material de blindagem, o nível de redução de dose, a receita
líquida projetada a partir da venda dos radioisótopos e a
taxa de depreciação da instalação5.
O objetivo do presente trabalho consiste em verificar a
eficácia da blindagem de água borada construída para um
acelerador cíclotron do tipo autoblindado PETtrace 860.
• tanques para a mistura dos produtos químicos e
aquecimento;
• 21 m3 de água;
• 3500 kg de borato de sódio;
• 3500 kg de ácido bórico;
• materiais de proteção, tais como luvas e máscaras;
• fita de pH 0-14 da Merck;
• monitores de taxa de dose: Geiger - Muller. Marca
Nuclear Radiation, Modelo Radalert 100;
• monitor de nêutrons: Ludlum, Modelo 12 - 4.
A autoblindagem do cíclotron PETtrace é composta
por oito tanques conforme mostra a Figura 1. Cada tanque foi preenchido com uma mistura de água com 3,5%
de boro (descrita posteriormente) e revestidos localizadamente com tijolos e placas de chumbo.
A primeira etapa do procedimento consistiu-se em
realizar as 14 misturas que preencheriam os espaços
dentro dos tanques do cíclotron, pois cada batelada tem
um volume de aproximadamente 2 m3. Cada uma dessas misturas continham 500 kg de produtos químicos
(250 kg de borato de sódio + 250 kg de ácido bórico)
em água até atingir o volume final de 2 m3 de solução.
Para o preparo da mistura, 25 kg de cada um dos dois
produtos químicos foram sendo adicionados continuamente em um volume de água aquecido a 50°C e misturados por uma bomba. Ao final do preparo de cada
mistura, mediu-se o indicativo do pH da solução para
verificar se o mesmo encontrava-se com o pH neutro.
A Figura 2A mostra os tanques misturadores, enquanto
a Figura 2B mostra os indicadores dos níveis de pH.
A segunda etapa do procedimento consistiu-se em
preencher cada um dos tanques. Nos tanques 1, 7 e 8 foram instalados chapas de chumbo, enquanto nos tanques
3, 4 e 5 foram instalados os tijolos de chumbo. Depois de
instalados as chapas e os tijolos de chumbo, cada tanque foi preenchido com a mistura de água com 3,5% de
Material e Métodos
Os materiais utilizados no estudo da verificação da eficácia
da blindagem de água borada construída para o acelerador do tipo cíclotron consistiram em:
• cíclotron GE PETtrace 860 com energia máxima de prótons de 16,5 MeV, corrente máxima de feixe de 75 μA
por feixe e 100 μA em feixe duplo, com capacidade de
produzir 10 Ci de 18F- em 2 horas de irradiação;
Tanque 5
Tanque 6
Tanque 7
Tanque 1
Tanque 4
Magneto
Tanque 3
Tanque 2
Tanque 8
Figura 1. Representação do cíclotron e das posições dos tanques da autoblindagem.
26
Verificação da eficácia da blindagem de água borada construída para um acelerador cíclotron do tipo autoblindado
boro até 50% do seu volume através de uma bomba de
drenagem e verificou-se se havia algum vazamento nos
tanques. Em seguida, preencheu-se cada tanque até 90%
do seu volume e por fim até os 100% de seu volume.
A
A terceira etapa do procedimento consistiu-se em
determinar a dose acumulada nos testes de comissionamento do cíclotron com dosímetros termoluminescentes (TLD). Os posicionamentos dos dosímetros de
área estão descritos na Figura 3, para uma melhor visualização de cada posicionamento, juntamente com
a Tabela 1.
A quarta etapa do procedimento da verificação da
blindagem foi o levantamento radiométrico na condição de irradiação de 40 μA de prótons em um alvo de
H2O18 de 98% de pureza com um detector de nêutrons
e gama em diferentes pontos como mostra a Figura 4.
Tabela 1. Posição dos dosímetros de área no período de
comissionamento.
B
Figura 2. (A) Tanques misturadores; (B) Indicadores dos níveis
de pH.
Local
Dosímetro
gama
Dosímetro de
nêutron
Junção Tanque 2 e 3
D613008
D613018
D613009
D613011
Tanque 6
D613010
D613008
D613011
D613009
Labirinto
D613012
D613015
Oficina
D613013
D613016
Junção Tanque 7 e 1 (cima)
D613014
D613010
D613015
D613014
Junção Tanque 8, 5 e 6 (cima)
D613016
D613017
D613017
D613006
Tanque 4
D613018
D613013
Sala de comando
D613019
D613012
Tanque 6
e
e4
qu
an
oT
5
Junção Tanque 8, 5 e 6
(cima)
ã
nç
Ju
Tanque 4
nque
ão Ta a)
ç
n
u
J
(cim
Jun
ção
Ju
8e4
(cima)
ão
Ta
(ci nqu
ma e
) 7e
Tan
q
ue
nç
7e
1
1
Magneto
Figura 3. Posicionamento de cada dosímetro de área no período de comissionamento.
