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COMISSÃO NACIONAL DE ENERGIA NUCLEAR
INSTITUTO DE RADIOPROTEÇÃO E DOSIMETRIA
DISSERTAÇÃO DE MESTRADO
ESTUDO SOBRE A POSSIBILIDADE DO USO DE UMA UNIDADE
TERAPÊUTICA DE
60
Co EM IMRT
Samuel Cesar Dantas
Orientador: Dr. Luiz Antonio Ribeiro da Rosa
RIO DE JANEIRO, RJ – BRASIL
JUNHO DE 2009
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Samuel Cesar Dantas
ESTUDO SOBRE A POSSIBILIDADE DO USO DE UMA UNIDADE
TERAPÊUTICA DE
60
Co EM IMRT
Dissertação aprovada para obtenção do Grau de Mestre pelo
Programa de Pós-Graduação em Radioproteção e Dosimetria
do Instituto de Radioproteção e Dosimetria da Comissão
Nacional de Energia Nuclear na área de Física Médica.
Orientador: Dr. Luiz Antonio Ribeiro da Rosa
IRD/CNEN
Rio de Janeiro – Brasil
Instituto de Radioproteção e Dosimetria – Comissão Nacional de Energia Nuclear
Coordenação de Pós-Graduação
2009
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Dantas, Samuel Cesar
Estudo sobre a possibilidade do uso de uma unidade terapêutica
de
60
Co em IMRT/ Samuel Cesar Dantas. – Rio de Janeiro:
IRD, 2009.
xiv, 160 f. : il. ; 29 cm.
Orientador: Luiz Antonio Ribeiro da Rosa
Dissertação (mestrado) – Instituto de Radioproteção e
Dosimetria.
Referências bibliográficas: f. 105-109
1. IMRT. 2.
60
Co. 3. Bloco Modulador.
4. Sistema de Planejamento. 5. Radioterapia. I. Instituto de
Radioproteção e Dosimetria. II. Título.
Samuel Cesar Dantas
ESTUDO SOBRE A POSSIBILIDADE DO USO DE UMA UNIDADE
TERAPÊUTICA DE
60
Co EM IMRT
Rio de Janeiro, 08 de junho de 2009
______________________________________________________________
Dr. Luiz Antonio Ribeiro Rosa – IRD/CNEN
______________________________________________________________
Dr. Alessandro Facure Neves de Salles Soares – CGMI/CNEN
______________________________________________________________
Dra. Simone Kodlulovich Dias – IRD/CNEN
______________________________________________________________
Dra. Divanízia do Nascimento Souza – DFI/UFS
O presente trabalho foi desenvolvido no Instituto de Radioproteção e Dosimetria da
Comissão Nacional de Energia Nuclear e no Instituto Nacional de Câncer, sob
orientação do Dr. Luiz Antonio da Ribeira Rosa.
i
Ao meu pai (in memorian),
À minha Mãe,
Aos meus irmãos,
À Juliana,
À minha família.
ii
AGRADECIMENTOS
À Deus
À minha mãe Maria Evania, simplesmente a melhor mãe do mundo.
Ao meu irmão João Eduardo, considerado um pai para mim.
À minha irmã Isabela, minha princesa sempre zelosa.
Ao meu pai João Batista, que há muito tempo se foi, mas cujos ensinamentos
continuam.
Ao meu avô José Domingues.
Às minhas “tias-mãe” Evanúzia e Gorete.
À minha querida namorada Juliana Serafim, sempre companheira, amorosa e
compreensiva.
Ao meu grande Tio Jailton, no qual sempre me inspiro.
À sempre preocupada Tia Fátima.
Ao meu tio Osmário.
À todos os meu familiares que não se encontram mais entre nós.
Ao meu orientador Luiz Antonio pela paciência e ensinamentos.
Ao físico médico Delano Batista, mais que colaborador, por todas as dicas e discussões,
tendo um papel fundamental na elaboração deste trabalho.
