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UNIVERSIDADE FEDERAL DE MINAS GERAIS
DEPARTAMENTO DE ENGENHARIA NUCLEAR
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM CIÊNCIAS E TÉCNICAS NUCLEARES
ANÁLISE COMPARATIVA DA TAXA DE DOSE EM TUMOR
CEREBRAL ATRAVÉS DE RADIOTERAPIA MEGAVOLTAGEM 10 MV
E BNCT – BORON NEUTRON CAPTURE THERAPY
Sâmia de Freitas Brandão
Belo Horizonte
2008
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Sâmia de Freitas Brandão
ANÁLISE COMPARATIVA DA TAXA DE DOSE EM TUMOR
CEREBRAL ATRAVÉS DE RADIOTERAPIA MEGAVOLTAGEM 10 MV
E BNCT – BORON NEUTRON CAPTURE THERAPY
Dissertação apresentada ao Programa de Pós-graduação
em Ciências e Técnicas Nucleares da Escola de
Engenharia da Universidade Federal de Minas Gerais,
como requisito parcial à obtenção do título de Mestre em
Ciências e Técnicas Nucleares.
Área: Ciências das Radiações
Orientador: Prof. Dr. Tarcísio Passos Ribeiro de Campos
Escola de Engenharia da UFMG
Belo Horizonte
2008
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ii
Aos meus pais, Maísa e Edgar.
iii
AGRADECIMENTOS
Agradeço aos meus pais, Maísa e Edgar, pelo amor e pela enorme amizade, compreensão,
incentivo e apoio, em todos os momentos da minha vida.
Ao meu irmão Bráulio e minha cunhada Wélida, pela amizade e carinho.
Ao meu namorado Arione, pelo carinho, amizade, incentivo, apoio, paciência e
companheirismo, principalmente no período de finalização deste trabalho.
À minha irmã de coração, Flávia, por estar ao meu lado em todos os momentos nesses
últimos dois anos, me apoiando, incentivando, ouvindo, aconselhando, enfim... pela
paciência, companheirismo e amizade.
Ao Prof. Dr. Tarcísio Passos Ribeiro de Campos, pelo auxilio no preparo, montagem e
execução das simulações no código MCNP5, assim como na obtenção e organização das
curvas de isodose nas imagens do modelo de voxel, e também pelo fornecimento dos
dados de composição química de tecidos e perfil do espectro de megavoltagem. Em
suma, por toda a orientação, atenção e prontidão.
Ao Prof. Dr. Kilder Leite Ribeiro, pelo incentivo a iniciar mais esta etapa acadêmica.
Ao Bruno Trindade, pelo auxilio no início do trabalho com o programa SISCODES.
Ao Leandro Bueno Lima, por conferir a neuroanatomia do modelo computacional de
cabeça em voxel.
À Telma, pela execução do programa de visibilização do modelo de voxel em 3D.
Aos colegas Bruno, Adelk, Fabiano, Mário e Fabiana, pela ajuda nas horas de precisão.
Aos demais colegas, professores e funcionários do Departamento de Engenharia Nuclear,
pelos momentos compartilhados.
À Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de Minas Gerais pelo apoio financeiro.
iv
SUMÁRIO
LISTA DE FIGURAS.....................................................................................................VI
LISTA DE TABELAS .................................................................................................VIII
GLOSSÁRIO...................................................................................................................IX
RESUMO....................................................................................................................... XII
ABSTRACT..................................................................................................................XIII
1. INTRODUÇÃO............................................................................................................1
1.1 OBJETIVOS ............................................................................................................ 1
1.2 MOTIVAÇÃO ......................................................................................................... 2
1. 3 ORGANIZAÇÃO DO TRABALHO...................................................................... 2
2. REVISÃO BIBLIOGRÁFICA ...................................................................................4
2.1 SISTEMA NERVOSO CENTRAL ......................................................................... 4
2.2 O CÂNCER ............................................................................................................. 7
2.3 TUMORES CEREBRAIS ........................................................................................ 9
2.3.1 Tratamento de tumores cerebrais...................................................................10
2.3.2 BNCT – Boron Neutron Capture Therapy.....................................................12
2.4 INTERAÇÃO DA RADIAÇÃO COM A MATÉRIA ..........................................17
2.4.1 Interação de fótons com a matéria .................................................................17
2.4.2 Interação de nêutrons com a matéria .............................................................20
2.5 CÓDIGOS COMPUTACIONAIS.........................................................................28
2.5.1 MCNP – Monte Carlo Neutron Particle Code ...............................................28
2.5.2 SISCODES......................................................................................................29
3. METODOLOGIA...................................................................................................... 31
3.1 DESENVOLVIMENTO DO MODELO COMPUTACIONAL DE CABEÇA EM
VOXEL.................................................................................................................31
v
3.1.1 Obtenção das imagens digitalizadas da cabeça..............................................31
3.1.2 Armazenamento das imagens no SISCODES................................................31
3.1.3 Identificação dos tecidos da cabeça e das estruturas cerebrais......................33
3.2 SIMULAÇÕES COMPUTACIONAIS NO CÓDIGO MCNP5 ........................... 36
3.2.1 Simulação de radioterapia megavoltagem 10 MV.........................................39
3.2.2 Simulação de BNCT – Boron Neutron Capture Therapy ..............................40
3.2.2.1 Componentes de taxa de dose em BNCT ...................................42
3.2.3 Simulação de irradiação com nêutrons 10 keV..............................................47
3.2.4. Taxas de Dose Ponderada pelo RBE ............................................................49
4. RESULTADOS E DISCUSSÕES.............................................................................52
4.1 MODELO COMPUTACIONAL DE CABEÇA EM VOXEL.............................. 52
4.2 RADIOTERAPIA MEGAVOLTAGEM 10 MV ..................................................55
4.3 BNCT – BORON NEUTRON CAPTURE THERAPY ........................................ 57
4.4 IRRADIAÇÃO COM NÊUTRONS EPITÉRMICOS 10 keV.............................. 67
4.5 COMPARAÇÃO ENTRE DISTRIBUIÇÃO DE TAXA DE DOSE EM BNCT E
RADIOTERAPIA MEGAVOLTAGEM 10 MV ................................................. 76
5. CONCLUSÃO E PERSPECTIVAS.........................................................................78
REFERÊNCIAS.............................................................................................................. 81
vi
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 – Visão médio-sagital do Sistema Nervoso Central..............................................7
Figura 2 – Processos de interação dominantes entre o fóton e a matéria ..........................19
Figura 3 – Seção de choque microscópica para o espalhamento elástico.........................21
Figura 4 – Seção de choque microscópica para a captura radioativa ................................22
Figura 5 – Seções de choque para captura neutrônica dos elementos do tecido humano..24
Figura 6 – Interação dos nêutrons com o
10
B.....................................................................25
Figura 7 – Imagem digitalizada do Projeto Homem Visível e imagem em voxel.............32
Figura 8 – Identificação dos tecidos da cabeça e estruturas cerebrais...............................36
Figura 9 – Determinação da região de interesse no modelo de voxel ...............................37
Figura 10 – Malha numérica gerada pelo programa SISCODES ......................................38
Figura 11 – Voxels avaliados neste trabalho .....................................................................43
Figura 12 – Interface do programa SISCODES.................................................................52
Figura 13 – Imagens da região do tumor no modelo de voxel...........................................53
Figura 14 – Visibilização 3D do modelo de cabeça em voxel...........................................54
Figura 15 – Visibilização do modelo de cabeça em voxel no MCNP5. ............................54
Figura 16 – Curvas de isodose em radioterapia megavoltagem 10 MV............................55
Figura 17 – Taxa de dose ponderada pelo RBE em radioterapia megavoltagem 10 MV..56
Figura 18 – Curvas de isodose devido à interação dos nêutrons em BNCT......................58
Figura 19 – Curvas de isodose devido à interação das gamas em BNCT..........................60
Figura 20 – Fluências de nêutrons térmicos e epitérmicos em simulação de BNCT ........63
vii
Figura 21 – Componentes de taxa de dose ponderada pelo RBE e taxa de dose ponderada
total Dw em BNCT ........................................................................................65
Figura 22 – Contribuição de cada componente de taxa de dose em BNCT. .....................66
Figura 23 – Curvas de isodose devido à interação dos nêutrons, em irradiação com
nêutrons epitérmicos 10 keV .........................................................................68
Figura 24 – Modelo de voxel e curvas de isodose devido a nêutrons em irradiação com
nêutrons epitérmicos 10 keV e BNCT...........................................................69
Figura 25 – Curvas de isodose devido à interação das gamas, em irradiação com nêutrons
epitérmicos 10 keV ........................................................................................71
Figura 26 – Modelo de voxel e curvas de isodose devido a gamas em irradiação com
nêutrons epitérmicos 10 keV e BNCT...........................................................72
Figura 27 – Fluências totais de nêutrons em simulações de BNCT e irradiação com
nêutrons epitérmicos 10 keV .........................................................................73
Figura 28 – Componentes de taxa de dose ponderada pelo RBE e taxa de dose ponderada
total Dw, em irradiação com nêutrons epitérmicos 10 keV...........................75
Figura 29 – Taxa de dose ponderada total devido à radioterapia megavoltagem 10 MV e
BNCT.............................................................................................................76
viii
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 – Densidades e cores dos materiais utilizados no modelo de cabeça em voxel..34
Tabela 2 – Composição elementar dos materiais utilizados no modelo de voxel..............35
Tabela 3 – Distribuição de energia da fonte de 10 MV .....................................................39
Tabela 4 – Faixa de energia dos fótons usada nas simulações ..........................................40
Tabela 5 – Faixa de energia dos nêutrons usadas nas simulações .....................................42
Tabela 6 – Fatores de ponderação da radiação para as componentes de taxa de dose em
BNCT...............................................................................................................50
Tabela 7 – Fluência de nêutrons em simulação de BNCT.................................................62
Tabela 8 – Componentes de taxa de dose absorvida e taxa de dose absorvida total em
BNCT...............................................................................................................64
Tabela 9 – Componentes de taxa de dose absorvida e taxa de dose absorvida total em
irradiação com nêutrons epitérmicos 10 keV...................................................74
ix
GLOSSÁRIO
b (barns) – Unidade de medida da seção de choque microscópica. 1 barn = 10
-28
m
2
.
BNCT (Boron Neutron Capture Therapy) – Terapia de Captura de Nêutrons utilizando o
Boro-10 como radiosensibilizador no tratamento do câncer.
BNL –
Laboratório Nacional de Brookhaven.
BPA (Boro fenilalanina) – Composto borado utilizado como radiosensibilizador em
BNCT.
BSH (Borocaptato de Sódio) – Composto borado utilizado como radiosensibilizador em
BNCT.
CNPq (Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico) – agência do
Ministério da Ciência e Tecnologia (MCT) destinada ao fomento da pesquisa científica e
tecnológica e à formação de recursos humanos para a pesquisa no Brasil.
LC – Líquido Cerebroespinhal.
Déficit cognitivo – diminuição dos processos da cognição, que é o ato ou processo de
conhecer, que envolve atenção, percepção, memória, raciocínio, juízo, imaginação,
pensamento e linguagem.
DNA (Ácido Desoxirribonucléico) – molécula orgânica que contém informações que
coordenam o desenvolvimento e o funcionamento de todos os organismos vivos.
Dose Absorvida – grandeza dosimétrica fundamental expressa por D =
ε
d
/dm, onde
ε
d
é a energia média depositada pela radiação em um volume de matéria de massa dm. A
unidade mais usada é o gray (Gy), que corresponde a J/kg no Sistema Internacional. Essa
grandeza é comumente chamada de dose física.
Dose Ponderada pelo RBE – grandeza obtida através da dose absorvida por um órgão ou
tecido, para determinada radiação, multiplicada pelo fator de ponderação da radiação. É
usada para avaliar o possível efeito biológico induzido pela radiação e, por isso, é
comumente chamada de dose biológica. Sua unidade é o RBE.Gy.
x
Efeitos Biológicos – conjunto de danos nos tecidos ou órgãos provocados pela
penetração, e conseqüente absorção da radiação ionizante.
eV (eletronvolt) – Unidade de energia. Trata-se da quantidade de energia cinética que um
elétron adquire, no vácuo, ao atravessar um campo elétrico com uma diferença de
potencial de 1 volt.
Fator de Ponderação da Radiação – É o número pelo qual a dose absorvida, no órgão
ou tecido, é multiplicada para se estimar os efeitos biológicos induzidos por baixas doses
de radiação. Foi estabelecido pela ICRP para representar os valores da RBE e depende
essencialmente da energia liberada pela radiação por unidade de comprimento de sua
trajetória, ou seja, da sua LET.
Fluência – quociente dN/da, onde dN é o número de partículas incidentes em uma esfera
de seção de área da; podendo o número N corresponder a partículas emitidas, transferidas
ou recebidas. A unidade de fluência no SI é o m
-2
.
GBM (Glioblastoma Multiforme) – tumor cerebral primário muito agressivo e maligno.
Gy (gray) – Unidade de dose absorvida, definida como a quantidade de energia que 1
joule deposita por quilograma do meio absorvedor, sendo 1 Gy = 1 J/kg.
Gy.h
-1
/Mp.s
-1
– Unidade de taxa de dose absorvida pela matéria , que significa taxa de
dose em gray por hora depositada no voxel por milhão de partículas emitidas pela fonte
por segundo.
ICRP (Comissão Internacional de Proteção Radiológica) – promove o desenvolvimento
da radioproteção e faz recomendações voltadas para as grandezas que indicam risco à
saúde humana devido à radiação ionizante.
ICRU (Comissão Internacional de Unidades e Medidas Radiológicas) – cuida
especialmente das grandezas básicas e operacionais, levando em consideração as
atividades de radioproteção, como monitoração de área e monitoração individual.
INCA (Instituto Nacional do Câncer) – órgão do Ministério da Saúde responsável por
desenvolver e coordenar ações integradas para a prevenção e controle do câncer no
Brasil.
xi
LET (Transferência Linear de Energia) – dada pela equação dE/dx , onde dE é a
quantidade média de energia que uma partícula carregada transfere para um meio
material, através de colisões, e dx é o espaço percorrido por essa partícula.
MCNP (Monte Carlo Neutron Particle Code) – Código estocástico criado para a
simulação de processos nucleares, através da análise do transporte de nêutrons, fótons e
elétrons na matéria.
MeV (mega-eletronvolt) – Unidade de energia. 1 MeV = 10
6
eV.
MeV/g (mega-eletronvolt por grama) – Unidade de deposição de energia na matéria.
MIT – Instituto Tecnológico de Massachusetts.
NCT (Terapia de Captura de Nêutrons) – Técnica radioterápica empregada no tratamento
do câncer.
NRI (Núcleo de Radiações Ionizantes) – grupo de pesquisa da Universidade Federal de
Minas Gerais, cadastrado no CNPq.
NRL – Laboratório de Reator Nuclear, MIT.
Radiação Ionizante – qualquer partícula ou radiação eletromagnética que, ao interagir
com a matéria, ioniza direta ou indiretamente seus átomos ou moléculas.
RBE (Efetividade Biológica Relativa, do inglês Relative Biological Effectiveness) – É a
razão entre as doses absorvidas provenientes de dois tipos de radiação que produzem um
mesmo efeito biológico em determinado sistema experimental.
SISCODES (Sistema de Códigos para Cálculos de Dose Absorvida por Método
Estocástico) – é um programa computacional desenvolvido para a criação de modelos
computacionais de voxel.
SNC – Sistema Nervoso Central.
UFMG – Universidade Federal de Minas Gerais.
xii
RESUMO
Tumores cerebrais são muito difíceis de serem tratados porque, além de radioresistentes,
encontram-se em uma região que é responsável por todo o funcionamento do corpo
humano e qualquer dano causado pode gerar severas conseqüências. Por isso, torna-se
necessário desenvolver pesquisas em busca de um método mais eficaz para o tratamento
desses tumores.
Neste trabalho, foi desenvolvido um modelo computacional de cabeça em voxel com o
objetivo de usá-lo em simulações computacionais de tratamentos radioterápicos. Esse
modelo possui diversas estruturas da cabeça e, principalmente, do sistema nervoso
central, além de um tumor que representa o Glioblastoma Multiforme – um dos mais
malignos e agressivos tumores cerebrais. Estas estruturas possuem densidades e
composições químicas similares às do tecido humano, sendo capazes de apresentar uma
resposta à irradiação análoga a este.
O modelo de voxel foi usado em simulações computacionais de radioterapia
megavoltagem 10 MV, técnica de BNCT – Boron Neutron Capture Therapy – e
irradiação com nêutrons epitérmicos 10 keV, no intuito de comparar a deposição de dose
no tecido durante cada uma dessas simulações, que foram executadas no código MCNP5.
Essa deposição de dose pôde ser visibilizada em curvas de isodose, que representam a
porcentagem de taxa de dose no modelo de voxel, geradas no programa SISCODES.
A simulação de irradiação com nêutrons epitérmicos 10 keV foi realizada apenas para
demonstrar a importância da captação do boro, principalmente no tumor, através da
análise comparativa entre BNCT e terapia com nêutrons. Nesta análise foi possível
comprovar que na ausência de boro não houve nenhuma seletividade no tumor, e a maior
deposição de dose (2,70E-04 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
) ocorreu superficialmente, sendo
reduzida até atingir 1,95E-06 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, no lado oposto da cabeça.
Em relação à radioterapia megavoltagem, a técnica de BNCT mostrou uma maior
deposição de dose no tumor, tendo em média uma taxa de dose 37 vezes maior,
comparando à radioterapia megavoltagem, enquanto no tecido sadio essa média foi de 1,6
vez maior em BNCT.
xiii
ABSTRACT
Brain tumors are quite difficult to be treated because, besides radioresistant, this area is
responsible for the whole operation of the human body and any possible damage can
generate severe consequences. Therefore, it is necessary to investigate and search for a
more effective method for the treatment of those tumors.
In this work, a head computational voxel model was developed to be used in
computational simulations of radiation therapy protocols. This model represents several
structures of the head, mainly, from the central nervous system, besides a tumor that
simulates a Glioblastoma Multiforme - one of the most malignant and aggressive brain
tumors. These structures possess similar densities and chemical compositions to the one
of the human tissue, being capable to present an answer to the analogous irradiation
regions.
The voxel model was used in computational simulations of a 10 MV megavoltage
radiotherapy protocol, a BNCT - Boron Neutron Capture Therapy - and a 10 keV
epithermal neutron bean irradiation, in order to compare the dose deposition in the head,
running MCNP5 code. That dose deposition could be visualized in isodose curves that
represent the dose rate percentage in the voxel model, generated by SISCODES program.
The 10 keV epithermal neutron bean simulation was just accomplished to demonstrate the
importance of boron uptake in the tumor, through the comparative analysis of the results
obtained in this simulation with BNCT. It was possible to prove, that in the boron
absence, there was non tumor selectivity, and the largest dose deposition (2,70E-04
RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
) happened superficially decreasing until 1,95E-06 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
at the head opposite side.
In comparison to the 10 MV megavoltage radiotherapy, BNCT showed clearly a largest
dose deposition in the tumor in average 37 times larger than in the megavoltage
radiotherapy, while in healthy tissue that average was only 1,6 time larger in BNCT.
1
1. INTRODUÇÃO
A incidência de tumores cerebrais vem aumentando cada vez mais na população mundial
e estes são difíceis de serem tratados devido aos danos que podem causar ao paciente. O
Glioblastoma Multiforme, por exemplo, é um dos mais malignos, agressivos e difíceis
tumores cerebrais de serem tratados. Apesar da melhoria dos tratamentos para esse tipo
de tumor, como cirurgia e radioterapia, a taxa de fracasso ainda é alta. Isso porque alguns
tumores não podem ser totalmente removidos cirurgicamente, pois podem comprometer
alguma função cerebral, sendo necessário aplicar a radioterapia após cirurgia (Van Rij,
Wilhelm, Van Loenen e Sauerwein, 2005).
Durante a radioterapia o cérebro não absorve a radiação de forma homogênea, devido à
diferença de densidade e composição química dos tecidos envolvidos. Além disso, os
efeitos deletérios causados pela irradiação nas estruturas cerebrais ainda não são bem
conhecidos, mas sabe-se que os pacientes de radioterapia sujeitos a tais exposições
também podem apresentar déficits neurológicos (Campos, 2005).