27
Videira HS, Pássaro BM, Burkhardt GM, Santos RS, Gonzalez JA, Santos J, Guimarães MICC, Lenzi MK
C
HH
J
M
II
N
1140
2300
Frente
H
1345
P
Q
2300
I
D
Visão de trás
400
200
1200
F
L
Visão da direita
G
R
S
1470
K
O
400
Direita
B
1535
A
400
Esquerda
(alvo)
GG
400
2300
1160
Visão de cima
E
2300
1160
Traseira
400
1345
Visão da esquerda
1470
2300
1140
1160
Visão de frente
Figura 4. Levantamento radiométrico.
Tabela 2. Corrente nominal de prótons de 40 μA no alvo de
H2O18 na posição 1.
Pontos
Taxa de dose (μSv/h)
Limite
Gama fabricante 1 metro Nêutron
gama
28
Limite
fabricante 1 metro
nêutron
A
22
20
0
5
5
0
B
157
170
0
20
20
0
C
7
25
0
01
2
0
D
6
12
10
1
2
0
E
10
15
10
0
2
0
F
17
20
17
0
2
0
G
6
6
6
0
1
0
H
22
25
23
4
6
2
I
18
40
18
0
3
0
J
15
30
15
0
2
0
K
6
12
7
0
1
0
L
52
50
22
4
10
4
M
136
150
50
3
10
1
N
26
30
22
0
2
0
O
5
20
7
0
3
0
P
8
30
10
0
2
0
Q
30
30
20
0
2
0
R
4
12
8
0
1
0
S
50
50
30
0
12
0
GG
20
25
20
0
3
0
HH
39
80
40
0
3
0
II
130
140
50
2
10
0
O nível de radiação de fundo do local foi determinado
para gama e nêutrons como sendo respectivamente
1 μSv/h em ambos os casos. A corrente nominal para a
realização desse teste foi de 40 μA no alvo de H2O18 na
posição 1 e 4 do cíclotron.
A quinta etapa do procedimento foi o levantamento
radiométrico ao redor da instalação, devido ao fenômeno sky shine, com os monitores de gama e nêutron,
na condição de irradiação simultânea de dois alvos de
H2O18 de 98% de pureza com 50 μA de prótons em
cada um dos alvos por um período de 2 horas.
Análises e Resultados
As Tabelas 2 e 3 mostram os valores obtidos pelo levantamento radiométrico referente à quarta etapa do procedimento da verificação da blindagem.
A Tabela 4 fornece os valores obtidos no levantamento
radiométrico ao redor da instalação enquanto a Figura 5
mostra a posição na instalação onde os valores foram
diferentes de zero. As demais localidades da instalação
não aparecem na tabela são graças a suas taxas de dose
(μSv/h) serem nulas.
Conclusões
A dose máxima acumulada determinada pelos dosímetros de TLD referente a terceira etapa do procedimento
foi de 0,3 mSv no período de 1 mês de comissionamento.
Os resultados do levantamento radiométrico no entorno
da autoblindagem do cíclotron nas condições de irradiação do alvo de H2O18 com 40 μA para a produção de 18F
utilizando somente o alvo 1, mostraram que os níveis de
Verificação da eficácia da blindagem de água borada construída para um acelerador cíclotron do tipo autoblindado
Tabela 3. Corrente nominal de prótons de 40 μA no alvo de
H2O18 na posição 4.
A
33
20
20
10
5
10
B
124
170
64
40
20
40
C
7
25
3
0
2
0
D
12
12
8
0
2
0
E
10
15
8
0
2
0
F
29
20
20
0
2
0
G
6
6
5
0
1
0
H
20
25
10
5
6
0
I
19
40
22
0
3
0
J
20
30
20
0
2
0
K
12
12
7
0
1
0
L
23
50
12
3
10
0
M
60
150
25
1
10
0
N
20
30
20
0
2
0
O
10
20
6
0
3
0
P
21
30
18
0
2
0
Q
9
30
7
0
2
0
R
8
12
12
0
1
0
S
9
50
5
0
12
0
GG
45
25
26
0
3
0
HH
74
80
37
0
3
0
II
79
140
46
0
10
0
Tabela 4. Localidades da instalação onde o levantamento
radiométrico apresentou valores de taxa de dose diferentes
de zero para gama e nêutrons.
Pontos de monitoração
Gama
Nêutron
D
1
0
E
1
0
O
0
1
Recepção
Radiofarmácia
Sala comum
Físico-químico
Vestiário
Cíclotron
Limite
fabricante 1 metro
nêutron
Almoxarifado
Área Técnica
Limite
Gama fabricante 1 metro Nêutron
gama
Microbiológico
Pontos
Lavagem
Corredor
Figura 5. Destaque do local do levantamento radiométrico na
condição máxima de irradiação.
radiação ficaram abaixo dos limites estabelecidos pelo
fabricante, com exceção dos pontos A e L para radiação
gama. Essa exceção está dentro da incerteza de medição considerada de 10%. Quando utilizado somente
o alvo 4 para a produção de 18F-, os níveis de radiação
apresentaram valores abaixo dos limites, com a exceção dos pontos A, F e GG para radiação gama e dos
pontos A e B para nêutrons. Essa exceção é causada
devido ao posicionamento do alvo no acelerador. No entanto, levando em consideração o fator de ocupação
nulo nos pontos A e B que estão no teto da blindagem,
podemos considerar satisfatória a mesma.