Aos físicos médicos Lúcia Helena e Pedro Paulo.
Às físicas médicas Marcela Setti e Ieda Horst.`
À Clinirad.
Ao físico médico Armando pela assistência e pela disponibilidade do módulo de IMRT.
Ao pessoal do IRD e INCa.
Aos meus amigos sergipanos que se aventuraram no Rio: Saulo, Nilson, Lucas e Dalton.
Aos meus amigos da universidade, em especial Elisandro, Carol, Bruno.
À turma de mestrado do IRD 2007, em especial aos amigos Artur e Aneli.
Aos meus primos.
Aos meus amigos de Itabaianinha.
Às todas as pessoas que contribuíram de uma forma ou de outra para a conclusão deste
trabalho.
À Comissão Nacional de Energia Nuclear.
iii
RESUMO
Com o crescente avanço de complexas técnicas de tratamento em radioterapia,
há uma tendência na obtenção de equipamentos ainda mais sofisticados para a entrega
da dose de radiação ionizante. O uso da radioterapia conformacional em 3D é agora
rotina em muitos serviços de radioterapia, bem como a radioterapia de intensidade
modulada (IMRT). Ambas são usualmente implementadas usando aceleradores lineares
equipados com os colimadores com múlti- lâminas, que criam a conformidade e as
distribuições de fluências necessárias. Todavia, a complexidade de aparelhos cada vez
mais sofisticados, como os aceleradores lineares, exige um frequente controle da
qualidade do seu funcionamento, bem como uma manutenção detalhada e constante.
Mesmo com a realização desses procedimentos, os aceleradores podem apresentar
problemas técnicos capazes de interromper por um bom tempo um tratamento pela
técnica de IMRT. Apesar das claras vantagens tecnológicas e práticas que os
aceleradores lineares têm sobre os irradiadores de
60
Co, estes ainda ocupam um
importante lugar na radioterapia, principalmente devido aos baixos custos de instalação
e manutenção do equipamento quando comparados aos exigidos pelos aceleradores.
Muitos serviços de radioterapia que trabalham com IMRT possuem unidades
teleterapêuticas isocêntricas de
60
Co. A princípio, esses equipamentos poderiam ser
utilizados no tratamento com IMRT com o emprego de blocos compensadores para
modular o feixe. Este trabalho estuda essa possibilidade e mostra que a mesma é viável.
A comparação dos planejamentos de um tratamento de um câncer de cabeça-e-pescoço
e de outro do sistema nervoso central, tendo por base um irradiador de
60
Co e um linac
2300 C/D, apresentou vantagens para o irradiador de
60
Co. Ademais, as entregas de
dose obtidas com os dois sistemas mostraram-se equivalentes quando comparadas aos
respectivos planejamentos.
iv
ABSTRACT
With the increasing advances in complex treatment techniques, there is a tendency to
obtain more sophisticated equipments to deliver the dose. The use of 3D conformal
radiotherapy is now routine in many radiotherapy facilities as well as the utilization of
intensity modulated radiotherapy (IMRT). Both are usually implemented using linear
accelerators equipped with multileaves collimators, which create the conformity and the
fluence distributions required. However, the complexity of increasingly sophisticated
equipments, such as linear accelerators, requires a frequent quality control of their
operation, as well as a detailed and constant maintenance. Even carrying out these
procedures, the accelerators may present technical problems interrupting for a long time
a treatment using the IMRT technique. Despite the clear practical and technological
advantages that linear accelerators have on
60
Co irradiators, these devices occupy an
important place in radiotherapy, mainly due to the low cost of equipment installation
and maintenance when compared to those required by accelerators. Many radiotherapy
facilities that work with IMRT have teleterapeutic isocentric
60
Co units. In principle,
such equipment would be able to be used for treatment with IMRT using compensating
blocks to modulate the beam. This study investigates this possibility and shows that it is
feasible. The comparison of treatment plans of a head-and-neck cancer and other of a
cancer of the central nervous system, based on a
60
Co irradiator and a linac 2300 C / D,
presented advantages for the
60
Co irradiator. Furthermore, the delivery of dose obtained
with the two systems showed themselves equivalent when compared to their respective
plans.
v
ÍNDICE
1. Introdução................................................................................................................