Devido às dificuldades de se tratar tumores cerebrais com mais precisão e eficiência, faz-
se necessário desenvolver um modelo cerebral mais elaborado para ser usado em
simulações de técnicas usadas em tratamentos de tumores cerebrais. A partir dessas
simulações computacionais de radioterapia, torna-se possível avaliar melhor os benefícios
de técnicas usadas no tratamento de tumores cerebrais, no intuito de aumentar a sobrevida
e preservar a qualidade de vida do paciente, quantificando dose absorvida em função da
área cerebral irradiada.
1.1 Objetivos
•
Desenvolver um modelo computacional de cabeça em voxel, apresentando suas
distintas estruturas, e identificação de região associada a um tumor cerebral
conhecido como Glioblastoma Multiforme (GBM);
•
Desenvolver simulação computacional para obtenção de taxa de dose absorvida
no tratamento de tumor cerebral através de radioterapia megavoltagem 10 MV,
utilizando o código MCNP5 - Monte Carlo Neutron Particle Code;
2
•
Desenvolver simulação computacional para obtenção de taxa de dose absorvida
no tratamento de tumor cerebral utilizando a técnica de BNCT – Boron Neutron
Capture Therapy – através do código MCNP5;
•
Desenvolver simulação computacional de irradiação de tumor cerebral com
nêutrons epitérmicos 10 keV, para fins comparativos com a técnica de BNCT,
utilizando o código MCNP5;
•
Gerar resultados comparativos, para tumor e tecido sadio, das taxas de dose
obtidas nas simulações computacionais.
1.2 Motivação
Alguns tipos de tumores cerebrais são resistentes à terapia megavoltagem, apresentando
reincidência depois de alguns meses de tratamento. Além disso, esse tipo de tratamento
pode gerar debilidades das funções cerebrais, tal como retardamento mental. O
tratamento com BNCT pode ser uma técnica alternativa para o tratamento de tumores
cerebrais, assim como para outros tipos de tumores. É esperado que as doses absorvidas
no tumor, devido à reação dos nêutrons com o boro, seja superior às apresentadas no
tratamento convencional. O tratamento com BNCT sugere um aumento na expectativa de
vida dos pacientes com tumores cerebrais; entretanto, avaliações da taxa de dose
absorvida no tumor e no tecido sadio devem ser comparadas entre as duas técnicas
(BNCT e terapia convencional), para que uma análise mais profunda possa ser feita.
Nestas avaliações, dados químicos das concentrações de boro, no tecido sadio e no tumor,
devem ser levados em consideração.
1. 3 Organização do Trabalho
O trabalho propõe um modelo computacional da cabeça humana em voxel e o emprego
deste em simulações de tratamentos de tumores cerebrais através do código MCNP5.
3
O Capítulo 1 apresenta a introdução do trabalho, considerando sua proposta e sua
importância no contexto das pesquisas desenvolvidas pelo NRI – Núcleo de Radiações
Ionizantes – da Universidade Federal de Minas Gerais (UFMG).
No Capítulo 2 é apresentada uma revisão bibliográfica sobre o sistema nervoso central, o
câncer, tumores cerebrais e seus tratamentos (incluindo a técnica de BNCT), processos de
interação da radiação com a matéria e códigos computacionais utilizados na construção
de modelos e simulações computacionais.
A metodologia do trabalho é apresentada no Capítulo 3, que descreve toda a construção
do modelo computacional de cabeça em voxel, no programa SISCODES – Sistema de
Códigos para Cálculos de Dose Absorvida por Método Estocástico – desde a obtenção
das imagens digitalizadas da cabeça humana até a identificação de todos os tecidos e
estruturas cerebrais. Também descreve as simulações computacionais de técnicas usadas
em tratamentos de tumores cerebrais, no código MCNP5 – Monte Carlo Neutron Particle
Code, Version 5 – incluindo radioterapia megavoltagem 10 MV e BNCT, além de
simulação de irradiação com nêutrons epitérmicos 10 keV, assim como o cálculo das
componentes de taxa de dose absorvida em BNCT e cálculo dessas taxas de doses obtidas
ponderadas pelo RBE – Efetividade Biológica Relativa, do inglês Relative Biological
Effectiveness.
O Capítulo 4 apresenta os resultados e a discussão do trabalho, onde o modelo
computacional da cabeça humana em voxel pode ser visto em uma interface do
SISCODES e do MCNP5, e em uma visibilização tridimensional, além de 20 planos que
enfocam a região do tumor. Também apresenta curvas de isodose no modelo de voxels,
para cada solicitação, onde as cores representam a porcentagem de taxa de dose
absorvida; e gráficos que representam a taxa de dose ponderada pelo RBE para os casos
mencionados. Nesse capítulo também se encontra uma análise comparativa das taxas de
dose obtidas nas simulações.
Por fim, no Capítulo 5, as conclusões do trabalho são apresentadas, juntamente com as
propostas futuras de continuidade dos estudos.
4
2. REVISÃO BIBLIOGRÁFICA
2.1 Sistema Nervoso Central
O Sistema Nervoso Central (SNC) divide-se em encéfalo e medula espinhal. O encéfalo
pode ser considerado composto pelo cérebro, cerebelo e tronco encefálico. O cérebro é
formado pelo telencéfalo, que é dividido em dois hemisférios, direito e esquerdo, e
também pelo diencéfalo, que compreende regiões do tálamo e hipotálamo. Além dessas,
outras estruturas que fazem parte do encéfalo serão mencionadas nesse trabalho.
Para a sua proteção, o SNC é revestido por membranas compostas de tecido fibroso, e
impermeável a líquidos, denominadas meninges. A dura-máter, composta de tecido
fibroso denso, é a membrana mais espessa, resistente e próxima ao crânio. A aracnóide-
máter é uma membrana muito fina e também frouxa, pois não segue os giros cerebrais.
E, por último, a pia-máter que é uma membrana muito delicada e fina, composta de tecido
fibroso. Essa é a meninge mais interna e está firmemente aderida à superfície da medula
espinhal e do encéfalo, seguindo os giros cerebrais e dando resistência a este. Entre a
aracnóide-máter e a pia-máter há um espaço denominado espaço subaracnóideo
(Machado e Campos, 1993).
O cérebro é composto pela substância cinzenta, responsável pelo processo de informação
através do corpo do neurônio, e pela substância branca, responsável pela transmissão
dessa informação através do axônio, que é envolto por fibra mielínica, caracterizando sua
cor.
A camada mais superficial da substância cinzenta é denominada córtex e possui 2-4 mm
de espessura. Pode ser descrito em áreas sensitivas, motoras e áreas de associação.
Recebe impulsos nervosos das vias de sensibilidade interpretando-os e os tornando
conscientes e, então, envia impulsos que iniciam e comandam os movimentos
voluntários. Dentre as áreas sensitivas, encontra-se a área visual, auditiva, vestibular,
olfatória, gustativa e também a área somestésica, que é a área da sensibilidade somática
geral, aonde chegam impulsos talâmicos relacionados à temperatura, dor, pressão, tato e
propiocepção consciente da metade oposta do corpo. Dentre as áreas de associação, que
possuem funções psíquicas, estão as áreas gnósias (interpretação), áreas relacionadas à
5
linguagem, ao esquema corporal, à memória e a emoções. Também está relacionado ao
pensamento, consciência, emoção, raciocínio e comando motor (Strong, Elwyn e
Carpenter, 1978).
Os hemisférios cerebrais são conectados através do corpo caloso, que é a estrutura na
fissura longitudinal do cérebro responsável pela maioria das comunicações inter-
hemisféricas.
O sistema ventricular é composto por quatro ventrículos nos quais estão presentes os
plexos corióides, responsáveis pela produção da maior parte do líquido cerebroespinhal
(LC). Este fluido aquoso e incolor circula entre o espaço subaracnóideo, saindo do quarto
ventrículo, indo para a parte de baixo e seguindo para cima, onde é absorvido pelo
sangue, através das granulações aracnóideas do seio sagital superior. Funciona como uma
espécie de amortecedor, protegendo o SNC, juntamente com as meninges e também
contribui para a proteção biológica do SNC contra agentes infecciosos (Strong, Elwyn e
Carpenter, 1978).
O sistema límbico inclui estruturas corticais - giro do cíngulo, istmo do giro do cíngulo,
giro parahipocampal e hipocampo - e estruturas subcorticais - núcleos anteriores do
tálamo, parte do hipotálamo, epitálamo, área septal e corpo amigdalóide. Essas estruturas
fazem conexões através do fórnix, corpo mamilar, fascículo mamilotalâmico e cápsula
interna. O sistema límbico está ligado aos fenômenos da emoção, comportamento e
controle do sistema nervoso autônomo. Sendo assim, participa da regulação do ritmo
cardíaco e da respiração, digestão, circulação, salivação, sudorese, sede, fome e
temperatura corporal (Machado e Campos, 1993; Strong, Elwyn e Carpenter, 1978).
Particularmente, o tálamo, além de participar do comportamento emocional, possui
funções relacionadas à motricidade, ativação do córtex e principalmente à sensibilidade.
Da mesma forma, o hipotálamo, além de estar ligado ao controle do sistema nervoso
autônomo e das emoções, também participa do metabolismo de gorduras, do controle da
hipófise e regula temperatura, fome, sede, sono e vigília.
A hipófise é uma glândula endócrina que secreta hormônios importantes e é responsável
pela regulação da atividade de outras glândulas, através da produção dos hormônios
6
trópicos. Entre suas funções estão os controles do crescimento, da pressão sanguínea, da
produção do leite em mulheres, da função dos órgãos sexuais e da tireóide. É dividida em
dois lobos: adeno-hipófise e neuro-hipófise (Machado e Campos, 1993).
Entre o cérebro e a medula espinhal está situado o tronco encefálico que é composto pelo
mesencéfalo, ponte e bulbo. Funciona como um canal que envia sinais nervosos da
medula espinhal para o cérebro e o cerebelo, e vice-versa. Faz conexões de grande parte
dos nervos cranianos (10 de 12 pares). É composto por substância cinzenta, devido aos
núcleos de nervos cranianos e à própria substância cinzenta; substância branca, devido a
fibras; e formação reticular, que é uma substância intermediária entre a substância branca
e a cinzenta. A formação reticular tem como função o reflexo do vômito, controle da
respiração, controle vaso motor (pressão arterial), regulação do sono e ativação do córtex
cerebral. Os nervos cranianos fazem conexão com o tálamo e daí com córtex cerebral
específico, sendo importante para um grande número de arcos reflexos. Também está
envolvido no sistema de controle cardiovascular, nos movimentos dos olhos e do corpo e
possui papel efetuador nos fenômenos das emoções (Machado e Campos, 1993; Strong,
Elwyn e Carpenter, 1978).
Atrás do tronco encefálico encontra-se o cerebelo, que como o cérebro, é composto por
córtex de substância cinzenta e centro de substância branca. Funciona de forma
involuntária e inconsciente e possui atividade exclusivamente motora. É responsável pela
manutenção do equilíbrio e postura corporal, controle do tônus muscular, coordenação
dos movimentos e aprendizagem motora.
A medula espinhal é uma extensão do sistema nervoso central, e possui uma forma
tubular fina envolvida e protegida pela coluna vertebral. Sua principal função é conduzir
impulsos nervosos do corpo para o cérebro. Também é responsável pelos atos reflexos.
A Figura 1 mostra algumas estruturas do Sistema Nervoso Central, em um corte médio-
sagital.
7
Figura 1 – Visão médio-sagital do Sistema Nervoso Central (modificada de LNS, 2007).
O Sistema Nervoso Central é, então, uma região compartimental interconectada com
funções múltiplas onde cada estrutura possui uma função fundamental e específica. Sendo
assim, as ocorrências de anormalidades, devido a fatores internos ou externos, podem
provocar danos, capazes de comprometer seriamente o seu funcionamento.
2.2 O Câncer
As células são as unidades estruturais e funcionais dos organismos vivos. Uma célula
normal pode sofrer uma mutação genética, devido a alterações no seu DNA, crescendo
desordenadamente, com formas e tamanhos diferentes. Como é através do DNA que as
células recebem informações para o seu funcionamento, as células cujo material genético
foi alterado passam a receber instruções erradas para as suas atividades (INCA
1
, 2008).
8
As células alteradas se comportam, então, de forma anormal, multiplicando-se de maneira
descontrolada e mais rapidamente do que as células normais do tecido à sua volta,
invadindo-o. Geralmente, têm capacidade para formar novos vasos sanguíneos que as
nutrirão e manterão as atividades de crescimento descontrolado. Também podem adquirir
a capacidade de se desprender do local de origem e de migrar, invadindo inicialmente os
tecidos vizinhos, podendo chegar ao interior de um vaso sangüíneo ou linfático e, através
desses, espalhar-se, chegando a órgãos mais distantes, formando as metástases.
Dependendo do tipo da célula, a metástase pode ocorrer de forma mais rápida e mais
precocemente, ou bem lentamente e até não ocorrer. O acúmulo dessas células alteradas
forma os tumores malignos, também chamados de câncer ou neoplasia maligna (INCA
2
,
2008).
Diferentemente do câncer, um tumor benigno significa simplesmente uma massa
localizada de células que se multiplicam vagarosamente e se assemelham ao seu tecido
original, raramente constituindo um risco de vida. Já as células cancerosas são,
geralmente, menos especializadas nas suas funções do que as suas correspondentes
normais. Conforme as células cancerosas vão substituindo as normais, os tecidos
invadidos vão perdendo suas funções. Por exemplo, a invasão dos pulmões gera
alterações respiratórias, a invasão do cérebro pode gerar dores de cabeça, convulsões,
alterações da consciência, etc (INCA
3
, 2008).
O processo de formação do câncer – carcinogênese – em geral se dá lentamente, podendo
levar vários anos para que uma célula cancerosa prolifere e dê origem a um tumor visível,
e esse processo passa por vários estágios antes de chegar ao tumor maligno.
O primeiro estágio da carcinogênese é o Estágio de Iniciação, em que as células sofrem o
efeito dos agentes cancerígenos, ou carcinógenos, que provocam modificações em alguns
de seus genes. Nesta fase as células se encontram geneticamente alteradas, porém ainda
não é possível se detectar um tumor clinicamente. Encontram-se "iniciadas" para a ação
de um agente cancerígeno promotor, que transforma essas células em malignas de forma
lenta e gradual, após um longo e continuado contato, num segundo estágio denominado
Estágio de Promoção. A suspensão do contato com agentes promotores muitas vezes
interrompe o processo nesse estágio. O terceiro e último estágio, Estágio de Progressão,
se caracteriza pela multiplicação descontrolada e irreversível das células alteradas. Nesse
9
estágio o câncer já está instalado e evoluindo até o surgimento das primeiras
manifestações clínicas da doença (INCA
4
, 2008).
No Brasil, a mortalidade por câncer na população aumentou em 30%, de 1979 a 2003.
São mais de 130 mil óbitos e 460 mil novos casos anuais (RAO, 2008). Segundo o
Instituto Nacional do Câncer - INCA, as estimativas para o ano de 2008, apontam que
ocorrerão 466.730 novos casos de câncer, sendo a projeção populacional de 191.869.683
(INCA
5
, 2008). E de acordo com a Rede de Atenção Oncológica, do Ministério da Saúde,
o câncer já corresponde à segunda causa de morte mais freqüente em nosso país.
2.3 Tumores Cerebrais
A cada ano mais de 200.000 pessoas, nos Estados Unidos, são diagnosticadas com
tumores cerebrais, sendo essa a segunda principal causa de morte de câncer em homens
de 20-29 anos e a quinta em mulheres de 20-39 anos (BTS, 2008).
Desses tumores diagnosticados, aproximadamente 40.000 casos compreendem tumores
primários, sendo o meningioma o mais comum deles, com uma incidência de 27,4%. A
família do glioma - tumores que crescem a partir dos tecidos que rodeiam e suportam as
células do sistema nervoso central - corresponde a 44,4% de todos os tumores cerebrais
(BTS, 2008).
O Glioblastoma Multiforme (GBM) é um dos mais malignos e agressivos tumores
cerebrais, com uma taxa de incidência de 51,9% dos casos de glioma e 20,3 % dos casos
de tumores cerebrais primários (BTS, 2008). Esse tipo de câncer ocorre geralmente nos
hemisférios do cérebro, principalmente no lóbulo temporal, de adultos. Dentre as
neoplasias de células gliais, o GBM é o que mais apresenta mutações, apesar de
raramente promover metástase fora do SNC (eMedicine
1
, 2008).
Os tumores cerebrais metastáticos são os mais comuns tipos de tumores cerebrais,
ocorrendo em 10-15% das pessoas com câncer. O terceiro mais comum tumor maligno
proveniente de metástase, depois do câncer de pulmão e de mama, é o Melanoma
Intracranial. Em 12-20% dos pacientes a metástase ocorre inicialmente no cérebro,
10
atingindo primeiramente a substância cinzenta, e envolvendo posteriormente outras
partes, como hipófise, cerebelo e hemisférios cerebrais. A incidência de metástase no
sistema nervoso central é de 10-40% em casos clínicos, ocorrendo em 2/3 dos pacientes
com melanoma primário maligno (eMedicine
2
, 2008).
O Glioblastoma Multiforme e o Melanoma Intracranial possuem um índice de cura quase
inexistente. Tratamentos paliativos, como radioterapia, cirurgia para a remoção do tumor
e quimioterapia, podem ser feitos para aumentar a expectativa de vida e diminuir os
sintomas provocados pela doença. No caso do Glioblastoma Multiforme, a taxa de
sobrevida para pacientes que receberam tratamento ainda é muito baixa: 10% atingem
uma sobrevida de 2 anos e aproximadamente 1% dos pacientes consegue sobreviver por 5
anos, sendo que na maioria dos casos a sobrevida é de 1 ano após o diagnóstico. Pacientes
que não recebem nenhum tipo de tratamento geralmente morrem dentro de apenas 3
meses (eMedicine
1
, 2008; eMedicine
2
, 2008).
2.3.1 Tratamento de tumores cerebrais
A sobrevida e a preservação da qualidade de vida do paciente são questões importantes na
escolha do tratamento de um câncer. Além disso, deve ser levado em consideração o tipo
e a localização do tumor a ser tratado.
O tratamento cirúrgico do câncer pode ser aplicado com finalidade paliativa ou curativa.
O tratamento paliativo tem a finalidade de reduzir a população de células tumorais ou de
controlar sintomas que põem em risco a vida do paciente ou comprometem sua qualidade
de vida. Já o tratamento curativo é um tratamento radical, que compreende a remoção do
tumor com uma margem de segurança, e é indicado nos casos iniciais da maioria dos
tumores sólidos. Essa margem de segurança varia de acordo com a localização e o tipo
histológico do tumor. No caso de um tumor benigno, por exemplo, a margem de
segurança é o seu limite macroscópico, enquanto que o câncer, pelo seu caráter de
invasão microscópica, exige ressecção mais ampla (BVSMS, 2008).
Tumores cerebrais benignos crescem devagar e geralmente podem ser removidos
cirurgicamente, dependendo da região que ocupam no cérebro. Ao contrário desses, os
11
tumores cerebrais malignos crescem rapidamente, se espalhando pelos tecidos adjacentes,
e geralmente não podem ser completamente removidos cirurgicamente, por poderem
provocar algum tipo de déficit nas funções cerebrais (eMedicine
1
, 2008).
A quimioterapia é um tratamento que utiliza a introdução de substâncias químicas na
circulação sanguínea para destruir as células que formam o tumor. Na maioria dos casos,
essas substâncias são administradas de forma intravenosa, podendo também ser dadas por
via oral, intramuscular, subcutânea, tópica e intratecal. Os fármacos se misturam com o
sangue e são levados a todas as partes do corpo, destruindo as células cancerosas e
impedindo, também, que elas se espalhem pelo corpo (INCA
6
, 2008).
A maioria das substâncias químicas empregadas na quimioterapia atua de forma não
específica, lesando tanto células malignas quanto benignas. Como as diferenças entre
essas células são mais quantitativas do que qualitativas, uma linha muito tênue separa o
sucesso terapêutico de uma toxicidade inaceitável. Os fármacos agem interferindo em
outras funções bioquímicas celulares vitais, por atuarem indistintamente no tumor e nos
tecidos normais de proliferação rápida - como é o caso do sistema hematopoiético e das
mucosas – o que obriga a interrupção periódica do tratamento para a recuperação do
paciente (BVSMS, 2008).
No caso do tratamento de tumores cerebrais, a quimioterapia se torna mais complicada
pela dificuldade que determinados compostos têm de atravessar a barreira
hematoencefálica, que protege o cérebro de possíveis substâncias tóxicas. Sendo assim, a
quimioterapia pode ter uma ação tóxica sobre o sistema nervoso central, podendo
provocar algumas complicações neurológicas, como, por exemplo, um déficit cognitivo.