No levantamento radiométrico no entorno do bunker
e na saída do labirinto realizado na condição de irradiação máxima, ou seja, irradiação simultânea de dois
alvos de H2O18 com pureza de 98% com 50 μA em
cada alvo por duas horas, não apresentaram valores
acima do background.
Referências
1. Chilton AB, Shultis JK, Faw RE. Principles of Radiation Shielding. New
Jersey: Prentice-Hall; 1984.
2. International Atomic Energy Agency. Safety Series Nº 107. Radiation Safety
of Gamma and Electron Irradiation Facilities. Vienna: IAEA; 1992.
3. National Council On Radiation Protection And Measurements Radiation
Protection for Particle Accelerator Facilities. NCRP, Report Nº 144. 2005.
4. International Commission On Radiological Protection. Cost-Benefit Analysis
in the Optimization of Radiation Protection. ICRP Publication 37. 1983.
5. Mukherjee B. Optimisation of the Radiation Shielding of Medical Cyclotrons using
a Genetic Algorithm. Australia: Australian Nuclear Science and Technology; 2010.
29
Resenha de Dissertação
Revista Brasileira de Física Médica.2013;7(1):31.
Gel Dosímetro tipo Bang-1: aplicação em
planejamentos de tratamento por radioterapia
e avaliação qualitativa através de imagens
obtidas em ressonância magnética
Gel Dosimeter type Bang-1: application in treatment
planning for radiotherapy and qualitative evaluation
obtained through magnetic resonance imaging
João H. Hamann e Carlos M. G. S. Cruz
Programa de Pós-graduação em Engenharia Mecânica e de Materiais da
Universidade Tecnológica Federal do Paraná – Curitiba (PR), Brasil.
Dissertação de Mestrado em Engenharia dos Materiais, 2009.
Resumo
Uma distribuição de dose que otimize o volume alvo de tratamento em radioterapia é de grande interesse. Para esse propósito, planos de tratamento
devem ser verificados experimentalmente antes de serem transferidos para o paciente. A exatidão da dose entregue e a resolução espacial podem
ser analisadas em um gel dosímetro que possua equivalência a tecido, além de possibilitar a distribuição de dose tridimensionalmente. Com isso,
esse dosímetro pode ser analisado por meio do tempo de relaxação T2, o qual varia com o valor de dose absorvida. Assim, neste trabalho, uma
nova metodologia para a produção de soluções dosimétricas foi desenvolvida; frascos contendo gel dosímetro tipo Bang-1 e uma composição
química variada do gel Bang-1 foram associados a um fantoma de cabeça e irradiados em feixes de fótons de alta e baixa energia. Posteriormente,
diferentes técnicas em ressonância magnética (RM) foram aplicadas para a obtenção das imagens visualizando a área polimerizada. Com a utilização
do programa MATLAB, imagens reconstruídas tridimensionalmente e perfis de atenuação foram gerados. Os resultados desta análise qualitativa
apresentaram que a sequência MRCP HD HR Sense com ponderação em T2 gera uma imagem com ótima resolução espacial do gel dosímetro
irradiado. Outra consideração importante é que, através da confecção do gel polímero tipo Bang-1, pode-se futuramente fazer uso do gel para
preencher o interior de fantomas anatômicos para a simulação de tratamentos, onde esses tratamentos possuam uma localização ou volume tumoral
muito complexo.
Palavras-chave: dosimetria, fantoma de cabeça, imagem por ressonância magnética.
Abstract
A dose distribution that optimizes the target volume is of major interest for radiotherapy. For this purpose, treatment plans have to be verified
experimentally before being transferred to the patient. The requirements regarding dose accuracy and spatial resolution can be fulfilled with a tissue
equivalent polymer gel dosimeter which offers the possibility of visualizing 3D dose distributions. Herewith, such dosimeter can be analyzed by the
relaxation time T2 that varies with the absorbed dose. Thus, in this work, a new methodology for the production dosimetric solutions were developed;
flasks filled with dosimeter Bang-1 gel and with a varied chemical composition of the Bang-1 gel were associated with head phantom had and
irradiated in photons beams of high and low energy. Later, different techniques in magnetic resonance imaging (MRI) had been carried out for the
attainment of images demonstrating the polymerization area. With the use of the MATLAB program three dimensional reconstructed images and
attenuation profiles were generated. The results of this qualitative analysis had demonstrated that the sequence MRCP HD HR Sense in T2 generates
an image with excellent space resolution of the irradiated gel dosimeter. Another important consideration is that through the preparation of Bang-1 gel
polymer, anatomical phantom can, in the future, be used filling it the interior for the simulation treatments, where these treatments have localization
or very complex tumor volume.
Keywords: dosimetry, phantom head, magnetic resonance imaging.
31

Expediente

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