1.1. Radioterapia..................................................................................................
1.2. Motivação.....................................................................................................
1.3. Objetivos.......................................................................................................
1
2
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4
2. Fundamentação Teórica...........................................................................................
2.1. Introdução.....................................................................................................
2.2. Descrição do Feixe de Fótons.......................................................................
2.2.1. Fluência.................................................................................................
2.2.2. Taxa de Fluência...................................................................................
2.2.3. Fluência de Energia...............................................................................
2.2.4. Taxa de Fluência de Energia.................................................................
2.2.5. Atenuação do Feixe de Fótons..............................................................
2.2.6. Lei do Inverso do Quadrado da Distância............................................
2.3. Grandezas Dosimétricas Usadas na Radioterapia.........................................
2.3.1. Exposição..............................................................................................
2.3.2. KERMA................................................................................................
2.3.3. Dose Absorvida.....................................................................................
2.3.4. Relação Entre o Kerma e Dose Absorvida...........................................
2.3.5. Relação Entre Kerma de Colisão e Fluência.........................................
2.3.6. Relação Entre Exposição e Dose Absorvida no Ar..............................
2.3.7. Relação Entre Dose no Ar e em Outro Material...................................
2.4. Princípios de Radiobiologia..........................................................................
2.4.1. Destino da Célula Irradiada..................................................................
2.4.2. Células Tumorais e Normais: Razão Terapêutica.................................
2.5. Detectores de Radiação.................................................................................
2.5.1. Câmaras de Ionização...........................................................................
2.6. Simuladores de Tecido.................................................................................
2.7. Máquinas de Tratamentos Para a Radioterapia Externa...............................
2.7.1. Unidades de Telecobaltoterapia............................................................
2.7.1.1. Entrega da Dose com Máquinas de Telecobaltoterapia................
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6
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2.7.1.2. Colimação do Feixe e Penumbra...................................................
2.7.2. Aceleradores Lineares...........................................................................
2.7.2.1. Diagrama Esquemático de um Acelerador Linear........................
2.8. Distribuição da Dose.....................................................................................
2.8.1. Percentagem de Dose Profunda (PDD).................................................
2.8.2. Razão Tecido-Ar (TAR).......................................................................
2.8.3. Razão Tecido-Simulador (TPR) e Razão Tecido-Máximo (TMR)......
2.8.4. Fator de Espalhamento de Pico (PSF)..................................................
2.8.5. Fator Off-Axis........................................................................................
2.8.6. Fator Bandeja........................................................................................
2.8.7. Fator Espalhamento no Objeto Simulador………………………….
2.9. Definição do Volume Alvo...........................................................................
2.10. Planejamento do Tratamento 3D e a Radioterapia Conformada................
2.11. Histograma Dose-Volume (DVH)..............................................................
2.12. Colimador com Multi-Lâminas (MLC)......................................................
2.12.1. Tamanho Máximo do Campo.............................................................
2.12.2. Largura da Lâmina..............................................................................
2.12.3. Deslocamento Máximo em Relação à Linha Média (Maximum
Overtravel)........................................................................................
2.12.4. Interdigitação......................................................................................
2.12.5. Penumbra............................................................................................
2.12.6. Fuga da Radiação na Interlâmina........................................................
2.12.7. Transmissão da Lâmina......................................................................
2.13. Radioterapia com Intensidade Modulada (IMRT)......................................
2.13.1. Razão Clínica da Distribuição de Dose Côncava...............................
2.13.2. Planejamento Inverso..........................................................................
2.13.3. Técnicas de Entrega da Dose em IMRT.............................................
2.13.3.1. Step-and-Shoot (SMLC-IMRT)……………………………......
2.13.3.2. IMRT Dinâmico (DMLC-IMRT)……………………………...
2.13.3.3. Moduladores Físicos (Blocos Compensadores)………………..
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3. Materiais e Métodos.................................................................................................