Esses efeitos tóxicos são geralmente dependentes da dose administrada e aumentam com
combinações de determinados fármacos (APNO, 2008).
A radioterapia é dividida em braquiterapia e teleterapia. Na braquiterapia uma fonte
encapsulada de isótopo radioativo é colocada muito próxima ou dentro do volume
tumoral, liberando uma dose de radiação diretamente no tumor, poupando os órgãos mais
próximos e preservando os mais distantes da área do implante. Essas fontes podem ter a
forma de tubos, agulhas, fios, sementes, cápsulas ou placas e são aplicadas de forma
intersticial ou intracavitária (MPSR, 1995; Khan, 2003).
12
A teleterapia consiste de uma terapia à distância, em que a fonte emissora de radiação fica
a mais ou menos 1 m do paciente, e é realizada utilizando aparelhos de megavoltagem,
em que um feixe de fótons ou partículas carregadas, capazes de destruir células malignas,
atravessa o tecido sadio para atingir o tumor, não afetando então somente as células
tumorais. A intensidade desse feixe aumenta nos primeiros milímetros da pele, mas
diminui à medida que se aprofunda no paciente, sendo necessária uma maior energia para
atingir tecidos mais profundos. Como resultado, algum tipo de lesão pode ser provocada
no tecido sadio. No caso de irradiação de cabeça, por exemplo, pode ocorrer debilidade
das funções cerebrais do paciente (BVSMS, 2008; MPSR, 1995; Campos, 2005).
Uma técnica terapêutica que vem sendo estudada e promete produzir um efeito mais
direto e específico no tratamento do câncer é a NCT – Neutron Capture Therapy. Esse
processo requer a infusão, no paciente, de um elemento capaz de capturar nêutrons e,
posteriormente, a exposição desse paciente a um feixe de nêutrons (Gomez, 1997).
Um dos tumores cerebrais mais difíceis de serem tratados é o Glioblastoma Multiforme e,
apesar da melhoria dos tratamentos para tumores cerebrais, como cirurgia e radioterapia,
a taxa de fracasso para esse tipo de tumor ainda é alta. Um novo e eficiente tratamento é
então necessário para aumentar a taxa de sobrevivência dos pacientes. A opção para um
tratamento mais seletivo é a BNCT – Boron Neutron Capture Therapy – que consiste na
técnica de NCT empregando um composto borado (Van Rij, Wilhelm, Van Loenen e
Sauerwein, 2005).
2.3.2 BNCT – Boron Neutron Capture Therapy
Em 1936, Gordon L. Locker, biofísico do Instituto de Pesquisa Bartol em Swarthmore,
Pensilvânia, propôs o princípio da Terapia de Captura de Nêutrons pelo Boro (BNCT –
Boron Neutron Capture Therapy), que consiste de um processo composto por duas
etapas: na primeira é usado o
10
B para selecionar o tumor, que será irradiado por um feixe
de nêutrons epitérmicos, na segunda etapa (Campos, 2000).
O Boro é considerado um bom radionuclídeo para ser empregado nesse processo devido a
sua alta sessão de choque com nêutrons epitérmicos. Além disso, não é tóxico e nem
radioativo, é fácil de ser encontrado (compreende aproximadamente 20% do Boro
13
natural) e permite ser quimicamente incorporado a outras estruturas químicas (Brownell,
Zamenhof, Murray e Wellum, 1978; Barth, Solloway e Fairchild, 1990). Após essa
incorporação, o então radiosensibilizador é injetado no paciente de forma intravenosa e é
absorvido em maior quantidade pelo tumor, devido à rápida divisão das células malignas
(Van Rij, Wilhelm, Van Loenen e Sauerwein, 2005).
As primeiras aplicações clínicas de BNCT foram realizadas entre 1950 e 1961, no
Brookhaven National Laboratory (BNL) e no Massachusetts Institute of Technology
(MIT), usando o bórax (Na
2
B
4
O
7
.10H
2
O) e mais tarde o pentaborato de sódio (Na
2
O.
(
10
B
2
O
3
)
5
.10H
2
O), o ácido carboxifenilboronico (C
7
H
7
BO
4
) e o disódio
decahidrodecaborato (Na
2
10
B
10
H
10
) como carreadores do
10
B. O primeiro composto
químico utilizado, o bórax, atingia uma concentração no tumor e no sangue de 1:1, o que
significava nenhuma seletividade no tumor. Sendo assim, o resultado do tratamento foi
insatisfatório e o fracasso desses experimentos clínicos levou à interrupção desse tipo de
tratamento nos EUA (Van Rij, Wilhelm, Van Loenen e Sauerwein, 2005; Campos, 2000).
Apesar da falha da BNCT nos Estados Unidos, clínicas japonesas aperfeiçoaram esse tipo
de terapia usando o BSH (borocaptato de sódio), sendo este um carreador de boro mais
seletivo. Mais tarde, também foi utilizado como radiosensibilizador o BPA-frutose
(borofenilalanina), que é análogo a um aminoácido e é facilmente absorvido pelas células
tumorais, apresentando uma razão de concentração tecido sadio:tumor de 1:4. Como
resultado desses esforços, em 1990, experimentos clínicos modernos começaram a ser
realizados nos EUA e na Europa, para investigar a BNCT, utilizando feixes de nêutrons
térmicos (Van Rij, Wilhelm, Van Loenen e Sauerwein, 2005; Yokoyama, Miyatake,
Kajimoto et al, 2006).
Muitas melhorias técnicas, como métodos analíticos rápidos e seguros para dosagem de
boro, desenvolvimento de feixe de nêutrons epitérmicos com maior penetração no
cérebro, desenvolvimento de sistemas computadorizados de planejamento de tratamento e
o desenvolvimento de técnicas de dosimetria fixaram uma nova fase para investigação de
NCT como uma modalidade clínica. A culminação destas iniciativas de desenvolvimento
para alcançar a era moderna da BNCT empregando feixes de nêutrons epitérmicos
aconteceu em 1994, quando um grupo do MIT tratou o primeiro paciente com melanoma
em experimentos na fase I. Já os experimentos em fase I da BNCT para glioblastoma
14
multiforme foram iniciados no BNL em 1994, e depois pelo mesmo grupo do MIT para
GBM e melanoma intracranial metastático em 1996. Na fase I procura-se encontrar os
níveis de segurança e aceitabilidade nos experimentos clínicos, que envolve
escalonamento de dose máxima aplicada, avaliação da segurança no tratamento, definição
de máxima toxicidade aceitável e estudo da farmacocinética do composto (Palmer,
Goorley, Kiger et al, 2002; Campos, 2000).
Entre julho de 1996 e maio de 1999, experimentos clínicos na fase I para GBM e
melanoma intracranial foram realizados como um projeto comum entre grupos de
pesquisa de Harvard e MIT, onde 22 pacientes foram tratados no Nuclear Reactor
Laboratory (NRL) do MIT.
Na Europa, alguns países começaram a realizar experimentos da fase I da BNCT em 1997
e em 2000 foi a vez de um grupo da República Tcheca. Nestes estudos europeus, como na
maioria dos estudos japoneses, é administrado o BSH como radiosensibilizador no
tratamento de tumores cerebrais primários (Palmer, Goorley, Kiger et al, 2002).
Outros estudos foram realizados no Japão, em 2006, para avaliar as concentrações de
BPA e BSH no tumor e no sangue de animais com tumores cerebrais, no intuito de
aperfeiçoar a técnica de BNCT em gliomas malignos. Os resultados mostraram um
aumento de concentração no tumor para a combinação dos dois compostos e uma baixa
concentração nos tecidos sadios (Yokoyama, Miyatake, Kajimoto et al, 2006).
Os principais experimentos clínicos humanos envolvendo BNCT estão sendo realizados
atualmente tanto em pacientes com melanoma intracranial quanto em pacientes com
GBM. Um desses experimentos, em fase I/II, está sendo desenvolvido no BNL e consiste
na avaliação da segurança de BPA-BNCT em pacientes com glioblastoma. Na fase II são
fixados novos protocolos para derrotar a atividade do tumor, buscando então o nível de
dose para controlar a doença (Van Rij, Wilhelm, Van Loenen e Sauerwein, 2005;
Campos, 2000).
O conhecimento da farmacocinética dos compostos borados utilizados no carreamento e
sua concentração nas células cancerosas em função do tempo são informações essenciais
para o tratamento e para a avaliação de dose, pois a seletividade da droga química e o
15
processo de irradiação são diretamente proporcionais ao sucesso do tratamento,
subentendido pelo controle local do tumor (Campos, 2005).
Além de testes clínicos estão sendo desenvolvidas instalações de reatores nucleares para
tratamentos empregando BNCT e há também um grande interesse no desenvolvimento de
aceleradores de partículas para esse fim, que poderia resultar em uma integração mais
fácil entre instalações de tratamento para BNCT e hospitais com centros de radioterapia
(Palmer, Goorley, Kiger et al, 2002).
A Terapia por Captura de Nêutrons pelo Boro é apontada com uma teórica superioridade
em relação às modalidades convencionais de radioterapia, devido a sua irradiação seletiva
nas células tumorais. Além disso, o avanço da ciência e da tecnologia permite o estudo e
o desenvolvimento de testes para uma maior segurança e viabilidade da BNCT, e cálculo
de doses para que seja produzido o menor efeito da radiação possível em tecidos sadios
(Yokoyama, Miyatake, Kajimoto et al, 2006).
Estudos em BNCT realizados no Núcleo de Radiações Ionizantes da UFMG
O Núcleo de Radiações Ionizantes – NRI – do Departamento de Engenharia Nuclear da
UFMG vem desenvolvendo diversos estudos em NCT, sendo a maior parte deles voltados
à técnica de BNCT, desde 1994.
O primeiro estudo sobre BNCT realizado no NRI foi em 1994, e propôs o acoplamento da
técnica de BNCT à irradiação por fontes discretas de nêutrons, utilizando-se do conceito
de braquiterapia, para tratamento radioterápico. Neste trabalho foram abordados os
aspectos biológicos, radiodosimétricos e nucleares das duas técnicas. Também foram
discutidos métodos distintos de avaliação da transmissão da radiação através da solução
da equação de transporte de nêutrons, tratamento estocástico pelo método de Monte
Carlo, e cálculos analíticos simplificados desenvolvidos computacionalmente (Chaves e
Campos, 1994).
Em outro trabalho, experimentos preliminares envolvendo a técnica de NCT a baixa taxa
de dose foram realizados em culturas de células in vitro. Três tipos de experimentos
16
foram realizados, utilizando células cancerosas. No primeiro, amostras de culturas de
células foram submetidas a uma taxa de dose de 0,2 RBE.Gy, através de irradiação com
nêutrons, e o índice de mortalidade obtido foi de 20%. O segundo experimento foi
realizado para demonstrar a eficiência da irradiação das células com nêutrons, que
apresentou, através de análises quantitativas, inúmeras colônias produzidas por células
não irradiadas e poucas colônias produzidas por células tratadas. O terceiro foi um
experimento piloto, realizado com o radiosensibilizador BSH, em que não foram obtidos
bons resultados. O mesmo trabalho envolve a utilização de um irradiador para nêutrons e
o mapeamento do fluxo de nêutrons térmicos e epitérmicos, e também avaliações de
segurança radiológica (Roberto, Campos e Vilela, 1997).
Também foram realizados estudos sobre fontes de nêutrons adequadas à técnica de
BNCT. Em um deles, um irradiador de nêutrons baseado na fissão espontânea do
252
Cf
com amplificação por meio de combustível físsil de
235
U foi proposto como fonte
alternativa para aplicação em BNCT. A simulação deste dispositivo foi realizada através
do código MCNP-4A e o irradiador foi capaz de produzir um fluxo epitérmico de 10
8
n/cm
2
.s
-1
para uma carga de 2,3 mg de
252
Cf, sendo considerado terapeuticamente
aceitável no uso da técnica de BNCT (Andrade e Campos, 1998).
Buscando uma solução alternativa, de baixo custo e baixa contaminação, um outro
trabalho foi desenvolvido, visando uma configuração otimizada para um irradiador de
nêutrons epitérmicos adequado à técnica de NCT. A simulação foi executada no código
MCNP-4A, levando em consideração parâmetros envolvidos nos sistemas de moderação
neutrônica, refletores, blindagens, filtros de nêutrons rápidos e raios gama, colimadores e
amplificação neutrônica para três configurações propostas de um irradiador de nêutrons
epitérmicos, utilizando fontes neutrônicas de
241
AmBe,
252
Cf e
252
Cf em conjunto com
material físsil. Como resultado foram obtidos fluxos neutrônicos na ordem de 10
7
a 10
8
n/cm
2
.s
-1
(Dias e Campos, 2002).
Para maior segurança no desenvolvimento de pesquisas in vitro e in vivo de técnicas de
braquiterapia de nêutrons e NCT, foram realizados estudos computacionais de
radioproteção para o Laboratório de Nêutrons do Departamento de Engenharia Nuclear
da UFMG, que permitiram selecionar materiais de blindagem com melhor custo-
17
benefício, melhorar as características do projeto e otimizar a radioproteção do corpo
operacional e do público (Mendes e Campos, 2004).
Também foi realizado um estudo de análise comparativa entre braquiterapia de nêutrons,
braquiterapia de nêutrons acopladas a NCT (utilizando
10
B e
149
Sm) e braquiterapias
utilizando
188
Re e
125
I, entre outros estudos (Mendes e Campos, 2004).
2.4 Interação da Radiação com a Matéria
A radiação é capaz de penetrar na matéria e interacionar com os átomos constituintes
desta, perdendo parte de sua energia, ou a totalidade, que é absorvida pelo meio material
que está sendo atravessado. Esta transferência de energia é a causa dos distintos efeitos
produzidos pelas radiações, tal como o efeito biológico produzido na matéria viva. Por
isso, é necessário conhecer os tipos prováveis de interação das radiações com a matéria,
no intuito de prevenir e minimizar seus efeitos nocivos ou mesmo potencializar aqueles
que podem interessar a uma determinada aplicação, como o tratamento do câncer, por
exemplo (Aramburu e Bisbal, 1994).
2.4.1 Interação de fótons com a matéria
Os fótons são radiações eletromagnéticas, podendo ter denominação de raios X, quando
originados da transição entre dois estados energéticos de um átomo, ou raios γ, quando
originados da transição entre dois estados energéticos do núcleo. Devido à ausência de
carga, esse tipo de radiação pode penetrar de forma profunda na matéria antes de sofrer
uma interação, que pode ocorrer através do Efeito Fotoelétrico, Efeito Compton,
Produção ou Aniquilação de Pares. Este poder de penetração depende da energia dos
fótons incidentes e da seção de choque microscópica, que é a probabilidade de ocorrer
uma determinada interação entre um dado material e uma determinada radiação
(Aramburu e Bisbal, 1994; Lamarsh e Baratta, 2001).
Para o Efeito Fotoelétrico, a seção de choque microscópica aumenta com o aumento do
número atômico do material e diminui com o aumento da energia do fóton incidente.
18
Sendo assim, o efeito fotoelétrico é importante na interação de fótons de baixa energia
(inferior a 1 MeV) com elementos pesados (Lamarsh e Baratta, 2001).
No Efeito Compton, a seção de choque microscópica varia da mesma forma que no Efeito
Fotoelétrico, com a diferença de que no primeiro essa variação é menos acentuada, pois o
Efeito Compton ocorre predominantemente para fótons de energias entre 0,5 a 10 MeV,
sendo que para elementos mais pesados essa faixa de energia ainda diminui (Aramburu e
Bisbal, 1994).
A Produção de Pares é o processo de interação predominante para fótons de energia de 10
MeV e energias superiores a esta, e sua seção de choque microscópica varia de acordo
com a relação:
)022,1(E
Z
σ
2
p
−
∝
(1)
onde Z é o número atômico do elemento que constitui o meio, E é a energia do fóton
incidente e 1,022 é a energia mínima, em MeV, necessária para a criação do par elétron-
pósitron (Lamarsh e Baratta, 2001).
Após serem criadas, as partículas se deslocam no meio perdendo energia, através de
colisões, até atingirem uma energia cinética suficientemente baixa. Em seguida, o
pósitron se combina a um elétron e há, então, a aniquilação desse par, dando origem a
dois fótons que se propagam em sentidos opostos, cada um com uma energia de 511 keV
(Aramburu e Bisbal, 1994; Lamarsh e Baratta, 2001).
Interação dos Fótons com o Tecido Humano
Quando o material irradiado em questão é o tecido humano, é fundamental conhecer sua
composição química. Sabendo-se, então, que este é formado essencialmente por núcleos
leves, o processo de interação predominante será determinado pela energia dos fótons
incidentes.
No primeiro caso analisado neste trabalho, que será visto mais adiante, o tecido foi
irradiado por um feixe de fótons com energia até 10 MeV, em uma simulação de
19
radioterapia megavoltagem. Nos outros dois casos, BNCT e irradiação com nêutrons
epitérmicos 10 keV, são geradas gamas devido a capturas neutrônicas ocorridas no tecido,
principalmente com energias em torno de 0,48 e 2,2 MeV, respectivamente.
Levando em consideração as faixas de energia dos fótons citadas e que o tecido é
formado essencialmente por elementos leves, a interação predominante nos três casos em
estudo é o efeito Compton. Isto pode ser visibilizado na Figura 2, que mostra os
processos de interação dominantes entre o fóton e a matéria, de acordo com a faixa de
energia dos fótons e o número atômico do elemento químico.
Figura 2 – Processos de interação dominantes entre o fóton e a matéria, de acordo com o número atômico
dos elementos químicos do qual é formada (UFSC, 2008).
Na radioterapia megavoltagem os fótons incidentes não são totalmente atenuados, devido
à sua faixa de energia, sendo capazes de atravessar, por exemplo, a cabeça de um adulto.
Já em BNCT e na irradiação com nêutrons, os fótons produzidos são de baixa energia e
por isso, são facilmente atenuados pelo tecido, atingindo uma energia baixa o suficiente
para sofrerem absorção, através do efeito fotoelétrico.
Além das interações citadas, também podem acontecer emissões de radiação de
frenagem, ou Bremsstrahlung, que neste caso ocorrem quando um elétron sofre uma
20
variação brusca na sua velocidade, devido à ação do campo coulombiano do núcleo ou de
outras partículas carregadas (Aramburu e Bisbal, 1994).
2.4.2 Interação de nêutrons com a matéria
Os nêutrons são radiações indiretamente ionizantes, pois não possuem carga elétrica, e
sua interação com a matéria ocorre devido a forças nucleares. Essas forças são de curto
alcance, e como o núcleo de um átomo ocupa uma parte muito pequena da matéria, os
nêutrons percorrem distâncias relativamente grandes até colidirem com um núcleo. Por
isso essa interação deve ser vista como uma reação nuclear e esse tipo de radiação é
penetrante. Além disso, também produzem radiações secundárias que freqüentemente são
núcleos de recuo e produtos de reações nucleares tipo (n,
γ
) e (n,α), que são altamente
ionizantes.
Os nêutrons são classificados quanto à sua energia e essa classificação varia de autor para
autor. No estudo realizado neste trabalho, terão maior importância os nêutrons
epitérmicos, que possuem energias intermediárias, na faixa de 4 eV a 40 keV. Ao
interagir com o meio, os nêutrons sofrem um processo de moderação no qual eles vão
perdendo energia até atingirem um estado de equilíbrio térmico com esse meio e são
então denominados nêutrons térmicos, com uma energia de 0,0253 eV (Dias e Campos,
2002).
As principais formas de interação entre os nêutrons e a matéria são o Espalhamento
Elástico, o Espalhamento Inelástico e a Captura Radioativa, que possuem seções de
choque dependentes da energia do nêutron.
O Espalhamento Elástico (n,n) ocorre para qualquer energia do nêutron e desempenha
importante papel na moderação de nêutrons rápidos, sendo os elementos leves
(principalmente o hidrogênio) mais eficientes nessa moderação, pois quanto menor a
massa do núcleo, maior a transferência de energia cinética do nêutron para esse
(Aramburu e Bisbal, 1994). A seção de choque microscópica para este tipo de interação
varia de acordo com a energia do nêutron, como mostra a Figura 3.
21
Figura 3 – Seção de choque microscópica para o espalhamento elástico (Lamarsh e Baratta, 2001).
Como é possível observar na Figura 3, a seção de choque para energias mais baixas é
praticamente constante. Numa faixa de energia intermediária há formação de núcleo
composto e é observada uma região de ressonância, em que a seção de choque apresenta
picos para determinadas energias do nêutron incidente. Para energias mais altas dos
nêutrons, as ressonâncias estão tão próximas que apresentam um aspecto contínuo e a
seção de choque cai suavemente em função da energia (Lamarsh e Baratta, 2001).
No Espalhamento Inelástico (n,n’) o nêutron incidente é capturado pelo núcleo e este se
transforma em um núcleo composto excitado, que volta a seu estado fundamental após
emitir o mesmo, ou outro, nêutron e também radiação γ (Aramburu e Bisbal, 1994). Sua
seção de choque microscópica é definida pela energia do nêutron e a massa do núcleo
envolvido na reação e, para que a interação ocorra, a energia do nêutron deve ser maior
que a energia do primeiro estado excitado do núcleo; caso contrário, a seção de choque é
nula. Quanto maior a massa do núcleo, menor a energia do primeiro nível de excitação,
então, é mais provável que o Espalhamento Inelástico ocorra entre nêutrons de baixa
energia e átomos pesados, ou entre nêutrons rápidos e elementos leves (Lamarsh e
Baratta, 2001).
A Captura Radioativa também pode ocorrer para qualquer energia do nêutron. Nesse
processo de interação um núcleo captura um nêutron e se transforma em um núcleo
composto, que se desexcita emitindo
γ
, como ocorre na interação entre um núcleo leve e
10
0
10
1
10
2
10
3
10
4
10
5
10
6
10
7
10
8
Energia do Nêutron (eV)
10
1
10
0
10
-1
Seção de Choque (barn)
22
nêutrons lentos, por exemplo, onde a reação é representada por (n,γ). Outras reações
importantes são as do tipo (n,p) e (n,
α
) (Aramburu e Bisbal, 1994).
Para um grande número de elementos, especialmente os que possuem massa maior que
100, a seção de choque microscópica para a captura radioativa varia de acordo com a
energia do nêutron, como mostra a Figura 4.
Figura 4 – Seção de choque microscópica para a captura radioativa (Lamarsh e Baratta, 2001).
Na região I a seção de choque diminui com o aumento da energia do nêutron. A região II
apresenta ressonâncias, com picos de seção de choque para determinada energia do
nêutron. E na região III a seção de choque diminui suavemente com o aumento da energia
do nêutron, sendo praticamente constante (Lamarsh e Baratta, 2001).
Para núcleos leves a seção de choque microscópica para colisão elástica é maior do que
para a captura radioativa, com exceção do
6
Li e do
10
B, que apresentam uma elevada
seção de choque para a captura (n,
α
) com nêutrons lentos, sendo esta de 900 b para o
6
Li
e 3840 b para o
10
B (Aramburu e Bisbal, 1994; Van Rij, Wilhelm, Van Loenen e
Sauerwein, 2005).
Seção de Choque (barn)
10
-
2
10
-
1
10
0
10
1
10
2
10
3
10
4
10
5
10
6
10
3
10
2
10
1
10
0
Energia do Nêutron (eV)
23
Interação dos Nêutrons com o Tecido Humano
Como mencionado anteriormente, o tecido humano é formado essencialmente por
núcleos leves, e considerando sua interação com nêutrons, que neste estudo são nêutrons
epitérmicos monoenergéticos de 10 keV, o tipo de interação predominante está
diretamente relacionado à composição química do tecido e à concentração em massa de
cada elemento. Em ordem decrescente de concentração, o tecido humano é formado em
sua maior parte por átomos de oxigênio, carbono, hidrogênio e nitrogênio.
Considerando a energia dos nêutrons e a composição do tecido mencionada pode-se
concluir que é muito pouco provável que o espalhamento inelástico no tecido aconteça,
podendo ser desprezado.
Como o tecido é formado por núcleos leves, o espalhamento elástico é predominante,
ocorrendo com o oxigênio e carbono em reações O(n,n)O e C(n,n)C, respectivamente,
mas principalmente devido à presença do hidrogênio, que desempenha alta eficiência na
moderação dos nêutrons através de reações, H(n,n)H. Os nêutrons vão perdendo energia
através de colisões elásticas nas reações citadas até atingirem a energia térmica.
Ao atingirem a faixa de energia térmica, os nêutrons também passam a ter uma grande
probabilidade de interagir com o meio através da captura neutrônica, principalmente em
reações
14
N(n,p)
14
C e
1
H(n,γ)
2
H. As reações
14
N(n,p)
14
C ocorrem devido à presença do
nitrogênio, que possui uma seção de choque microscópica para absorção neutrônica de
1,7 b. As reações
1
H(n,γ)
2
H ocorrem devido à presença de hidrogênio no tecido e à sua
seção de choque microscópica para captura, que é de 0,332 b. Em termos de dose
depositada no tecido a energia dos dêuterons de recuo (1,3 keV) proveniente destas
reações pode ser desprezada pois é muito menor que a energia média das gamas emitidas
(2,2 MeV). Se o tecido estiver borado, também ocorrem reações do tipo
10
B(n,α)
7
Li
devido à alta seção de choque microscópica do boro para absorção de nêutrons térmicos,
que é de 3840 b (Chaves e Campos, 1994; Palmer, Goorley, Kiger et al, 2002).
Apesar de o oxigênio ser o elemento que compõe a maior fração em peso do tecido, a
probabilidade para ocorrência de reações induzidas por nêutrons térmicos no tecido é
mínima, uma vez que sua seção de choque microscópica para absorção neutrônica é de
24
0,19 mb. Do mesmo modo, a seção de choque de absorção de nêutrons térmicos para o
carbono é considerada desprezível pois é de apenas 3,2 mb. Então, reações envolvendo
oxigênio e carbono são muito pouco prováveis de ocorrerem no tecido biológico, pois
estes isótopos só interagem com nêutrons de altas energias (Chaves e Campos, 1994).
As seções de choque microscópicas para a captura de nêutrons dos principais elementos
presentes no tecido humano são apresentadas no gráfico da Figura 5. Este gráfico foi
plotado online, no site “Table of Nuclides” (Table of Nuclides, 2008), e para isto foi
necessário selecionar os tipos de reações desejadas, utilizando a biblioteca do MCNP e a
lista de nuclídeos disponíveis.
Figura 5 – Seções de choque para captura neutrônica dos principais elementos presentes no tecido humano.
Fonte: Gráfico plotado online, no site “Table of Nuclides” (Table of Nuclides, 2008), onde foram selecionados os tipos
de reações desejadas, utilizando a biblioteca do MCNP e a lista de nuclídeos disponíveis.
Hidrogênio
Oxigênio
Carbono
Nitrogênio
Boro
25
Interação de Nêutrons com o Tecido Humano em BNCT
Após a infusão do composto borado no paciente é, então, esperado um tempo ótimo, em
que a diferença de concentração do composto no tumor seja a maior possível em relação
ao tecido sadio, para que o paciente seja irradiado com o feixe de nêutrons (Gomez,
1997).
Os nêutrons do feixe colimado, utilizados na irradiação em BNCT, devem possuir uma
baixa energia, dentro da faixa epitérmica. Até atingirem o tumor eles perdem energia
passando a nêutrons térmicos. Assim deve ser para que os nêutrons consigam chegar ao
tumor com a energia necessária para que ocorra a reação de captura pelo
10
B e também
para que não haja uma deposição de dose desnecessária no tecido sadio; que ocorreria se
os nêutrons incidentes fossem inicialmente térmicos.
O
10
B possui uma seção de choque microscópica muito alta para a reação de captura de
nêutrons térmicos: em torno de 3840 b. Essa reação,
10
B(n,
α
)
7
Li, devido à interação entre
os nêutrons incidentes no tecido e o
10
B, é ilustrada na Figura 6.
Figura 6 – Interação dos nêutrons com o
10
B (MIT, 2007).
26
Em 94% dessas reações o
7
Li vai para o estado excitado e em somente 6% das reações ele
atinge diretamente seu estado fundamental, como mostra o esquema:
7
Li
3
+
α
+ Q (estado fundamental)
10
B
5
+
1
n
0
11
B
5
*
-----------
7
Li
3
*
+
α
+ Q ( estado excitado)
Na maioria das reações o átomo de
10
B se transforma em um núcleo composto de
11
B, e
após aproximadamente 10
-12
segundos se desexcita, emitindo uma partícula α com
energia de 1,47 MeV e um núcleo composto de
7
Li em recuo com energia de 0,84 MeV.
Este, por sua vez, se desexcita rapidamente emitindo um raio gama de 0,48 MeV. A
energia (Q) liberada na reação, para o estado final fundamental e excitado,
respectivamente, é de 2,31 e 2,792 MeV. Nos dois casos a energia liberada é muito
grande se comparada à energia do nêutron térmico, que é 0,0253 eV (Chaves e Campos,
1994; Yanch, Zhou, Shefer e Klinkowstein, 1992).
As partículas produzidas na reação
10
B(n,α)
7
Li são de alta transferência linear de energia
– LET, sendo de 196 keV/µm para a partícula α e 162 keV/µm para o núcleo de
7
Li em
recuo. Além disso, possuem um alcance de aproximadamente o diâmetro de uma célula
(em torno de 10 µm), sendo 8,8 µm o alcance da partícula α e 4,8 µm o alcance do núcleo
de
7
Li. Dessa forma os efeitos da radiação podem ser extremamente localizados,
provocando danos permanentes ou morte das células malignas e poupando o tecido sadio,
diferentemente da radiação de megavoltagem (Campos, 2000; Locher, 1936).
A taxa de produção das gamas é a mesma que a da partícula α e do núcleo de
7
Li, mas ao
contrário destas duas que ficam confinadas praticamente onde foram geradas, as gamas se
dispersam por todo o cérebro, depositando uma energia por volume de tecido
consideravelmente menor que a energia depositada pelas partículas pesadas. Sendo assim,
a energia depositada pelas radiações γ pode ser desprezada, pois não contribuem para o
27
efeito biológico global (Van Rij, Wilhelm, Van Loenen e Sauerwein, 2005; Chaves e
Campos, 1994; Yanch, Zhou, Shefer e Klinkowstein, 1992).
A dose absorvida no tumor é muito maior que a dose absorvida no tecido sadio, mas
devem ser consideradas também as reações de captura de nêutrons térmicos que ocorrem
com o hidrogênio e o nitrogênio, em reações
1
H(n,
γ
)
2
H e
14
N(n,p)
14
C, respectivamente.
Essas interações ocorrem devido à grande concentração de hidrogênio no cérebro e à
considerável seção de choque microscópica do nitrogênio para captura neutrônica na
faixa térmica. Para que haja uma redução dessas reações, é necessário que o tumor atinja
o máximo de concentração de boro, de forma que a fluência dos nêutrons seja mínima no
tecido sadio e máxima no tumor (Yanch, Zhou, Shefer e Klinkowstein, 1992; Van Rij,
Wilhelm, Van Loenen e Sauerwein, 2005).
Uma das vantagens das partículas α e dos íons de lítio é que eles podem produzir danos
tanto nas células do tumor que estão se dividindo quanto nas que não estão, possuindo
então uma maior eficiência no tratamento do câncer. Além disso, as partículas α não
necessitam da presença de oxigênio para aumentar sua eficiência biológica, no chamado
efeito relativo do oxigênio. Isso porque a partícula α é uma radiação diretamente
ionizante, ao contrário dos fótons, por exemplo, que ionizam o material biológico através
dos elétrons liberados no efeito fotoelétrico, efeito Compton e na produção de pares (Van
Rij, Wilhelm, Van Loenen e Sauerwein, 2005; Chaves e Campos, 1994; Barth, Solloway
e Fairchild, 1990).
O efeito relativo do oxigênio (em inglês, Oxygen Enhancement Ratio – OER) é
caracterizado pela maior radiossensibilidade de um sistema biológico em presença de
oxigênio. Isso ocorre devido à grande eletroafinidade desse elemento, que se liga
avidamente aos elétrons gerados na ionização das moléculas irradiadas, gerando uma
maior produção de radicais livres. Estes radicais livres, na busca do equilíbrio químico,
podem atacar moléculas importantes da célula, provocando morte celular prematura,
impedimento, ou retardo, da divisão celular ou modificação permanente que é passada
para células de gerações posteriores. Ao contrário do tecido sadio, o tumor não é rico em
oxigênio, pois células malignas se expandem rapidamente e por isso não recebem
oxigênio suficiente através da corrente sanguínea, tornando-se então mais resistentes à
radioterapia convencional (Mendes e Campos, 2004; Chaves e Campos, 1994).
28
2.5 Códigos Computacionais
A modelagem computacional é uma área direcionada à aplicação de modelos
matemáticos à análise, compreensão e estudo de problemas complexos em diversas áreas,
como engenharias, ciências exatas, matemática computacional, ciências humanas e saúde.
É uma ferramenta destinada à simulação de soluções para problemas científicos,
analisando os fenômenos, desenvolvendo modelos matemáticos para sua descrição, e
elaborando códigos computacionais para obtenção dessas soluções.
Estudos de novas técnicas e aprimoramento de técnicas já empregadas no tratamento do
câncer podem ser feitos através de simulações computacionais. Alguns códigos
computacionais foram desenvolvidos para simular a interação da radiação com a matéria
e também as doses absorvidas por determinado material, devido à sua exposição à
radiação. Entre esses códigos estão o MCNP e o SISCODES (Briesmeister
1
, 2003;
Trindade e Campos, 2004).
2.5.1 MCNP – Monte Carlo Neutron Particle Code
O código MCNP – Monte Carlo Neutron Particle Code – foi desenvolvido pelo Alamos
National Laboratory, para a simulação de processos nucleares, através da análise do
transporte de nêutrons, fótons e elétrons individualmente na matéria, ou da associação
dessas partículas em diversas combinações. As aplicações incluem algumas áreas
específicas como radioproteção e dosimetria, física médica, modelamento e análise de
detectores, modelamento de aceleradores, modelamento de reatores de fissão e de fusão,
entre outras, não limitando somente a essas áreas (LANL, 2008).
Para a análise do transporte de partículas o MCNP usa o método de Monte Carlo, que é
um método estocástico, usado para resolver problemas complexos, que não podem ser
modelados em códigos computacionais baseados em métodos determinísticos. O método
de Monte Carlo é capaz de reproduzir teoricamente um processo estatístico, simulando os
eventos probabilísticos individuais seqüencialmente, como ocorre na simulação da
interação de partículas nucleares com a matéria. As distribuições de probabilidade que
governam estes eventos se dão através de um processo de amostragem estatística baseado
29
na seleção de números aleatórios. Na simulação do transporte de partículas por esse
método cada uma, das muitas partículas, é seguida desde a fonte até algum evento
terminal, como absorção ou escape, por exemplo. Assim, o resultado de cada etapa de
vida da partícula é determinado pela amostragem aleatória das distribuições
probabilísticas do evento (Briesmeister
1
, 2003; LANL, 2008).
Para a simulação do transporte de partículas o usuário cria um arquivo de entrada,
compreendido pelo MCNP, contendo informações sobre o problema, tal como
especificações da geometria, descrição dos materiais, localização e características da
fonte de nêutrons, fótons ou elétrons, tipo de resposta desejada para o problema, entre
outros.
O código MCNP versão 5, usado nesse estudo, é capaz de registrar numerosos dados
durante a simulação do transporte de partículas, como fluxo em uma superfície, fluxo
estimado em uma célula, fluxo estimado em um detector pontual, deposição de energia
estimada em uma célula, deposição de energia estimada por fissão, entre outros.
2.5.2 SISCODES
O SISCODES – Sistema de Códigos para Cálculos de Dose Absorvida por Método
Estocástico – é um programa computacional recentemente desenvolvido pelo grupo de
pesquisa NRI – Núcleo de Radiações Ionizantes – da UFMG, registrado no CNPq, com o
propósito de criar modelos computacionais de voxel para serem usados em simulações
computacionais de protocolos de irradiação no código MCNP (Trindade e Campos,
2004).
O programa utiliza o sistema operacional Linux e tem arquitetura cliente/servidor,
utilizando a Internet como canal de comunicação para que o cálculo estocástico possa ser
executado em computadores de maior velocidade de processamento, melhorando
consideravelmente o tempo de resposta do sistema e minimizando os custos de
implantação e manutenção do mesmo (Trindade e Campos, 2004).
Para a simulação do tratamento radioterápico o usuário digitaliza imagens tomográficas
do paciente, informa o tecido correspondente a cada área, criando um modelo
30
tridimensional de voxel, onde a morfologia é preservada. Os tecidos usados na construção
do modelo de voxel são previamente inseridos no sistema, com sua composição química e
densidade definidas, pois estes dados são necessários à simulação. Para armazenar esses
dados, o SISCODES possui um banco de dados, denominado Módulo de Administração
do SISCODES, que é acessado via internet e foi desenvolvido para gerenciar os tecidos e
órgãos humanos a serem usados na construção de modelos de voxel. É nesse módulo que
são criados os tecidos e inseridos os dados sobre sua composição química e densidade.
Nele também são armazenados dados sobre fontes radioativas para braquiterapia e
teleterapia e espectros de fontes usadas nas simulações computacionais (Trindade e
Campos, 2004).
Depois de concluída a construção do modelo de voxel, o SISCODES converte o modelo
para um formato compreendido pelo MCNP, funcionando então como uma interface para
este código. Assim, a simulação do tratamento é feita no código MCNP, onde o
transporte das partículas através dos voxels e a interação das mesmas com o tecido são
avaliados. O MCNP devolve ao SISCODES os dados obtidos após a simulação, como o
número de partículas incidentes por unidade de área (fluência) ou a dose absorvida em
cada voxel. Com esses dados e o modelo de voxel construído, o SISCODES é capaz de
gerar as curvas de isodose no modelo, apresentadas em cores que representam a
porcentagem de fluência ou de dose absorvida, dependendo do que foi solicitado ao
MCNP na simulação.
Desde que foi desenvolvido, em 2003, o SISCODES vem sendo usado como ferramenta
na construção de modelos de voxel necessários para o desenvolvimento de diversos
trabalhos, realizados no NRI. Em um destes trabalhos, foi desenvolvido um fantoma
computacional em voxel do tórax feminino para ser usado em simulações computacionais
de teleterapia e de braquiterapia, realizadas no código MCNP5, para avaliação
dosimétrica na radioterapia de tumores do terço médio e do esôfago (Schettini e Campos,
2006). Em um outro trabalho foi desenvolvido um fantoma computacional de tórax e
abdome masculino, na intenção deste ser usado em estudos futuros, envolvendo tumores
de fígado (Reis e Campos, 2007). Além dos trabalhos citados, outros estão sendo
desenvolvidos utilizando o SISCODES para a construção de vários modelos em voxel de
órgãos humanos.
31
3. METODOLOGIA
Um modelo computacional de cabeça em voxel foi desenvolvido no programa
SISCODES para ser irradiado por feixes de fótons e nêutrons epitérmicos 10 keV,
simulando radioterapia megavoltagem 10 MV e BNCT, no código MCNP5.
3.1 Desenvolvimento do Modelo Computacional de Cabeça em Voxel
3.1.1 Obtenção das imagens digitalizadas da cabeça
Um modelo de cabeça humana em voxel foi desenvolvido no programa SISCODES a
partir de imagens digitalizadas da cabeça de um homem adulto. No intuito de criar um
modelo tridimensional de voxel mais próximo do cérebro real, foram usadas imagens do
Projeto Homem Visível (Visible Human Project), desenvolvido pela United States
National Library of Medicine (USNL, 2007), com o objetivo de criar um banco de dados
com a representação tridimensional da anatomia completa e detalhada do corpo humano.
Nesse projeto foram geradas 1.871 imagens digitalizadas de um homem adulto, após um
cadáver masculino ser congelado, em uma mistura de gelatina e água para mantê-lo
estabilizado, e em seguida fatiado em seções transversais com intervalos de 1 mm.
Para a criação do modelo computacional em voxel foram selecionadas as primeiras de
cada três imagens, começando no topo da cabeça e indo até o início da medula espinhal,
totalizando 54 imagens usadas na construção do modelo.
3.1.2 Armazenamento das imagens no SISCODES
As imagens selecionadas para a construção do modelo de cabeça em voxel foram
armazenadas no programa SISCODES, e em seguida trabalhadas, codificadas, arquivadas
e identificadas. Foi determinado o intervalo de 250 mm entre o vértice superior esquerdo
e o vértice inferior esquerdo da imagem. O espaço representativo do voxel foi definido
32
com 3 mm em cada um dos eixos, x, y e z. Em seguida, a imagem foi selecionada,
marcando-se o vértice superior esquerdo e o vértice inferior direito.
A partir das informações citadas, o programa foi capaz de fornecer o número de pixels de
cada imagem. Como as imagens utilizadas na construção do modelo são sessões
transversais da cabeça de um homem, as imagens em voxel geradas foram definidas no
eixo Z.