3.1. Materiais.......................................................................................................
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59
vii
3.1.1. Sistemas de Planejamento na Radioterapia...........................................
3.1.2. Blocos de Chumbo................................................................................
3.1.3. Irradiador Terapêutico
60
Co.................................................................
3.1.4. Conjunto Dosimétrico...........................................................................
3.1.5. Sistema 2D-Array SEVEN29...............................................................
3.1.6. Placas de Água Sólida...........................................................................
3.1.7. Software Verisoft..................................................................................
3.2. Métodos........................................................................................................
3.2.1. Configuração do Sistema de Planejamento...........................................
3.2.1.1. Determinação dos Coeficientes que Caracterizam a Atenuação
no Material Atenuador.................................................................
3.2.2. Planejamento dos Tratamentos.............................................................
3.2.2.1. Planejamento: Sistema Nervoso Central.......................................
3.2.2.2. Planejamento: Cabeça-e-Pescoço..................................................
3.2.3. Arranjo Experimental da Entrega de Dose...........................................
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4. Resultados e Discussões...........................................................................................
4.1. Planejamento: Sistema Nervoso Centra (SNC)............................................
4.2. Planejamento: Cabeça-e-Pescoço.................................................................
4.2.1. Entrega da Dose e Comparação com o Campo Planejado.........................
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5. Conclusões...............................................................................................................
Sugestões para Trabalhos Futuros................................................................................
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104
Referências..................................................................................................................
Anexo A.......................................................................................................................
105
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viii
LISTAS DE FIGURAS
Figura 2.1. O arranjo experimental de estudo de atenuação de feixe estreito de fótons
monoenergéticos por um absorvedor.
Figura 2.2. Diagrama ilustrando a divergência do feixe de fótons originado de uma fonte
pontual. À distância f
a
da fonte S a área do campo quadrado é A=a
2
. À distância f
b
a área do
campo é B=b
2
.
Figura 2.3. Curvas sigmóides ilustrando o princípio da razão terapêutica. A Curva A
representa a probabilidade do controle tumoral. A administração da dose (A) não prejudica
o tecido sadio, mas tampouco controla o tumor. A administração da dose (C) provoca
irradiação do tumor, mas prejudica intensamente o tecido sadio. A administração da dose
(B) promove a otimização entre as doses no tumor e no tecido sadio.
Figura 2.4. Esquema e fotografia de uma câmara de ionização tipo Farmer.
Figura 2.5. Tanque d’água equipado com um dispositivo eletromecânico que permite a
movimentação da câmara de ionização em três dimensões. (Modelo MP3, PTW, Freiburg,
Alemanha)
Figura 2.6. ART Phantom. Esquerda: com um filme colocado entre duas fatias. Direita:
Uma simples fatia.
Figura 2.7. Corte do cabeçote de uma unidade de telecobaltoterapia – Modelo Theratron
780 utilizado na radioterapia.
Figura 2.8. Unidade de Telecobaltoterapia.
Figura 2.9. Diagrama do decaimento do núcleo de
60
Co.
Figura 2.10. Diagrama do cálculo da penumbra geométrica.
Figura 2.11. Acelerador Linear Clinac 2100C Varian.
Figura 2.12. Esquema de um tubo acelerador de um linac.
Figura 2.13. Aceleração de um elétron usando uma onda eletromagnética (b) que se
assemelha a um surfista sobre uma onda d’água (a).
Figura 2.14. Aumento da velocidade do elétron v com a energia E.
Figura 2.15. O eixo central do feixe de radiação intercepta o eixo de rotação do braço. em
um ponto do espaço chamado “isocentro”.
Figura 2.16. Diagrama Esquemático de um linac.
Figura 2.17. Esquematização para determinação da PDD.
Figura 2.18. Esquematização para a determinação da TAR.
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Figura 2.19. Esquematização da determinação da TPR.
Figura 2.20. Esquematização da determinação do PSF.
Figura 2.21. Esquematização da determinação do Off-Axis.
Figura 2.22. Ilustração esquemática dos diferentes volumes definidos pelo ICRU 50 e 60
para feixe de fótons.
Figura 2.23. Diagrama mostrando as diferentes etapas de um tratamento em radioterapia.
Figura 2.24. Plano para aquisição dos dados do paciente.
Figura 2.25. “Beam’s eye views” (BEV) para um tratamento de câncer de próstata: a)
Posterior b) Lateral.
Figura 2.26. a) Bloco de cerrobend posicionados na bandeja. b) Bandeja posicionada no
gantry da máquina de tratamento. C) Blocos com campos conformados.
Figura 2.27. DVH ideal (esquerda) e um DVH real (direita) de um tratamento de tumor na
cabeça. Pode-se observar o PTV e os órgãos de risco.
Figura 2.28. Sistema de Colimadores com Multi-lâminas (MLCs) que durante a liberação
do feixe de radiação abrem e fecham conforme a necessidade de intensidade da radiação.
Figura 2.29. Esquema do sistema MLC com os mais importantes parâmetros.
Figura 2.30. O problema da interdigitação das lâminas.
Figura 2.31. Limitação da terapia 3D-CRT: Para casos em quem o PTV é côncavo a
distribuição de dose homogênea não pode ser por meio da 3D-CRT. Este problema pode ser
resolvido pela técnica da radioterapia com intensidade modulada (IMRT).
Figura 2.32. a) Princípio do planejamento direto convencional: o planejador (físico) inicia
com uma série de pesos e perfis do feixe para se obter um plano pelo processo de tentativa e
erro. b) Princípio do planejamento inverso: o planejador define a dose e distribuição de dose
desejada para o tratamento e o computador pode calcular e otimizar as características
individuais da intensidade de cada feixe para encontrar a dose requerida.
Figura 2.33. O método “step-and-shoot” fornece uma distribuição da dose aproximada
pela superposição de todos os segmentos (sub-campos) formados pelo deslocamento das
lâminas ao longo de cada campo.
Figura 2.34. A intensidade modulada é executada pela variação individual de velocidade de
movimentação das lâminas enquanto o feixe de radiação está ligado. Este é o princípio de
IMRT dinâmico.
Figura 2.35. Blocos compensadores proporcionam um meio muito simples para criar IMBs
por meio de absorvedores individualmente feitos sob medida. Cada bixel terá uma
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espessura diferente e consequentemente irá gerar uma intensidade de feixe diferente.
Figura 2.36. Um exemplo de um modelo de fresa CNC.
Figura 2.37. a) Bloco compensador de chumbo usinado com precisão pela fresa CNC. b)
Corte transversal de um compensador sólido.
Figura 2.38. Um molde de um compensador moldado com uma retífica de fresa. O material
é um plástico chamado “obomodulan”. As cavidades no molde serão preenchidas por um
material atenuador.
Figura 3.1. Blocos atenuadores de chumbo utilizado nas medidas experimentais.
Figura 3.2. a) Câmara de ionização cilíndrica tipo Farmer da PTW. b) Eletrômetro PTW
UNIDOS E. c) Objeto simulador de água da companhia CNMC modelo WP.
Figura 3.3. Sistema 2D-Array Seven29.
Figura 3.4. Placas de água sólida.
Figura 3.5. Simulação no CAT3D da distribuição de dose em profundidade, considerando
um feixe de
60
Co, para validação dos cálculos.
Figura 3.6. Comparação entre a PDD calculada com o CAT3D e o valor experimental.