Para gerar a imagem em voxel foram determinados 32 tons de cinza e, ao final desta
etapa, a imagem pôde ser visibilizada no programa, como mostra a Figura 7.
Figura 7 – Imagens correspondentes ao plano Z=30, no modelo de cabeça em voxel. (a) Imagem
digitalizada retirada do Projeto Homem Visível. (b) Imagem em voxel em tons de cinza,
gerada no programa SISCODES.
Por fim, a imagem em voxel foi salva, após o plano Z ser identificado com um número.
Esse procedimento foi feito com todas as imagens digitalizadas do Projeto Homem
Visível, selecionadas para fazerem parte do modelo da cabeça humana em voxel.
a
b
33
As imagens em voxel foram salvas em seqüência, começando do topo da cabeça e indo
até o início da medula espinhal, cada uma correspondendo a um corte de 3 mm de
espessura da cabeça de um homem adulto.
O propósito do armazenamento das imagens foi criar um modelo volumétrico
tridimensional (x, y e z) da cabeça de um indivíduo adulto, em modelo de voxel, com um
maior detalhamento cerebral para alcançar o mais próximo possível do real. No total
foram salvas 54 imagens, gerando um modelo de cabeça em voxel em tons de cinza.
3.1.3 Identificação dos tecidos da cabeça e das estruturas cerebrais
Como o modelo computacional da cabeça em voxel foi obtido em tons de cinza, foi
necessário criar tecidos no banco de dados do SISCODES para identificar as estruturas
cerebrais. Cada tecido está relacionado a um, ou mais, tons de cinza, e também a uma
densidade, uma composição química e uma cor.
Foram criados, então, materiais para representar os seguintes tecidos da cabeça humana e
estruturas cerebrais: tecido conectivo, meninges, substância branca, substância cinzenta,
corpo caloso, sistema límbico (incluindo as estruturas que fazem suas conexões e,
também, tálamo e hipotálamo), nervo óptico, tronco encefálico, cerebelo, concha nasal,
nasofaringe, glândula parótida, mucosa, hipófise, vértebra, palato, ventrículos e tumor
GBM. Além desses materiais, outros já existentes no banco de dados do programa
computacional utilizado, foram usados na construção do modelo de cabeça em voxel. São
eles: pele, crânio, olho, tecido adiposo adulto, cartilagem, medula espinhal, corpo
vertebral, mandíbula, língua, músculo esquelético, ar e ar externo.
A Tabela 1, obtida do banco de dados do SISCODES, apresenta as densidades e as cores
dos materiais utilizados na construção do modelo de cabeça em voxel.
34
Tabela 1 – Densidades e cores dos materiais utilizados na construção do modelo de cabeça em voxel,
extraídos do programa SISCODES
Para que o modelo estivesse o mais próximo possível do real, foram determinados
materiais tecido equivalentes, com composição química e densidade similares aos tecidos
humanos. Para isto, foram usados como referência a International Commission on
Radiation Units and Measurements – ICRU REPORT 46 (1992), Appendix A – Body
Tissues Compositions, e também o banco de dados do programa SISCODES.
A Tabela 2 apresenta a composição química dos materiais utilizados nesse estudo.
Nome
Densidade
(g/cm
3
)
Cor Nome
Densidade
(g/cm
3
)
Cor
Ar 0,00125
Nasofaringe (ar interno) 0,0012
Ar externo 0,00125
Nervo óptico 1,06
Cartilagem 1,1
Olho 1,07
Cerebelo 1,04
Corpo vertebral 1,18
Concha nasal 1,18
Crânio 1,61
Corpo caloso 1,04
Mandíbula 1,68
Glândula parótida 1,04
Palato 1,1
Hipófise 1,04
Pele 1.09
Língua 1,03
Sistema límbico 1,04
Substância branca 1,04
Tecido adiposo adulto 0,95
Substância cinzenta 1,04
Tecido conectivo 1,09
Medula espinhal 1,04
Tronco encefálico 1,04
Meninges 0,98
Tumor GBM 1,4
Mucosa 1,03
Ventrículos 1,06
Músculo esquelético 1,05
Vértebra 1,92
35
Tabela 2 – Composição elementar, em percentuais de massa, dos materiais utilizados na construção
do modelo de voxel
a
A ICRU Report 46 foi usada como fonte para obter a composição química da cartilagem, cérebro, músculo, olho, osso crânio, osso
mandíbula, pele e tecido adiposo. A composição química dos demais tecidos/estruturas foi obtida do banco de dados do SISCODES.
b
Considerando substância branca, substância cinzenta, corpo caloso, sistema límbico, hipófise, tumor, cerebelo e tronco encefálico, já
que todas essas estruturas fazem parte do encéfalo e são constituídas basicamente de substância branca e/ou substância cinzenta.
Composição elementar
Materiais
a
H C N O Na P S Cl K Mg Ca Ar Fé
Cartilagem
9,6 9,9 2,2 74,4 0,5 2,2 0,9 0,3 - - - - -
Encéfalo
b
10,7 14.5 2,2 71,2 0,2 0,4 0,2 0,3 0,3 - - - -
Músculo
esquelético
10,2 14,3 3,4 71,0 0,1 0,2 0,3 0,1 0,4 - - - -
Olho
9,6 19,5 5,7 64,6 0,1 0,1 0,3 0,1 - - - - -
Osso crânio
5,0 21,2 4,0 43,5 0,1 8,1 0,3 - - 0,2 17,6
- -
Osso
mandíbula
4,6 19,9 4,1 43,5 0,1 8,6 0,3 - - 0,2 18,7
- -
Pele
10,0 20,4 4,2 64,5 0,2 0,1 0,2 0,3 0,1 - - - -
Tecido
adiposo
11,4 59,8 0,7 27,8 0,1 - 0,1 0,1 - - - - -
Ar
- - 78,12
20,95
- - - - - - - 0,93 -
Concha
nasal
8,5 40,4 2,8 36,7 0,1 3,4 0,2 0,2 0,1 0,1 7.4 - 0,1
Glândula
parótida
10,4 11,9 2,4 74,5 0,1 0,1 0,2 0,1 - - - - -
Língua
10,2 14,3 3,4 71,0 0,1 0,2 0,3 0,1 0,4 - - - -
Medula
espinhal
10,7 14.5 2,2 71,2 0,2 0,4 0,2 0,3 0,3 - - - -
Meninges
11,5 64,4 0,7 23,1 0,1 - 0,1 0,1 - - - - -
Mucosa
10,2 14,3 3,4 71,0 0,1 0,2 0,3 0,1 0,4 - - - -
Nasofaringe
- - 78,12
20,95
- - - - - - - 0,93 -
Nervo
óptico
9,6 19,5 5,7 64,6 0,1 0,1 0,3 0,1 - - - - -
Corpo
vertebral
0,2 - - 41,4 - 18,5 - - - - 39,9
- -
Palato
9,6 9,9 2,2 74,4 0,5 2,2 0,9 0,3 - - - - -
Tecido
conectivo
10,0 20,4 4,2 64,5 0,2 0,1 0,2 0,3 0,1 - - - -
Ventrículos
11,5 64,4 0,7 23,1 0,1 - 0,1 0,1 - - - - -
Vértebra
3,4 15,5 4,2 43,5 0,1 10,3 0,3 - - 0,2 22,5
- -
36
Depois de feito o procedimento citado, os materiais mencionados foram identificados,
como mostra a Figura 8, baseados em atlas e livros de neuroanatomia humana (Machado
e Campos, 1993; Agur e Dalley, 2006; Strong, Elwyn e Carpenter, 1978; Sobotta, Putz e
Pabst, 2006). Para o estudo realizado neste trabalho, foi inserido no modelo de voxel um
tumor GBM, sendo sua localização baseada em dados de casos clínicos de glioblastoma
multiforme. Então, os materiais específicos para cada estrutura foram codificados, pois
cada pixel que constitui uma determinada estrutura foi preenchido com sua respectiva
cor, gerando assim, o modelo de voxel tridimensional, que pode ser visto nos planos
axial, frontal e sagital.
Figura 8 – Identificação dos tecidos da cabeça e estruturas cerebrais, na imagem em tons de cinza
correspondente ao plano Z=30 do modelo de cabeça em voxel, utilizando o programa
SISCODES.
3.2 Simulações Computacionais no Código MCNP5
Depois do modelo computacional de cabeça em voxel pronto, ainda no SISCODES é
marcada a região de interesse no modelo, que corresponde aos voxels no qual se deseja
saber a taxa de dose absorvida durante a simulação de radioterapia megavoltagem 10 MV
e BNCT, no código MCNP5. Nesse estudo foi marcado como região de interesse todo o
37
modelo, para verificar a taxa de dose absorvida em toda a cabeça. A Figura 9 mostra a
seleção da região de interesse sendo marcada em um dos planos do modelo.
Figura 9 – Determinação da região de interesse, marcada com a cor verde, em um dos planos do modelo de
cabeça em voxel, realizada no programa SISCODES.
A partir da região de interesse definida, o programa SISCODES gerou arquivos com
informações necessárias à simulação computacional no código MCNP5, como dados dos
tecidos presentes no modelo, o próprio modelo em um formato compreendido pelo
MCNP5, lista dos materiais que constituem cada tecido e solicitações de saída para cada
voxel. Alguns desses arquivos ainda fornecem dados incompletos, sendo necessário
acrescentarem mais algumas informações.
Para a simulação computacional no código MCNP5 foi criada uma caixa de dimensão
24,05x25,57x16,04 cm
3
, contendo uma treliça formada por voxels, definidos como cubos
de 3 mm de aresta. Cada voxel foi preenchido por um universo, definido no código
MCNP5 como um volume de composição homogênea e densidade definida, limitado por
uma determinada geometria (Briesmeister
1
, 2003). Neste caso, o volume foi representado
pelo tecido humano e a geometria determinada por cubos, formando os voxels.
Os universos utilizados foram fornecidos pelo programa SISCODES, que baseado no
modelo computacional da cabeça em voxel construído, gerou uma malha numérica
ordenada, como mostra a Figura 10, de orientação espacial (-40:40 –42:43 –26:27), onde
cada elemento é um volume finito tridimensional preenchido por um universo que
representa determinado material.
38
Figura 10 – Malha numérica gerada pelo programa SISCODES, representando um dos planos do modelo de
cabeça em voxel.
Os materiais de cada tecido, portanto, de cada universo, foram definidos de acordo com o
banco de dados de tecidos e órgãos do SISCODES, que apresenta a composição química
elementar e a concentração em percentuais de massa para diversos tecidos, como visto na
seção anterior.
As definições de fonte foram feitas especificamente para cada caso simulado, assim como
as solicitações de saída, que são as informações pedidas ao código MCNP5. Nesse
trabalho foram simuladas, para fins comparativos, radioterapia megavoltagem 10 MV,
BNCT e irradiação com nêutrons epitérmicos 10 keV.
39
3.2.1 Simulação de radioterapia megavoltagem 10 MV
Para a simulação de radioterapia megavoltagem foi usada uma fonte, representada por
uma seção retangular posicionada em um plano paralelo ao plano yz, representativo do
eixo do tumor, na qual a emissão de fótons segue um espectro de energia que simula um
acelerador linear de 10 MV, tomado de forma monodirecional ao plano de emissão.
O tumor presente no modelo da cabeça humana em voxel, criado no programa
SISCODES, está localizado no lobo temporal esquerdo e possui volume de 13,7 cm
3
, com
dimensões máximas de 2,7 cm no eixo x, 4 cm no eixo y e 3 cm no eixo z. Como o
cérebro é uma estrutura muito delicada, com risco dos danos provocados serem
irreversíveis, foi adotada uma margem de apenas 1 cm em cada lado do tumor na
definição do volume a ser irradiado na simulação de protocolo de radioterapia
megavoltagem. A partir desse volume foi definido o campo de irradiação no modelo, que
possui 5 cm no eixo y e 4 cm no eixo z, sendo este campo unilateral, devido à localização
do tumor.
A fonte foi posicionada do lado esquerdo do modelo de voxel, a uma distância de 1,05 cm
da caixa que contém o modelo, sendo à distância fonte-pele de 3,75 cm. O feixe de fótons
gerado pela fonte possui direção no eixo x e é perpendicular à janela da superfície. Esse
feixe possui uma distribuição de energia de acordo com os valores da Tabela 3, obtidos
no banco de dados do programa SISCODES. Na simulação computacional esses valores
de probabilidade são automaticamente normalizados pelo MCNP5.
Tabela 3 – Distribuição de energia da fonte de 10 MV, obtida no programa SISCODES
Energia
(MeV)
Probabilidade
(%)
Energia
(MeV)
Probabilidade
(%)
Energia
(MeV)
Probabilidade
(%)
0,7 0,00 4,0 0,147 7,3 0,098
1,0 0,03 4,3 0,145 7,5 0,095
1,3 0,06 4,6 0,142 7,8 0,085
1,6 0,05 4,9 0,14 8,1 0,075
1,9 0,13 5,2 0,135 8,4 0,065
2,2 0,15 5,5 0,13 8,7 0,058
2,5 0,16 5,8 0,128 9,0 0,048
2,8 0,17 6,1 0,12 9,3 0,04
3,1 0,16 6,4 0,115 9,6 0,028
3,4 0,15 6,7 0,11 9,9 0,013
3,7 0,49 7,0 0,105 10,2 0,01
40
Na simulação foi usado o modo de execução para o transporte de fótons, sendo solicitado
ao MCNP5 valores da deposição média de energia em cada voxel do modelo
computacional da cabeça humana, após este ter sido irradiado com 500.000 partículas.
Essa energia depositada foi avaliada para fótons na faixa de energia apresentada na
Tabela 4.
Tabela 4 – Faixa de energia dos fótons escolhida ao solicitar a taxa de dose ao MCNP5
Foi pedido também que o MCNP5 transformasse essa deposição média de energia
(MeV/g) calculada em taxa de dose absorvida por milhão de partículas emitidas pela
fonte por segundo (Gy.h
-1
/Mp.s
-1
), através de um fator de conversão de unidades. Essa
unidade de taxa de dose significa que uma dose de um gray por hora é depositada no
voxel por cada milhão de partículas emitidas pela fonte por segundo. O código MCNP5
não é tempo-dependente, mas nesse estudo o tempo foi inserido para uma melhor
avaliação dos resultados em termos de deposição de dose em tratamento de tumores.
Além disso, conhecendo-se a taxa de dose em Gy.h
-1
/Mp.s
-1
e o fluxo das partículas
emitido pela fonte, em Mp.s
-1
, é possível calcular o tempo de irradiação necessário para
se atingir determinada dose em um planejamento radioterápico.
3.2.2 Simulação de BNCT – Boron Neutron Capture Therapy
Para a simulação de BNCT foi usada uma fonte de nêutrons, também representada pelo
mesmo retângulo contido no plano yz, onde um feixe, paralelo aos eixos y e z do sistema,
monodirecional e monoenergético de nêutrons de 10 keV é emitido na direção do tumor.
Energia dos Fótons (MeV)
0,001 3,5 7,0
0,5 4,0 7,5
1,0 4,5 8,0
1,5 5,0 8,5
2,0 5,5 9,0
2,5 6,0 9,5
3,0 6,5 10,0
41
Foi usado o mesmo modelo de cabeça em voxel para ser irradiado e, conseqüentemente, o
mesmo campo de irradiação, com 5 cm no eixo y e 4 cm no eixo z, sendo este campo
unilateral, devido à localização do tumor.
Como visto, para uma maior eficiência na técnica de BNCT deve haver uma concentração
de boro maior no tumor do que no tecido sadio. Com base em estudos já realizados sobre
esta técnica, nessa simulação foi adotada uma razão de concentração de boro no tecido
sadio-tumor de 1:5, sendo considerada uma concentração de 40
µ
g/g no tumor e 8
µ
g/g
no tecido cerebral sadio adjacente (substância branca, substância cinzenta e sistema
límbico). Desta forma foram realizadas pequenas modificações nas concentrações
químicas de alguns tecidos de modo a acomodar uma concentração de 0,4% de
10
B no
tumor e 0,08% de
10
B no tecido cerebral sadio adjacente.
A fonte de nêutrons usada na simulação de BNCT foi posicionada do lado esquerdo do
modelo de voxel, a uma distância de 1,05 cm da caixa que contém o modelo, sendo a
distância fonte-pele de 3,75 cm. Assim, o feixe de nêutrons gerado pela fonte possui
direção no eixo x e é perpendicular à janela da superfície.
Para o cálculo da taxa de dose absorvida em BNCT foram necessárias três solicitações
específicas na simulação realizada no código MCNP5. Isso porque, em estudos
dosimétricos, há várias componentes de dose na técnica de BNCT que devem ser
avaliadas, conforme apresentado na seção seguinte. Na primeira, foi solicitado ao
MCNP5 valores da deposição média de energia em cada voxel do modelo computacional
de cabeça, devido à interação dos nêutrons emitidos pela fonte com o tecido cerebral. Na
segunda foi feita a mesma solicitação, mas devido à interação das gamas (oriundas da
interação dos nêutrons citada) com o tecido. Na terceira e última, foi solicitado ao
MCNP5 a fluência de nêutrons em cada voxel do modelo. Nas solicitações descritas
foram usados os modos de execução para o transporte de nêutrons ou fótons (dependendo
da solicitação) e o modelo foi irradiado com 500.000 partículas, emitidas pela mesma
fonte.
42
3.2.2.1 Componentes de taxa de dose em BNCT
Considerando a energia epitérmica dos nêutrons usados neste estudo, a composição
química do tecido humano e as prováveis interações ocorridas entre eles devido à seção
de choque microscópica de cada elemento presente no tecido, já mencionados neste
trabalho, é possível concluir que as principais componentes, que contribuem para a taxa
de dose absorvida total, a serem consideradas em BNCT são:
•
D
H
– dose devido à interação elástica dos nêutrons incidentes com o hidrogênio,
H(n,n)H;
•
D
γ
– dose devido à captura de nêutrons térmicos pelo hidrogênio,
1
H(n,γ)
2
H;
•
D
N
– dose devido à captura de nêutrons térmicos pelo nitrogênio,
14
N(n,p)
14
C;
•
D
B
– dose devido à captura de nêutrons térmicos pelo boro,
10
B(n,α)
7
Li.
Para o cálculo de D
H
, foi solicitado ao MCNP5 valores da deposição média de energia em
cada voxel do modelo, para nêutrons na faixa de energia apresentada na Tabela 5.
Tabela 5 – Faixa de energia dos nêutrons escolhida ao solicitar a taxa de dose ao MCNP5
Para o cálculo de D
γ
foi solicitado ao MCNP5 valores da deposição média de energia em
cada voxel do modelo para fótons com a mesma faixa de energia usada na simulação de
radioterapia megavoltagem 10 MV (Tabela 4, da página 40).
Nestes dois casos citados foi pedido ao MCNP5 que transformasse essa deposição média
de energia (MeV/g) em taxa de dose absorvida por unidade de 10
6
partículas emitidas
pela fonte por segundo (Gy.h
-1
/Mp.s
-1
), através do mesmo fator de conversão de unidades
Energia dos Nêutrons (MeV)
1x10
-8
1x10
-6
1x10
-3
1x10
-7
1x10
-4
1x10
-2
43
Feixe
incidente
usado no caso de radioterapia megavoltagem 10 MV, para uma melhor avaliação dos
resultados em termos de tratamento de tumores.
Como visto na seção 2.5.1, o código MCNP5 só avalia o transporte de fótons, nêutrons e
elétrons, não avaliando então o transporte dos prótons ou de íons como
14
C, gerados nas
reações
14
N(n,p)
14
C, e nem o transporte das partículas α e dos núcleos de
7
Li, gerados nas
reações
10
B(n,α)
7
Li. Conseqüentemente, as componentes de taxa de dose D
N
e D
B
não
podem ser calculadas por esse código e, por isso, foi necessário usar outra metodologia
para encontrar essas componentes. Na simulação realizada no MCNP5 também foi
solicitada ao código a fluência de nêutrons em cada voxel do modelo. A partir dos valores
dessas fluências foi possível calcular as componentes D
N
e D
B
com o auxílio do programa
Microsoft Excel.
Os cálculos de D
N
e D
B
são apresentados a seguir, e os voxels analisados nesses cálculos
estão destacados em verde, na Figura 11.
Figura 11 – Voxels avaliados neste trabalho, destacados na cor verde.
Os voxels avaliados foram selecionados de forma alternada, a partir do eixo central do
tumor e na direção perpendicular à janela do feixe de nêutrons incidente, ou seja,
44
perpendicular ao plano yz. Para cada voxel foi associada uma profundidade, baseada na
profundidade correspondente ao seu eixo central. Como cada voxel possui 0,3 cm de
aresta em todos os seus eixos, e foi selecionado um voxel não e outro sim, foi adotado o
valor de 0,6 cm como intervalo entre a profundidade de um voxel e outro. Para facilitar os
cálculos desenvolvidos neste trabalho e a análise dos resultados, os voxels selecionados
foram numerados de 1 a 27, no sentido do feixe de radiação incidente, onde o primeiro
voxel destacado na Figura 11 corresponde ao voxel 1 e possui uma profundidade, no seu
eixo central, de 0,45 cm e o último voxel destacado corresponde ao voxel 27, com uma
profundidade de 15,95 cm.
Componente de taxa de dose absorvida (D
N
)
Para o cálculo da dose absorvida pelo tecido devido à captura de nêutrons térmicos pelo
nitrogênio, primeiramente foi avaliado o número de átomos de nitrogênio presente no
voxel de tecido sadio e no voxel de tumor. Para isto, foi considerada a massa de
nitrogênio no voxel, obtida através da expressão:
m
N
= d . V
vox
. C
N
(2)
onde m
N
é a massa de nitrogênio no voxel avaliado, em gramas; d é a densidade do tecido
constituinte do voxel, em g/cm
3
; V
vox
é o volume do voxel, em cm
3
; e C
N
é a concentração
de nitrogênio, em porcentagem de massa, no voxel.
Sabendo-se que em um mol existem 14 g de nitrogênio e que um mol corresponde a
6,02X10
23
átomos, o número de átomos de nitrogênio no voxel é dado por:
N
N
= m
N
. 6,02X10
23
/14 (3)
Em seguida foi calculado o número de reações
14
N(n,p)
14
C em cada voxel avaliado,
através da expressão:
R
N
= N
N
.
Σ
Φ
i
.
σ
i
(4)
onde R
N
é o número de reações
14
N(n,p)
14
C ocorridas no voxel avaliado; N
N
é o número
de átomos de nitrogênio no voxel;
Φ
i
é a fluência de nêutrons no voxel fornecida pelo
45
MCNP5, para cada faixa de energia i, em nêutrons/cm
2
; e
σ
i
é a seção de choque
microscópica para captura neutrônica, para cada faixa de energia i, em cm
2
.
O valor de D
N
depende ainda das energias depositadas no tecido pelo próton e pelo
carbono: 0,558 MeV e 0,042 MeV, respectivamente. A soma dessas energias corresponde
à energia (Q) liberada na reação
14
N(n,p)
14
C, que é de aproximadamente 0,6 MeV.
Para determinar a dose absorvida no voxel avaliado é necessário conhecer a massa do
voxel, em gramas, que é determinada pela densidade do voxel (d), em g/cm
3
, e pelo
volume do voxel (V
vox
), em cm
3
, como segue:
M
Vox
= d . V
vox
(5)
A dose absorvida no voxel é então calculada através da equação:
E
N
= R
N
. Q / M
Vox
(6)
onde E
N
é a dose absorvida no voxel avaliado, em MeV/g; R
N
é número de reações
14
N(n,p)
14
C ocorridas no voxel; Q é a energia liberada na reação, em MeV; e M
Vox
é a
massa do voxel, em gramas.
Finalmente, a componente de taxa de dose absorvida (D
N
) foi calculada a partir da dose
absorvida no voxel avaliado (E
N
), multiplicada pelo mesmo fator de conversão de
unidades usado em todos os casos neste trabalho, como segue:
D
N
= E
N
. 5,7672X10
-1
(7)
Sendo assim, D
N
é expressa em Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, podendo ser somada às outras
componentes de taxa de dose absorvida.
Componente de taxa de dose absorvida (D
B
)
Assim como no cálculo da componente de taxa de dose D
N
, para o cálculo da taxa de dose
absorvida pelo tecido devido à captura de nêutrons térmicos pelo boro, primeiramente foi
46
avaliado o número de átomos de boro presente no voxel de tecido sadio e no voxel de
tumor. Para isto, foi considerada a massa de boro no voxel, obtida através da equação:
m
B
= d . V
vox
. C
B
(8)
onde m
B
é a massa de boro no voxel avaliado, em gramas; d é a densidade do tecido
constituinte do voxel, em g/cm
3
; V
vox
é o volume do voxel, em cm
3
; e C
B
é a concentração
de boro, em porcentagem de massa, no voxel.
Sabendo-se que em um mol existem 10 g de boro e que um mol corresponde a 6,02X10
23
átomos, o número de átomos de boro no voxel é dado por:
N
B
= m
B
. 6,02X10
23
/10 (9)
Em seguida foi calculado o número de reações
10
B(n,α)
7
Li em cada voxel avaliado,
através da equação:
R
B
= N
B
.
Σ
Φ
i
.
σ
i
(10)
onde R
B
é o número de reações
10
B(n,α)
7
Li ocorridas no voxel avaliado; N
B
é o número de
átomos de boro no voxel;
Φ
i
é a fluência de nêutrons no voxel fornecida pelo MCNP5,
para cada faixa de energia i, em nêutrons/cm
2
; e
σ
i
é a seção de choque microscópica para
captura neutrônica, para cada faixa de energia i, em cm
2
.
O valor de D
B
depende ainda das energias depositadas no tecido pela partícula α e pelo
lítio: 1,47 MeV e 0,84 MeV, respectivamente. A soma dessas energias corresponde à
energia (Q) liberada na reação
10
B(n,α)
7
Li, que é de aproximadamente 2,31 MeV.
Para determinar a dose absorvida no voxel avaliado é necessário conhecer a massa do
voxel, em gramas, que é determinada pela densidade do voxel (d), em g/cm
3
, e pelo
volume do voxel (V
vox
), em cm
3
, como segue:
M
Vox
= d . V
vox
(11)
47
A dose absorvida no voxel é então calculada através da equação:
E
B
= R
B
. Q / M
Vox
(12)
onde E
B
é a dose absorvida no voxel avaliado, em MeV/g; R
B
é número de reações
10
B(n,α)
7
Li ocorridas no voxel; Q é a energia liberada na reação, em MeV; e M
Vox
é a
massa do voxel, em gramas.
Finalmente, a componente de taxa de dose absorvida (D
B
) foi calculada a partir da dose
absorvida no voxel avaliado (E
B
), multiplicada pelo mesmo fator de conversão de
unidades, como segue:
D
B
= E
B
. 5,7672X10
-1
(13)
Sendo assim, D
B
é expressa em Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, podendo ser somada às outras
componentes de taxa de dose absorvida.
A partir dos valores de todas as componentes de taxa de dose absorvida foi possível obter
a taxa de dose absorvida total depositada em cada voxel avaliado, somando-se as
componentes individuais, como mostra a equação:
D = D
H
+ D
γ
+ D
N
+ D
B
(14)
Onde D é a taxa de dose absorvida total em determinado voxel; D
H
é a componente de
taxa de dose devido à interação elástica dos nêutrons incidentes com o hidrogênio,
H(n,n)H; D
γ
é a componente de taxa de dose devido à captura de nêutrons térmicos pelo
hidrogênio,
1
H(n,
γ
)
2
H; D
N
é a componente de taxa de dose devido à captura de nêutrons
térmicos pelo nitrogênio,
14
N(n,p)
14
C; e D
B
é a componente de taxa de dose devido à
captura de nêutrons térmicos pelo boro,
10
B(n,α)
7
Li.
3.2.3 Simulação de irradiação com nêutrons 10 keV
Foi simulada também a irradiação do modelo com nêutrons, em que a fonte de nêutrons,
o campo de irradiação e o modelo de voxel foram os mesmos utilizados na simulação de
48
BNCT, porém sem nenhuma concentração de
10
B nos tecidos cerebrais do modelo de
voxel. O objetivo dessa simulação é comparar a taxa de dose absorvida no tecido cerebral
com a taxa de dose absorvida no mesmo tecido utilizando a técnica de BNCT, e assim,
comprovar a eficácia da presença do boro nos tecidos cerebrais durante a irradiação com
nêutrons epitérmicos 10 keV.
Como a energia dos nêutrons incidentes é a mesma utilizada na simulação da técnica de
BNCT (10 keV) e o tecido cerebral não está borado, as principais componentes de taxa de
dose a serem consideradas são:
•
D
H
– dose devido à interação elástica dos nêutrons incidentes com o hidrogênio,
H(n,n)H;
•
D
γ
– dose devido à captura de nêutrons térmicos pelo hidrogênio,
1
H(n,
γ
)
2
H;
•
D
N
– dose devido à captura de nêutrons térmicos pelo nitrogênio,
14
N(n,p)
14
C;
As componentes de taxa de dose D
H
e D
γ
foram obtidas em simulação no código
MCNP5. Para o cálculo de D
H
foi solicitado ao código valores da deposição média de
energia em cada voxel do modelo, devido à interação dos nêutrons emitidos pela fonte
com o tecido cerebral. Para o cálculo de D
γ
foi feita a mesma solicitação, mas devido à
interação das gamas (oriundas da interação dos nêutrons citada) com o tecido. Em ambos
os casos, foi pedido ao MCNP5 que transformasse a deposição média de energia (MeV/g)
em taxa de dose absorvida por unidade de 10
6
partículas emitidas pela fonte por segundo
(Gy.h
-1
/Mp.s
-1
), através do mesmo fator de conversão de unidades usado nos casos
anteriores, com o objetivo de analisar melhor os resultados e comparar estes com os
resultados obtidos na simulação de BNCT.
Na simulação também foi solicitado ao MCNP5 a fluência de nêutrons em cada voxel do
modelo e a partir desses valores foi possível calcular a componente D
N
, novamente com o
auxílio do programa Microsoft Excel. Os cálculos realizados foram os mesmo descritos
no cálculo da componente D
N
em BNCT.
49
Nas três solicitações descritas foram usados os modos de execução para o transporte de
nêutrons ou fótons (dependendo da solicitação) e o modelo foi irradiado com 500.000
partículas, emitidas pela mesma fonte.
3.2.4. Taxas de Dose Ponderada pelo RBE
A dose absorvida por um determinado tecido é uma medida apenas de efeitos químicos e
físicos criados pela exposição do material à radiação. No estudo de dosimetria para
tratamento de tumores é fundamental considerar os efeitos biológicos provocados por
essa exposição, pois estes não dependem somente da dose absorvida, mas também do
tempo de exposição, do tipo de radiação e do tecido ou órgão irradiado, entre outros
fatores. O tipo de radiação empregado é um fator muito importante a ser considerado já
que as radiações ionizantes podem provocar diferentes efeitos biológicos no tecido,
mesmo depositando uma mesma quantidade de energia.
Os efeitos biológicos provocados por dois tipos de radiação podem ser comparados após
introdução do fator de Efetividade Biológica Relativa (RBE), que é a razão entre as doses
absorvidas provenientes de dois tipos de radiação que produzem um mesmo efeito
biológico em determinado sistema experimental. Para comparar doses produzidas por
tipos de interações de partículas distintas é necessário levar em consideração o Fator de
Ponderação da Radiação, que representa os valores da RBE através de um fator peso
adimensional para cada tipo de radiação. Quando esse fator é considerado, a dose no
tecido é denominada dose ponderada pelo RBE, em um conceito definido como
equivalência entre doses de diferentes radiações capazes de produzir um mesmo efeito
biológico. A unidade para esta grandeza é RBE.Gy.
Como o objetivo desse trabalho é comparar diferentes técnicas empregadas no tratamento
de tumores cerebrais, as taxas de doses absorvidas obtidas nos casos descritos
anteriormente foram multiplicadas pelo fator de ponderação da radiação, de acordo com o
tipo da radiação empregada, como mostra a equação:
D
w
= D . w
R
(15)
50
Onde D
w
é a taxa de dose ponderada pelo RBE, em RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
; D é a taxa de
dose absorvida, em Gy.h
-1
/Mp.s
-1
; e w
R
é o fator de ponderação para a radiação R.
Na radioterapia megavoltagem as partículas emitidas pela fonte são fótons, que possuem
um fator de ponderação da radiação igual a 1. Neste caso, a taxa de dose ponderada pelo
RBE em cada voxel avaliado é igual à taxa de dose absorvida no mesmo.
Os valores dos fatores de ponderação da radiação para cada componente de taxa de dose
usados na técnica de BNCT são apresentados na Tabela 6 e foram obtidos
experimentalmente com o objetivo de produzir um mesmo efeito biológico.
Tabela 6 – Fatores de ponderação da radiação para as componentes de taxa de dose, D
H
,
D
γ
γγ
γ
,
D
N
e D
B
Fonte: Mendes e Campos, 2004; Palmer, Goorley, Kiger et al, 2002.
O fator de ponderação da radiação, w
γ
, usado para a componente de taxa de dose D
γ
é
menor do que o geralmente usado para fótons, devido à baixa dose depositada por essa
componente (máximo de 3,42E-05 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
). Ao adotarem o valor apresentado, os
autores estão de acordo com as normas da ICRP, que recomenda a inclusão de um fator
de redução nos coeficientes de cálculo da probabilidade de indução de determinado efeito
biológico devido à baixa taxa de dose (<0,19 Gy/h) de radiações de baixo LET, como é o
caso da radiação gama.
A partir dos fatores de ponderação da radiação para cada componente de taxa de dose
absorvida em BNCT foi possível chegar à taxa de dose ponderada pelo RBE em cada
voxel avaliado, que é determinada pela soma das componentes de taxa de dose absorvida
multiplicadas por seus respectivos fatores de ponderação da radiação, como segue:
D
w
= D
H
. w
H
+
D
γ
. w
γ
+ D
N
. w
N
+ D
B
. w
B
(16)
w
H
w
γ
γγ
γ
w
N
w
B
Tumor 3,2 0,5 3,2 1,3
Tecido sadio 3,2 0,5 3,2 3,8
51
Na irradiação com nêutrons os fatores de ponderação da radiação foram os mesmo usados
em BNCT, com exceção do usado para a componente D
B
, que não existe nesse caso pois
não há concentração de boro no tecido. Também foi o usado o fator de redução para a
radiação gama devido à baixa dose depositada pelo componente D
γ
, que neste caso
apresentou uma taxa de dose máxima de 2,64E-05 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
.
A taxa de dose ponderada pelo RBE nos voxels avaliados na irradiação com nêutrons foi
obtida por:
D
w
= D
H
. w
H
+
D
γ
. w
γ
+ D
N
. w
N
(17)
Em que a taxa de dose ponderada é determinada pela soma das componentes de taxa de
dose absorvida D
H
, D
γ
e D
N
multiplicadas por seus respectivos fatores de ponderação da
radiação w
H
, w
γ
e w
N
.
52
4. RESULTADOS E DISCUSSÕES
4.1 Modelo Computacional de Cabeça em Voxel
A Figura 12 mostra a interface do programa SISCODES, usado na construção do modelo
de cabeça em voxel, onde o modelo pode ser visto nos planos X-Y, Y-Z e X-Z, com todos
os seus tecidos já identificados.
Figura 12 – Interface do programa SISCODES com imagens dos planos X-Y, Y-Z e X-Z.
O modelo completo possui 54 planos, com 81x86x54 voxels, em um total de 376.164
voxels. A Figura 13 mostra 20 planos do modelo, enfocando a região do tumor.
53
Figura 13 – Imagens da região do tumor, apresentada em 20 planos do modelo de voxel criado no programa
SISCODES.
18
37
19
20
21
22
23
24
25
26
27
28
29
30
31
32
33
34
35
36
54
O modelo em voxel também pode ser visibilizado em três dimensões, utilizando um
programa ainda em desenvolvimento no Núcleo de Radiações Ionizantes da UFMG,
como mostra a Figura 14.
Figura 14 – Visibilização 3D do modelo de cabeça em voxel, construído no programa SISCODES.
Depois de pronto, o modelo computacional de cabeça em voxel foi exportado para o
código MCNP5, podendo ser visto no modo gráfico desse código, como mostra a Figura
15. Nessa figura o modelo é visto nos planos axial, coronal e sagital, respectivamente,
com os tecidos identificados em cores diferentes das adotadas no programa SISCODES
(o que não interfere nos dados necessários à simulação, pois é só uma questão de
interface).
Figura 15 – Visibilização do modelo de cabeça em voxel no modo gráfico do código MCNP5.
55
4.2 Radioterapia Megavoltagem 10 MV
Após a simulação no MCNP5, os resultados dos cálculos da taxa de dose absorvida em
cada voxel gerados pelo código foram exportados para o SISCODES, que gerou curvas
de isodose mostrando a porcentagem da taxa de dose absorvida no modelo. A Figura 16
mostra 16 planos do modelo de voxel, em que as curvas de isodose são representadas por
cores que mostram a distribuição espacial da taxa de dose absorvida na cabeça.
≥
≥≥
≥
90
≥
≥≥
≥
80
≥
≥≥
≥
70
≥
≥≥
≥
50
≥
≥≥
≥
30
≥
≥≥
≥
0
Taxa de dose máxima:
1,1714E-03 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
Taxa de dose absorvida
(% dose máxima)
Figura 16 – Curvas de isodose, geradas no programa SISCODES, representando a porcentagem de taxa de
dose absorvida na cabeça, após irradiação com feixe de fótons em simulação de radioterapia
megavoltagem 10 MV, executada no código MCNP5.
20
22
23
21
24
25
26
27
28
29
30
31
32
33
34
35
56
A porcentagem de taxa de dose absorvida representada pelas curvas de isodose é baseada
em um valor máximo, que neste caso foi de 1,1714E-03 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
. Pelas imagens da
Figura 16 é possível observar que a deposição de dose ocorreu apenas na região do
campo de irradiação, com uma taxa de dose absorvida abaixo de 30% nas extremidades
horizontais, atingindo entre 50 e 69% da taxa de dose máxima em uma estreita faixa. Na
entrada do feixe a taxa de dose absorvida teve valores acima de 90% da taxa de dose
máxima. Essa deposição de dose foi diminuindo à medida que os fótons atravessaram a
cabeça, devido à atenuação destes pelo tecido, depositando no fim do percurso uma taxa
de dose mínima em torno de 50% da taxa de dose máxima. No tumor, a taxa de dose foi
entre 80 e 90% da taxa de dose máxima.
Como vimos anteriormente, a taxa de dose ponderada pelo RBE na cabeça, durante a
radioterapia megavoltagem, é igual à taxa de dose absorvida, devido ao fator de
ponderação da radiação para fótons ser igual a 1. Foram avaliados os valores das taxas de
dose ponderada nos 27 voxels selecionados para análise nesse trabalho (Figura 11, página
43). Esses valores foram obtidos dos resultados da simulação de radioterapia
megavoltagem 10 MV realizada no código MCNP5, que gerou valores da taxa de dose
absorvida em cada voxel. A Figura 17 mostra um gráfico com os valores das taxas de
dose ponderada pelo RBE nos voxels avaliados, assim como seus respectivos valores em
porcentagem.
Figura 17 – Taxa de dose ponderada pelo RBE devido à simulação de radioterapia megavoltagem 10 MV,
com campo de irradiação 5x4 cm
2
, representada pelo primeiro eixo em valores absolutos, e
seus respectivos valores normalizados, representados pelo segundo eixo em porcentagem. A
área destacada representa a região do tumor.
Percentual de Taxa de Dose (%)
Taxa de Dose Ponderada pelo RBE
(RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
)
Profundidade (cm)
57
A maior deposição de dose ocorreu superficialmente, a uma profundidade de 0,45 cm, e é
igual a 1,09E-03 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, correspondendo a 100% da taxa de dose ponderada
pelo RBE, nesta análise.
A partir da curva de taxa de dose ponderada plotada no gráfico é possível constatar que
seus valores estão de acordo com os representados pelas curvas de isodose geradas no
programa SISCODES: acima de 90% da taxa de dose máxima nos primeiros voxels
atingidos pelo feixe de fótons; em torno de 88-93% no tumor, em profundidades em torno
de 3,44 a 4,65 cm; e nos últimos voxels, ao final do percurso dos fótons dentro da cabeça,
a taxa de dose ponderada pelo RBE está em torno de 65% da taxa de dose máxima.
4.3 BNCT – Boron Neutron Capture Therapy
Nessa simulação foram feitas três solicitações ao código MCNP5: taxa de dose absorvida
devido a nêutrons, que corresponde à componente de taxa de dose D
H
; taxa de dose
absorvida devido a gamas, que corresponde à componente de taxa de dose D
γ
; e fluência
de nêutrons, necessária para o cálculo da componente de taxa de dose D
N
.