Figura 3.7. Comparação entre o perfil de campo calculado com o CAT3D e o obtido
experimentalmente.
Figura 3.8. Arranjo experimental para a medição com os blocos atenuadores.
Figura 3.9. Imagem capturada do programa FixAttCoef mostrando a obtenção dos
coeficientes modificadores de feixe.
Figura 3.10. Marcação do isocentro de referência para o planejamento do Sistema Nervoso
Central (SNC).
Figura 3.11. Imagem axial mostrando os GTVs, CTV e os dois PTVs delineados.
Planejamento do tratamento de um câncer do sistema nervoso central.
Figura 3.12.
Imagem axial mostrando os PRVs delineados.
Figura 3.13.
Isocentro de tratamento (iso) definido para o planejamento do tratamento.
Figura 3.14. Campos de tratamento do câncer do SNC.
Figura 3.15. Cortes da imagem tomográfica: axial, coronal e sagital.
Figura 3.16. Corte axial mostrando a medula, os GTVs, CTVs, PTVs marcados.
Figura 3.17. Corte axial mostrando os OARs.
Figura 3.18.
Determinação do isocentro de tratamento (iso).
Figura 3.19. Estruturas marcadas visualizadas em 3D.
Figura 3.20. Campos de tratamento para o câncer de cabeça-e-pescoço.
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Figura 3.21. Projeto do bloco visualizado através do software (esquerda) e o bloco
modulador de chumbo confeccionado (direita).
Figura 3.22. Arranjo experimental para a obtenção da entrega de dose.
Figura 4.1. Distribuição de isodoses satisfatória, as curvas de interesse englobam os PTVs.
Figura 4.2. Distribuição de isodoses satisfatória mostrando as curvas de isodoses que
englobam os PRVs de interesse.
Figura 4.3. Comparação dos DVHs para o tratamento do SNC.
Figura 4.4. Comparação dos DVHs para o tratamento do SNC.
Figura 4.5. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 1° campo
Figura 4.6. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 2° campo.
Figura 4.7. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 3° campo.
Figura 4.8. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 4° campo
Figura 4.9. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 5° campo.
Figura 4.10. Distribuição de isodoses em um corte axial onde aparece um “ponto quente”.
Figura 4.11. Distribuição de isodoses em um corte axial considerada satisfatória.
Figura 4.12. Distribuição de isodoses no corte axial mostrando os OARs.
Figura 4.13. Comparação dos DVHs para o tratamento de cabeça-e-pecoço.
Figura 4.14. Comparação dos DVHs para o tratamento de cabeça-e-pecoço.
Figura 4.15. Comparação dos DVHs para o tratamento de cabeça-e-pecoço.
Figura 4.16. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 1° campo.
Figura 4.17. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 2° campo.
Figura 4.18. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 3° campo.
Figura 4.19. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 4° campo.
Figura 4.20. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 5° campo.
Figura 4.21.
Tela retirada do programa Verisoft mostrando a comparação da distribuição
de doses para o
60
Co: a) Fornecida pelo sistema de planejamento. b) Medida pelo sistema
2D-Array Seven29.
Figura 4.22. Tela retirada do programa Verisoft mostrando a comparação da distribuição
de doses para o linac: a) Fornecida pelo sistema de planejamento. b) Medida pelo sistema
2D-Array Seven29.
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LISTA DE TABELAS
Tabela 3.1. Os volumes de todas as estruturas marcadas no planejamento do tratamento
de um câncer do SNC.
Tabela 3.2. Parâmetros que caracterizam os campos de tratamento (SNC).
Tabela 3.3. Os volumes de todas as estruturas marcadas no planejamento do tratamento
de um câncer de cabeça-e-pescoço.
Tabela 3.4. Parâmetros que caracterizam os campos de tratamento (cabeça-e-pescoço).
Tabela 4.1. Doses recebidas pelas estruturas para cada tipo de planejamento.