Todos esses dados foram solicitados para cada voxel do modelo e após a execução da
simulação os resultados da taxa de dose absorvida devido a nêutrons e taxa de dose
absorvida devido a gamas foram exportados para o SISCODES, que gerou curvas de
isodose mostrando a porcentagem da taxa de dose absorvida no modelo para cada
solicitação.
A dose devido à interação dos nêutrons emitidos pela fonte com o tecido humano foi
depositada em 24 planos do modelo de voxel, e a Figura 18 mostra 20 destes planos,
enfocando a região do tumor, onde as curvas de isodose são representadas por cores que
mostram a distribuição espacial da taxa de dose absorvida na cabeça.
58
≥
≥≥
≥ 90
≥
≥≥
≥ 70
≥
≥≥
≥ 50
≥
≥≥
≥ 25
≥
≥≥
≥ 10
≥
≥≥
≥ 0
Taxa de dose máxima:
3,5111E-03 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
Taxa de dose absorvida
(% dose máxima)
Figura 18 – Curvas de isodose, geradas no programa SISCODES, representando a porcentagem de taxa de
dose absorvida na cabeça devido à interação dos nêutrons, após irradiação com feixe de
nêutrons epitérmicos 10 keV, em simulação de BNCT executada no código MCNP5.
16
35
28
17
18
19
20
21
22
23
24
25
26
27
29
30
31
32
33
34
59
O valor máximo da taxa de dose absorvida devido à interação dos nêutrons com o tecido
foi de 3,5111E-03 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
. As curvas de isodose se baseiam nesse valor e são dadas
em porcentagem de taxa de dose absorvida.
Pelas imagens da Figura 18 é possível observar que a deposição de dose ocorreu devido à
captura dos nêutrons térmicos, principalmente pelo boro, pois as curvas de isodose só
aparecem no tecido borado, que neste caso é representado por substância branca,
substância cinzenta e tumor.
A maior deposição de dose ocorreu claramente no tumor, que apresentou uma
porcentagem de taxa de dose de 25%, predominantemente, atingindo um máximo de
89%. Essa deposição de dose mais localizada se deve à concentração de boro no tumor,
que é cinco vezes maior que no tecido sadio. A maior taxa de dose absorvida deu-se em
apenas um voxel, no plano 27, que atingiu uma porcentagem de taxa de dose acima de
90%.
A dose depositada no tecido sadio foi entre 10 e 24% da taxa de dose absorvida máxima,
atingindo entre 25 e 49% em alguns voxels.
As gamas provenientes da captura neutrônica também interagem com o tecido
provocando uma deposição de dose em 53 planos do modelo de voxel. A Figura 19
mostra 20 destes planos, priorizando as imagens em que as curvas de isodose, que
representam a taxa de dose absorvida na cabeça, aparecem na região do tumor.
60
≥
≥≥
≥ 80
≥
≥≥
≥ 50
≥
≥≥
≥ 25
≥
≥≥
≥ 10
≥
≥≥
≥ 5 ≥
≥≥
≥ 0
Taxa de dose máxima:
4,13E-05 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
Taxa de dose absorvida
(% dose máxima)
Figura 19 – Curvas de isodose, geradas no programa SISCODES, representando a porcentagem de taxa de
dose absorvida na cabeça devido à interação das gamas, após irradiação com feixe de nêutrons
epitérmicos 10 keV, em simulação de BNCT executada no código MCNP5.
18
37
26
19
20
21
22
23
24
25
27
28
29
30
31
32
33
34
35
36
61
A porcentagem de taxa de dose absorvida devido à interação das gamas, representada
pelas curvas de isodose, é baseada em um valor máximo, que neste caso foi de 4,13E-05
Gy.h
-1
/Mp.s
-1
.
Pelas imagens da Figura 19 é possível observar que a maior deposição de dose ocorreu no
tumor, que apresenta uma porcentagem de taxa de dose acima de 80% da taxa de dose
máxima, e também nas adjacências, onde a taxa de dose atingiu entre 50 e 79%. O fato da
maior deposição de dose ocorrer no tumor significa que as gamas foram geradas ali,
devido à captura de nêutrons térmicos pelo boro, presente em grande concentração.
O amplo espalhamento das curvas de isodose se deve ao fato das gamas se originarem em
uma mesma região, sendo emitidas no sentido radial, em direção à parte mais externa do
modelo. Assim, há uma deposição de dose em grande parte da cabeça, mas em baixa
porcentagem, atingindo um valor entre 5 e 24% da taxa de dose máxima na parte mais
externa e entre 25 e 49% em uma região mais próxima ao tumor.
Como resultado da terceira solicitação o MCNP5 forneceu a fluência de nêutrons em
todos os voxels do modelo, necessária para o cálculo das componentes de taxa de dose D
N
e D
B
na técnica de BNCT. A Tabela 7 apresenta a fluência de nêutrons em cada um dos
27 voxels selecionados, para análise da taxa de dose nesse trabalho.
62
Tabela 7 – Fluência de nêutrons (nêutrons/cm
2
) em cada faixa de energia (MeV) do nêutron incidente
no voxel, obtida em simulação de BNCT no código MCNP5, para os 27 voxels analisados
Voxel
Energia Fluência Voxel
Energia Fluência Voxel
Energia Fluência
1,00E-08 1,62083E-04 1,00E-08 5,26114E-05 1,00E-08 1,09184E-06
1,00E-07 2,51822E-03 1,00E-07 7,04283E-04 1,00E-07 1,26054E-04
1,00E-06 1,45293E-03 1,00E-06 5,34366E-04 1,00E-06 3,34855E-05
1,00E-04 5,69433E-03 1,00E-04 6,58844E-04 1,00E-04 1,27216E-05
1,00E-03 7,25167E-03 1,00E-03 2,21410E-04 1,00E-03 0,0000E+00
1
1,00E
-
02
2,45551E
-
02
10
1,00E
-
02
7,57330E
-
05
19
1,00E
-
02
0,0000E+00
1,00E-08 2,74397E-04 1,00E-08 5,50674E-05 1,00E-08 1,85881E-06
1,00E-07 3,15843E-03 1,00E-07 7,30635E-04 1,00E-07 1,02633E-04
1,00E-06 2,02814E-03 1,00E-06 4,04901E-04 1,00E-06 2,36781E-05
1,00E-04 6,70662E-03 1,00E-04 5,23028E-04 1,00E-04 9,55215E-06
1,00E-03 7,46145E-03 1,00E-03 1,31075E-04 1,00E-03 0,0000E+00
2
1,00E
-
02
1,87727E
-
02
11
1,00E
-
02
3,47973E
-
05
20
1,00E
-
02
0,0000E+00
1,00E-08 1,59469E-04 1,00E-08 1,73787E-05 1,00E-08 0,0000E+00
1,00E-07 3,43816E-03 1,00E-07 6,17961E-04 1,00E-07 5,08588E-05
1,00E-06 2,12848E-03 1,00E-06 2,20039E-04 1,00E-06 2,42241E-05
1,00E-04 6,85740E-03 1,00E-04 3,65643E-04 1,00E-04 0,0000E+00
1,00E-03 6,73363E-03 1,00E-03 4,32099E-05 1,00E-03 0,0000E+00
3
1,00E
-
02
1,35797E
-
02
12
1,00E
-
02
3,13538E
-
05
21
1,00E
-
02
0,0000E+00
1,00E-08 1,91031E-04 1,00E-08 2,47148E-05 1,00E-08 1,27412E-05
1,00E-07 3,03856E-03 1,00E-07 4,93524E-04 1,00E-07 4,70811E-05
1,00E-06 2,21113E-03 1,00E-06 1,95794E-04 1,00E-06 3,10908E-06
1,00E-04 5,98958E-03 1,00E-04 1,52740E-04 1,00E-04 0,0000E+00
1,00E-03 5,14474E-03 1,00E-03 3,81691E-05 1,00E-03 0,0000E+00
4
1,00E
-
02
7,65456E
-
03
13
1,00E
-
02
3,85255E
-
06
22
1,00E
-
02
0,0000E
+00
1,00E-08 1,38836E-04 1,00E-08 2,71237E-05 1,00E-08 2,40679E-06
1,00E-07 2,16791E-03 1,00E-07 4,22274E-04 1,00E-07 2,45660E-05
1,00E-06 1,84328E-03 1,00E-06 1,24882E-04 1,00E-06 4,53792E-06
1,00E-04 5,30179E-03 1,00E-04 1,81901E-04 1,00E-04 0,0000E+00
1,00E-03 3,74562E-03 1,00E-03 2,98459E-05 1,00E-03 0,0000E+00
5
1,00E
-
02
4,92584E
-
03
14
1,00E
-
02
3,61118E
-
07
23
1,00E
-
02
0,0000E+00
1,00E-08 5,88603E-05 1,00E-08 2,52358E-05 1,00E-08 0,0000E+00
1,00E-07 1,27824E-03 1,00E-07 3,26956E-04 1,00E-07 1,62693E-05
1,00E-06 1,25698E-03 1,00E-06 7,89118E-05 1,00E-06 8,48989E-07
1,00E-04 3,62332E-03 1,00E-04 4,65633E-05 1,00E-04 0,0000E+00
1,00E-03 2,56419E-03 1,00E-03 5,25790E-06 1,00E-03 0,0000E+00
6
1,00E
-
02
2,57425E
-
03
15
1,00E
-
02
0,0000E+00
24
1,00E
-
02
0,0000E+00
1,00E-08 4,27205E-05 1,00E-08 2,93170E-05 1,00E-08 2,69091E-06
1,00E-07 6,59146E-04 1,00E-07 3,67961E-04 1,00E-07 2,78206E-06
1,00E-06 9,05990E-04 1,00E-06 7,99891E-05 1,00E-06 0,0000E+00
1,00E-04 2,44183E-03 1,00E-04 5,17846E-05 1,00E-04 0,0000E+00
1,00E-03 1,50324E-03 1,00E-03 0,0000E+00 1,00E-03 0,0000E+00
7
1,00E
-
02
1,01369E
-
03
16
1,00E
-
02
0,0000E+00
25
1,00E
-
02
0,0000E+00
1,00E-08 3,74231E-05 1,00E-08 5,73024E-06 1,00E-08 0,0000E+00
1,00E-07 4,84896E-04 1,00E-07 1,17283E-04 1,00E-07 2,90712E-06
1,00E-06 8,42414E-04 1,00E-06 4,07272E-05 1,00E-06 5,44231E-06
1,00E-04 1,65438E-03 1,00E-04 1,42431E-05 1,00E-04 0,0000E+00
1,00E-03 6,11737E-04 1,00E-03 2,90166E-06 1,00E-03 0,0000E+00
8
1,00E
-
02
4,83182E
-
04
17
1,00E
-
02
0,0000E+00
26
1,00E
-
02
0,0000E+00
1,00E-08 3,14653E-05 1,00E-08 2,62260E-05 1,00E-08 0,0000E+00
1,00E-07 6,14943E-04 1,00E-07 1,21368E-04 1,00E-07 2,22116E-06
1,00E-06 5,77271E-04 1,00E-06 2,82408E-05 1,00E-06 0,0000E+00
1,00E-04 1,25927E-03 1,00E-04 1,72432E-05 1,00E-04 0,0000E+00
1,00E-03 4,45007E-04 1,00E-03 0,0000E+00 1,00E-03 0,0000E+00
9
1,00E
-
02
2,56605E
-
04
18
1,00E
-
02
0,0000E+00
27
1,00E
-
02
0,0000E+00
63
O gráfico da Figura 20 apresenta as fluências dos nêutrons térmicos e epitérmicos,
fornecida pelo código MCNP5. O desvio estatístico relativo a cada avaliação foi mantido
inferior a 5%.
Figura 20 – Fluências de nêutrons térmicos e epitérmicos obtidas na simulação da técnica de BNCT,
realizada no código MCNP5. A área destacada representa a região do tumor.
Pelas curvas das fluências plotadas no gráfico da Figura 20 é possível notar que houve
uma queda na fluência de nêutrons térmicos na região do tumor. Isto se deve à captura
desses nêutrons, principalmente pelo boro, que possui uma maior concentração no tumor.
Com o valor da fluência de nêutrons em cada um dos 27 voxels selecionados para análise
foi possível calcular as componentes de taxa de dose D
N
e D
B
. Essas componentes foram
somadas às componentes D
H
e D
γ
, e assim foi possível obter a taxa de dose absorvida
total D em cada voxel analisado. Os valores encontrados para cada componente e o valor
da taxa de dose absorvida total são apresentados na Tabela 8.
Profundidade (cm)
Fluência de Nêutrons
(nêutrons/cm
2
)
64
Tabela 8 – Componentes de taxa de dose absorvida (D
H
, D
γ
γγ
γ
, D
N
e D
B
) e taxa de dose absorvida total
(D), em Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, provenientes da deposição de dose durante simulação de BNCT
Os voxels 1, 2 e 3 representam tecido conectivo, músculo esquelético e osso crânio,
respectivamente; o voxel 14 representa ventrículo; e os voxels 25, 26 e 27 representam
meninge, músculo esquelético e tecido conectivo, respectivamente. Como a concentração
de boro no tecido sadio só foi considerada na substância branca, substância cinzenta e
sistema límbico, não há nenhuma concentração de boro nesses voxels e por isso a
componente de taxa de dose absorvida D
B
neles é nula.
A partir dos valores de taxa de dose absorvida em cada voxel analisado, e considerando o
fator de ponderação da radiação para cada componente de taxa de dose, foi possível
calcular a taxa de dose ponderada pelo RBE para cada uma destas componentes, assim
como a taxa de dose ponderada total, provenientes da deposição de dose no tecido
Voxel
Profundidade (cm)
D
B
D
N
D
H
D
γ
γγ
γ
D
1 0,45 - 1,21E-05 6,69E-05 1,05E-05 8,95E-05
2 1,05 - 2,45E-05 4,39E-05 1,62E-05 8,46E-05
3 1,65 - 2,84E-05 1,83E-05 2,04E-05 6,72E-05
4 2,25 5,62E-03 1,46E-05 1,04E-03 2,31E-05 6,70E-03
5 2,85 4,16E-03 1,08E-05 7,76E-04 3,12E-05 4,98E-03
6 3,44 1,23E-02 6,36E-06 2,14E-03 3,42E-05 1,45E-02
7 4,05 7,18E-03 3,72E-06 1,27E-03 3,09E-05 8,48E-03
8 4,65 5,68E-03 2,94E-06 1,04E-03 2,73E-05 6,74E-03
9 5,25 1,15E-03 2,98E-06 2,07E-04 1,78E-05 1,38E-03
10 5,85 1,30E-03 3,36E-06 2,18E-04 1,46E-05 1,54E-03
11 6,45 1,28E-03 3,33E-06 2,23E-04 1,13E-05 1,52E-03
12 6,95 9,26E-04 2,39E-06 1,63E-04 9,37E-06 1,10E-03
13 7,55 7,83E-04 2,02E-06 1,31E-04 9,60E-06 9,26E-04
14 8,15 - 2,63E-06 4,42E-07 8,12E-06 1,12E-05
15 8,75 5,29E-04 1,37E-06 9,14E-05 6,09E-06 6,28E-04
16 9,35 5,96E-04 1,54E-06 9,98E-05 5,67E-06 7,03E-04
17 9,95 1,82E-04 4,71E-07 2,84E-05 4,96E-06 2,16E-04
18 10,55 2,59E-04 6,77E-07 4,20E-05 2,74E-06 3,04E-04
19 11,15 1,73E-04 4,45E-07 2,75E-05 3,03E-06 2,04E-04
20 11,75 1,43E-04 3,68E-07 2,37E-05 1,90E-06 1,69E-04
21 12,35 7,21E-05 1,85E-07 1,21E-05 1,97E-06 8,63E-05
22 12,95 1,07E-04 2,80E-07 1,83E-05 1,72E-06 1,27E-04
23 13,55 4,10E-05 1,06E-07 6,96E-06 2,37E-06 5,04E-05
24 14,15 2,04E-05 5,23E-08 3,32E-06 1,37E-06 2,51E-05
25 14,75 - 1,14E-08 1,38E-09 1,04E-06 1,05E-06
26 15,35 - 2,26E-08 4,88E-09 1,09E-06 1,12E-06
27 15,95 - 7,03E-09 8,23E-10 8,96E-07 9,04E-07
65
durante a simulação da técnica de BNCT. As curvas de taxa de dose ponderada total e
para cada componente podem ser vistas no gráfico da Figura 21.
Figura 21 – Componentes de taxa de dose ponderada pelo RBE – D
H
w
H
, D
γ
w
γ
, D
N
w
N
e D
B
w
B
– e taxa de
dose ponderada total Dw, provenientes da deposição de dose no tecido durante simulação da
técnica de BNCT. A área destacada representa a região do tumor.
Pelas curvas de taxa de dose ponderadas pelo RBE plotadas no gráfico da Figura 21 é
possível observar que a maior deposição de dose ocorreu devido à componente D
B
w
B
,
presente nos voxels que representam o tecido borado, como era esperado, e a segunda
maior deposição de dose nestes voxels ocorreu devido à componente D
H
w
H
.
Na maioria dos voxels em que não há concentração de boro, as componentes D
H
w
H
e
D
N
w
N
foram as responsáveis pela maior deposição de dose. Até 1,05 cm de profundidade
a deposição de dose predominante ocorreu devido à componente D
H
w
H
, enquanto nas
profundidades 1,65 e 8,15 cm a maior taxa de dose ponderada se deve à componente
D
N
w
N
.
Entre as componentes de taxa de dose ponderada pelo RBE, a componente D
γ
w
γ
é a que
manteve a continuidade, com derivada suave, apresentando uma menor razão entre a
deposição de dose no tumor e no tecido sadio, se comparada com essa mesma razão das
66
demais componentes. Além disso, foi predominante apenas na deposição de dose a partir
de 14,75 cm de profundidade.
Pela curva da taxa de dose ponderada total Dw, é possível observar que, em cada voxel, o
valor da taxa de dose devido à componente predominante é bem próximo do valor da taxa
de dose ponderada total Dw. Assim, até a profundidade de 1,05 cm a taxa de dose
ponderada total corresponde aproximadamente à taxa de dose ponderada devido à
componente D
H
w
H
; nas profundidades de 1,65 cm e 8,15 cm corresponde à taxa de dose
ponderada devido à componente D
N
w
N
; a partir de 14,75 cm corresponde à componente
D
γ
w
γ
; e nas demais profundidades, onde o tecido está borado, a taxa de dose ponderada
total corresponde aproximadamente à taxa de dose ponderada pelo RBE devido à
componente D
B
w
B
.
A contribuição de cada componente de taxa de dose para a taxa de dose ponderada total,
em BNCT, pode ser melhor visibilizada na Figura 22.
0%
10%
20%
30%
40%
50%
60%
70%
80%
90%
100%
0.45
1.05
1.65
2.25
2.85
3.44
4.05
4.65
5.25
5.85
6.45
6.95
7.55
8.15
8.75
9.35
9.95
10.6
11.2
11.8
12.4
13
13.6
14.2
14.8
15.4
16
Profundidade (cm)
Dgwg
DHwH
DNwN
DBwB
Figura 22 – Contribuição de cada componente de taxa de dose (D
H
w
H
, D
γ
w
γ
, D
N
w
N
e D
B
w
B
) para a taxa de
dose ponderada total (Dw), em BNCT.
Contribuição das Componentes para
Taxa de Dose Ponderada Total
67
4.4 Irradiação com Nêutrons Epitérmicos 10 keV
Como em BNCT, nessa simulação foram feitas três solicitações ao código MCNP5: taxa
de dose absorvida devido a nêutrons, que corresponde à componente de taxa de dose D
H
;
taxa de dose absorvida devido a gamas, que corresponde à componente de taxa de dose
D
γ
; e fluência de nêutrons, necessária para o cálculo da componente de taxa de dose D
N
.
Os resultados passaram pelos mesmos processos que os resultados da simulação de
BNCT, mas a apresentação deles aqui será direta e meramente demonstrativa, pois esse
estudo não foi feito com intuito de simular uma radioterapia com nêutrons e sim com o
objetivo de enfatizar a importância da presença do boro no tecido, principalmente no
tumor, para a eficácia de um tratamento radioterápico.
As curvas de isodose que representam a porcentagem de taxa de dose absorvida no
modelo foram geradas no programa SISCODES a partir dos resultados obtidos na
simulação no código MCNP5.
A dose devido à interação dos nêutrons emitidos pela fonte com o tecido humano foi
depositada em 16 planos do modelo de voxel, que são apresentadas na Figura 23.
68
≥
≥≥
≥ 90
≥
≥≥
≥ 70
≥
≥≥
≥ 50
≥
≥≥
≥ 25
≥
≥≥
≥ 10
≥
≥≥
≥ 0
Taxa de dose máxima:
9,96E-05 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
Taxa de dose absorvida
(% dose máxima)
Figura 23 – Curvas de isodose, geradas no programa SISCODES, representando a porcentagem de taxa de
dose absorvida na cabeça devido à interação dos nêutrons, após irradiação do modelo com feixe
de nêutrons epitérmicos 10 keV, executada no código MCNP5.
O valor máximo da taxa de dose absorvida devido à interação dos nêutrons com o tecido
humano foi de 9,96E-05 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
. As curvas de isodose se baseiam nesse valor e são
dadas em porcentagem de taxa de dose absorvida.
Pelas imagens da Figura 23 é possível observar que a deposição de dose ocorreu
principalmente devido ao espalhamento elástico, pois este é maior na entrada do feixe de
20
35
21
22
23
24
25
26
27
28
29
30
31
32
33
34
69
nêutrons na cabeça, sendo atenuado à medida que os nêutrons foram penetrando mais
profundamente, até estes serem termalizados e sofrerem captura.
Na altura do tumor, a taxa de dose absorvida superficialmente na cabeça, devido ao
espalhamento elástico, foi acima de 70% da taxa de dose absorvida máxima. Ao penetrar
mais profundamente este valor foi atenuado até um mínimo de 25%. A partir daí, como
os nêutrons foram moderados e já estão termalizados, a interação mais provável de
ocorrer é a captura neutrônica, com uma porcentagem entre 10 e 24% da taxa de dose
absorvida máxima no local avaliado. Esta deposição de dose acontece na região do tumor,
que é cerca de 26% mais denso que o tecido sadio e, portanto, apresenta um maior
número de átomos de hidrogênio e nitrogênio, que possuem uma considerável seção de
choque microscópica para captura de nêutrons térmicos. Como os nêutrons são
capturados, só há deposição de dose até a profundidade da região do tumor e, por isso,
não são geradas mais curvas de isodose a partir dessa região.
Para analisar melhor os resultados obtidos nas simulações de BNCT e irradiação com
nêutrons a Figura 24 mostra o modelo de voxel e as curvas de isodose devido a nêutrons
geradas nas duas simulações, para o mesmo plano. As curvas de isodose nos dois casos
representam porcentagens de 90, 70, 50, 25 e 10% da taxa de dose absorvida máxima,
que em BNCT atingiu 3,5111E-03 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
e na irradiação com nêutrons atingiu
9,96E-05 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
.
Figura 24 – Modelo de voxel e curvas de isodose devido a nêutrons geradas nas simulações de irradiação
com nêutrons epitérmicos 10 keV e BNCT, respectivamente, no plano 28.
28
70
Comparando as imagens é possível observar o quanto a deposição de dose em BNCT é
mais seletiva que a deposição de dose devido a irradiação com nêutrons epitérmicos. Com
a presença do boro, a taxa de dose absorvida se concentrou exatamente no tumor,
depositando ali uma dose maior que nas suas adjacências, poupando o tecido sadio
principalmente na parte mais superficial da cabeça. Ao contrário, na irradiação com
nêutrons a maior deposição de dose ocorreu no tecido sadio, com apenas uma pequena
fração da deposição de dose na região do tumor. Além disso, é fundamental levar em
consideração a taxa de dose absorvida máxima em que se baseiam as curvas de isodose,
que em BNCT foi 35 vezes maior que na irradiação com nêutrons.
A radiação gama gerada devido à interação dos nêutrons com o tecido também interage
com este, provocando uma deposição de dose em 54 planos do modelo de voxel. A
Figura 25 mostra 20 destes planos, priorizando as imagens em que as curvas de isodose
aparecem na região do tumor.
71
≥
≥≥
≥ 80
≥
≥≥
≥ 50
≥
≥≥
≥ 25
≥
≥≥
≥ 10
≥
≥≥
≥ 5 ≥
≥≥
≥ 0
Taxa de dose máxima:
3,39E-05 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
Taxa de dose absorvida
(% dose máxima)
Figura 25 – Curvas de isodose, geradas no programa SISCODES, representando a porcentagem de taxa de
dose absorvida na cabeça devido à interação das gamas, após irradiação com feixe de nêutrons
epitérmicos 10 keV, executada no código MCNP5.
18
22
26
30
34
37
19
20
21
23
24
25
27
28
29
31
32
33
35
36
72
A porcentagem de taxa de dose absorvida devido à interação das gamas, representada
pelas curvas de isodose, é baseada em um valor máximo, que neste caso foi de 3,39E-05
Gy.h
-1
/Mp.s
-1
. Pelas imagens da Figura 25 é possível observar que a maior deposição de
dose ocorreu no tumor, que apresenta uma porcentagem de taxa de dose acima de 80% da
taxa de dose máxima, e também nas adjacências, onde a taxa de dose atingiu entre 50 e
79%. O fato da maior deposição de dose ocorrer no tumor significa que as gamas foram
geradas ali, devido à captura de nêutrons térmicos principalmente pelo hidrogênio e
nitrogênio, já que estes estão presentes nesta região em maior quantidade, devido à
densidade do tumor ser maior que a densidade do tecido sadio.
Assim como na simulação de BNCT, as gamas foram geradas em uma mesma região,
sendo emitidas no sentido radial, em direção à parte mais externa do modelo, causando
um amplo espalhamento das curvas de isodose. Houve uma deposição de dose em grande
parte do volume da cabeça, mas em baixa porcentagem, atingindo um valor entre 5 e 24%
da taxa de dose máxima na parte mais externa e entre 25 e 49% em uma região mais
próxima ao tumor.
Para analisar melhor os resultados obtidos nas simulações de BNCT e irradiação com
nêutrons, a Figura 26 mostra o modelo de voxel e as curvas de isodose devido a gamas
geradas nas duas simulações, para o mesmo plano. As curvas de isodose nos dois casos
representam porcentagens de 80, 50, 25, 10 e 5% da taxa de dose absorvida máxima, que
em BNCT atingiu 4,13E-05 Gy.h
-1
/Mp.s
-1
e na irradiação com nêutrons atingiu 3,39E-05
Gy.h
-1
/Mp.s
-1
.
Figura 26 – Modelo de voxel e curvas de isodose devido a gamas geradas nas simulações de irradiação com
nêutrons epitérmicos 10 keV e BNCT, respectivamente, no plano 28.
28
73
Comparando as imagens é possível observar que neste caso também houve uma maior
deposição de dose no tecido sadio durante a irradiação com nêutrons devido ao amplo
espalhamento das gamas, enquanto em BNCT a deposição de dose foi mais seletiva e
concentrada. Isto porque na técnica de BNCT ocorreu uma maior deposição de dose na
região do tumor do que na irradiação com nêutrons, pois além da deposição de dose
devido às gamas oriundas das reações de captura neutrônica pelo hidrogênio, houve
também deposição de dose devido às gamas oriundas das reações de captura pelo boro.
O MCNP5 também forneceu a fluência de nêutrons em cada voxel do modelo. A Figura
27 mostra um gráfico das fluências totais de nêutrons obtidas nas simulações de BNCT e
irradiação com nêutrons epitérmicos, nos 27 voxels analisados nesse trabalho.
Figura 27 – Fluências totais de nêutrons obtidas nas simulações de BNCT e irradiação com nêutrons
epitérmicos 10 keV, ambas com campo de irradiação de 5x4 cm
2
. A área destacada representa
a região do tumor.
Comparando esses resultados é possível observar que, superficialmente no tecido, as
fluências nos dois casos são equivalentes. Na região do tumor, houve uma diminuição da
fluência de nêutrons em BNCT, provocada pelo maior número de captura neutrônica
devido à presença do boro.
A partir dos valores da fluência de nêutrons, a componente de taxa de dose D
N
foi
calculada e em seguida somada às componentes D
H
e D
γ
, e assim obteve-se a taxa de dose
74
absorvida total D, nos 27 voxels analisados. Os valores encontrados para cada
componente e o valor da taxa de dose absorvida total são apresentados na Tabela 9.
Tabela 9 – Componentes de taxa de dose absorvida (D
H
, D
γ
γγ
γ
, e D
N
) e taxa de dose absorvida total (D),
em Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, devido à deposição de dose em simulação de irradiação do modelo de
voxel com nêutrons epitérmicos 10 keV
Conhecendo os valores de taxa de dose absorvida, e considerando o fator de ponderação
da radiação para cada componente de taxa de dose, foi possível calcular a taxa de dose
ponderada pelo RBE para cada uma destas componentes, assim como a taxa de dose
ponderada total. As curvas dessas taxas de dose ponderada podem ser vistas no gráfico da
Figura 28.
Voxel Profundidade (cm) D
N
D
H
D
γ
γγ
γ
D
1 0,45 1,50E-05
6,74E-05
1,25E-05
9,49E-05
2 1,05 3,50E-05
4,57E-05
1,79E-05
9,86E-05
3 1,65 4,40E-05
2,09E-05
2,42E-05
8,92E-05
4 2,25 2,98E-05
2,01E-05
2,64E-05
7,63E-05
5 2,85 3,02E-05
1,44E-05
2,59E-05
7,04E-05
6 3,44 3,22E-05
1,00E-05
2,52E-05
6,74E-05
7 4,05 2,95E-05
6,84E-06
2,17E-05
5,81E-05
8 4,65 2,54E-05
5,20E-06
2,61E-05
5,67E-05
9 5,25 2,20E-05
4,26E-06
2,41E-05
5,03E-05
10 5,85 1,79E-05
3,28E-06
2,38E-05
4,49E-05
11 6,45 1,59E-05
2,76E-06
1,81E-05
3,67E-05
12 6,95 1,22E-05
2,13E-06
1,31E-05
2,74E-05
13 7,55 1,02E-05
1,73E-06
1,35E-05
2,55E-05
14 8,15 1,18E-05
2,00E-06
1,05E-05
2,44E-05
15 8,75 6,55E-06
1,12E-06
1,06E-05
1,83E-05
16 9,35 5,55E-06
9,60E-07
1,06E-05
1,71E-05
17 9,95 3,92E-06
6,49E-07
9,12E-06
1,37E-05
18 10,55 3,29E-06
5,54E-07
7,36E-06
1,12E-05
19 11,15 2,85E-06
4,91E-07
6,26E-06
9,60E-06
20 11,75 1,92E-06
3,19E-07
6,.6E-06
8,50E-06
21 12,35 1,70E-06
2,93E-07
5,04E-06
7,03E-06
22 12,95 1,48E-06
2,52E-07
4,04E-06
5,77E-06
23 13,55 1,01E-06
1,80E-07
5,68E-06
6,87E-06
24 14,15 8,07E-07
1,41E-07
3,13E-06
4,08E-06
25 14,75 1,88E-07
3,32E-08
1,63E-06
1,85E-06
26 15,35 4,81E-07
7,80E-08
2,49E-06
3,05E-06
27 15,95 2,77E-07
4,74E-08
1,83E-06
2,15E-06
75
Figura 28 – Componentes de taxa de dose ponderada pelo RBE (D
H
w
H
, D
γ
w
γ
, D
N
w
N
) e taxa de dose
ponderada total Dw, provenientes da deposição de dose no tecido durante simulação de
irradiação com nêutrons epitérmicos 10 keV. A área destacada representa a região do tumor.
Pelas curvas de taxa de dose ponderada pelo RBE plotadas no gráfico da Figura 28 é
possível observar que a taxa de dose ponderada devido à componente D
H
w
H
é máxima na
superfície do tecido e a partir daí declina consideravelmente. Já a deposição de dose
devido à componente D
γ
w
γ
aumenta discretamente na região do tumor, onde é gerada, e
cai suavemente conforme vai se distanciando desta região.
Na ausência do boro, a componente de taxa de dose D
N
w
N
apresenta valores bem
próximos aos da taxa de dose ponderada total Dw. Esta taxa de dose total diminui à
medida que aumenta a profundidade no tecido, não sendo observada nenhuma seleção no
tumor. A maior deposição de dose (2,70E-04 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
) ocorre
superficialmente, diminuindo até atingir 1,95E-06 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, ao final do
percurso.
Profundidade (cm)
Taxa de Dose Ponderada pelo RBE
(RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
)
76
4.5 Comparação entre distribuição de taxa de dose em BNCT e Radioterapia
Megavoltagem 10 MV
A partir dos resultados obtidos nas simulações da técnica de BNCT e radioterapia
megavoltagem 10 MV é possível fazer uma análise comparativa da distribuição de taxa
de dose depositada no tumor e no tecido sadio durante a irradiação.
O gráfico da Figura 29 mostras as curvas de taxa de dose ponderada total produzidas
devido às duas simulações, nos 27 voxels analisados.
Figura 29 – Taxa de dose ponderada total devido à radioterapia megavoltagem 10 MV, com campo de
irradiação 5x4 cm
2
, e técnica de BNCT, com mesmo campo. A área destacada representa a
região do tumor.
A curva da taxa de dose ponderada total obtida devido à simulação de radioterapia
megavoltagem possui um aspecto contínuo, apresentando uma suave queda conforme os
fótons penetram mais profundamente no tecido, não havendo nenhuma especificidade de
dose depositada no tumor. A média da taxa de dose ponderada total no tumor foi de
9,93E-04 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, atingindo uma taxa de dose máxima de 1,01E-03
RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
a uma profundidade de 3,44 cm. No tecido sadio, a média da taxa de
dose ponderada total foi de 8,67E-04 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, atingindo uma taxa de dose
máxima de 1,09E-03 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
a uma profundidade de 0,45 cm. Assim, a taxa
77
de dose ponderada total depositada no tumor foi, em media, apenas 1,14 vez maior que a
depositada no tecido sadio.
Pela curva da taxa de dose ponderada total obtida devido à simulação de BNCT é
possível perceber a relevância da presença do boro durante a irradiação, pois a maior
deposição de dose ocorreu nos tecidos borados. A média da taxa de dose ponderada total
no tumor foi de 3,66E-02 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, atingindo uma taxa de dose máxima de
5,35E-02 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
a uma profundidade de 3,44 cm. No tecido sadio, a média da
taxa de dose ponderada total foi de 1,39E-03 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, atingindo uma taxa de
dose máxima de 1,07E-02 RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
a uma profundidade de 0,45 cm. Mesmo
havendo uma considerável deposição de dose no tecido sadio, constata-se neste trabalho
que, em média, a taxa de dose ponderada total no tumor foi 26 vezes maior que a taxa de
dose ponderada total no tecido sadio.
Comparando as duas taxas de dose ponderada total, constata-se neste estudo que, em
média, a taxa de dose ponderada total no tumor obtida na simulação de BNCT é 37 vezes
maior que a taxa de dose ponderada total obtida na simulação de irradiação do modelo
com nêutrons, considerando uma mesma fluência de partículas emitidas pela fonte.
Enquanto no tecido sadio, a média da taxa de dose ponderada total obtida em BNCT é 1,6
vez maior que a obtida na irradiação com nêutrons.
78
5. CONCLUSÃO E PERSPECTIVAS
O modelo computacional de cabeça em voxel desenvolvido é constituído por várias
estruturas da cabeça e principalmente do sistema nervoso central, apresentando uma
neuroanatomia detalhada. Desta forma, ele pode ser usado em outras simulações
computacionais, tanto em estudos de teleterapia quanto de braquiterapia para o tratamento
de tumores cerebrais. Além disso, o modelo pode ser usado em estudos de dosimetria
com o objetivo de avaliar a dose de radiação depositada em cada uma das estruturas
identificadas após ser submetido a algum tipo de irradiação.
A simulação computacional de radioterapia megavoltagem 10 MV executada pelo código
MCNP5 apresentou resultados satisfatórios para os 27 voxels selecionados para análise
neste trabalho, que apresentaram uma curva de taxa de dose ponderada pelo RBE dentro
dos padrões conhecidos em que se baseia este tipo de tratamento. As curvas de isodose
geradas pelo programa SISCODES também apresentaram conformidade com os
resultados da taxa de dose ponderada. Os voxels analisados apresentaram um erro
estatístico médio nos resultados de apenas 2,5%; mas no resultado geral da simulação o
MCNP5 encontrou um erro estatístico de 28%, que significa uma média de erro para
todos os valores de taxa de dose absorvida em todos os voxels do modelo, provenientes
do código. O método utilizado pelo MCNP5 para o cálculo dos erros estatísticos pode ser
visto na seção VI do capítulo 2 do manual do código (Briesmeister
2
, 2003).
Os resultados apresentados na simulação de BNCT comprovaram a eficiência da presença
do boro no tecido a ser irradiado com nêutrons epitérmicos, como era esperado, pois ele é
responsável pela maior deposição de dose no tecido, principalmente no tumor. Além
disso, o tecido sadio é poupado, recebendo uma fração de dose muito baixa (1,39E-03
RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, em média) , comparada à dose depositada no tumor (3,66E-02
RBE.Gy.h
-1
/Mp.s
-1
, em média). Ao final da simulação o MCNP5 encontrou um erro
estatístico médio nos resultados para os 27 voxels analisados de 21% e no resultado geral
da simulação o erro estatístico médio para as três solicitações foi 35%.
Os resultados apresentados na simulação de irradiação com nêutrons epitérmicos 10 keV
demonstraram a relevância da concentração de boro no tumor, confirmando a seletividade
da técnica de BNCT no tratamento de tumores cerebrais. Na comparação dos resultados
79
obtidos aqui com os resultados obtidos na simulação de BNCT foi possível observar que
nesta última o tecido sadio é poupado ao mesmo tempo em que a maior deposição de
dose ocorre no tumor, tanto na interação dos nêutrons com o tecido quanto na interação
das gamas. Nesta simulação o MCNP5 encontrou um erro estatístico médio de 11,35%
para os voxels analisados e 15% para as três solicitações feitas ao código.
Os erros encontrados pelo código MCNP5 para os resultados das simulações realizadas
neste estudo ocorreram devido ao baixo número de partículas executadas e ao grande
número de solicitações. Para este trabalho, não foi possível aumentar o número de
partículas executadas, pois isto aumentaria ainda mais o tempo de processamento, que já
foi longo: 44 horas de CPU, para radioterapia megavoltagem 10 MV; 167 horas, para
BNCT e 242 horas para irradiação com nêutrons epitérmicos 10 keV; com um total de
tempo de computação para as três simulações em torno de 12 dias, devido ao tempo de
entrada-saída no servidor, em computador com processador Pentium duo core. Para um
trabalho futuro, o ideal é rodar novamente os casos com pelo menos um milhão de
partículas executadas. Mas para isso se tornar viável, é necessário o uso de computadores
mais rápidos, com maior eficiência de processamento.
Apesar dos erros encontrados nas simulações, os valores obtidos foram considerados
satisfatórios, já que a intenção do trabalho não era simular protocolos de tratamento
radioterápico e sim de comparar a deposição de dose no modelo de voxel devido a
diferentes técnicas usadas no tratamento de tumores cerebrais.
A comparação dos resultados obtidos para taxa de dose ponderada pelo RBE em BNCT e
na radioterapia megavoltagem 10 MV mostrou claramente que a maior deposição de dose
no tumor acontece na técnica de BNCT, que apresenta uma média de taxa de dose
ponderada 37 vezes maior que na radioterapia megavoltagem. Já no tecido sadio, apesar
de haver uma considerável deposição de dose devido à presença do boro nos tecidos
adjacentes ao tumor, a taxa de dose devido à BNCT é, em média, apenas 1,6 vez maior
que na radioterapia megavoltagem para uma mesma fluência de partículas emitidas pela
fonte.
Com os resultados citados fica comprovada a eficácia da técnica de BNCT no tratamento
de tumores cerebrais, que proporciona uma deposição de dose elevada diretamente no
80
tumor, enquanto poupa o tecido sadio do cérebro, que é um órgão nobre, pois é composto
por estruturas responsáveis por inúmeras funções fundamentais ao bom funcionamento do
organismo e à qualidade de vida do paciente.
Além disso, a técnica de BNCT poder ser considerada uma técnica cega. Isto significa
que não é preciso saber exatamente onde se encontram os limites do volume do tumor a
ser irradiado para se obter resultados eficazes e seguros. Desse modo, pode-se aplicar um
campo de irradiação seguramente maior que o volume radiologicamente visível do
mesmo, que ainda assim, o tecido sadio receberá uma deposição de dose
significantemente menor que o tumor, já que as células cancerosas absorvem uma maior
quantidade do composto borado, responsável pela maior deposição de dose durante a
técnica de BNCT.
81
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