Tabela 4.2. Doses recebidas pelas estruturas para cada tipo de planejamento.
Tabela A.1. Dados obtidos da atenuação com os blocos atenuadores (chumbo).
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LISTA DE SIGLAS
3D-CRT – Conformal Radiotherapy 3D - Radioterapia Conformacional em
3 Dimensões.
ART Phantom - Alderson Radiation Phantom.
BEV - “Beam’s Eye Views” - Visão do Ponto de Vista do Feixe.
CTV - Clinical Target Volume - Volume Alvo Clínico.
CNC – Computer Numeric Control - Controle Numérico Computadorizado.
DMLC-IMRT- Dynamic Multileaf Collimator – IMRT Dinâmico.
DRRs - Radiografias Construídas Digitalmente.
DVH – Dose-Volume Histogram - Histograma Dose Volume.
FAC
água
- Fator de Abertura do Colimador na Água.
FOA - Off-Axis Factor - Fator Fora do Eixo Central.
GTV - Gross Tumor Volume - Volume Tumor Visível.
ICRU – International Commission on Radiation Units and Measurements – Comissão
Internacional de Medidas e Unidades de Radiação.
IMRT – Intensity Modulated Radiotherapy - Radioterapia com Intensidade Modulada.
IV - Irradiated Volume - Volume Irradiado.
KERMA - Kinetic Energy Released per unit Mass - Energia Cinética Liberada por
Unidade de Massa.
Linac - Linear Accelerator – Acelerador Linear.
MLC – Multileaf Collimators - Colimadores com Multi-lâminas.
NTCP – Normal Tissue Complication Probability - Probabilidade de Complicação do
Tecido Normal.
xiv
OAR - Organ at Risk - Órgão de Risco.
PDD - Percentage Depth Dose - Percentagem de Dose Profunda.
PRV - Planning Organs at Risk Volume - Volume do Órgão de Risco Planejado.
PSF - Peak Scatter Factor - Fator de Espalhamento de Pico.
PTV - Planning Target Volume - Volume Alvo Planejado.
SAD – Source Axis-Distance - Distância Fonte-Isocentro.
SDD - Source to Diaphragm Distance - Distância Fonte-Colimador.
SMLC-IMRT- Segmental Multileaf Collimator – Técnica de IMRT também conhecida
como “step-and-shoot”.
SNC – Sistema Nervoso Central.
SSD - Source to Surface Distance - Distância Fonte-Superfície.
TAR - Tissue-air Ratio - Razão Tecido-Ar.
TCP – Tumor Control Probability - Probabilidade do Controle Tumoral.
TMR - Tissue-Maximum Ratio - Razão Tecido-Máximo.
TPR - Tissue-Phantom Ratio - Razão Tecido-Simulador.
TPS – Sistema de Planejamento Computadorizado
TV - Treated Volume - Volume Tratado.
UM – Unidade Monitora.
CAPÍTULO 1 – INTRODUÇÃO
1
CAPÍTULO 1
______________________________________
INTRODUÇÃO
CAPÍTULO 1 – INTRODUÇÃO
2
1.1. A RADIOTERAPIA
A aplicação da radiação contra tumores malignos se estende desde início do
século passado. No ano de 1903 o primeiro livro-texto sobre a radioterapia foi
publicado por Freund, considerado o “pai da radioterapia” [1]. O objetivo da
radioterapia é entregar uma distribuição de dose terapêutica homogênea no tumor alvo e
minimizar a dose nos tecidos sadios circunvizinhos [2].
No início da radioterapia os tratamentos eram realizados com aparelhos de
raios X de baixa energia. Na metade do século XX a energia de tratamento foi
aumentada da faixa de keV para a de MeV, com a utilização de aceleradores Van de
Graaff, Betatrons de 18 a 45 MeV e máquinas contendo radioisótopos como o
60
Co. O
surgimento dos aceleradores lineares clínicos (linacs) trouxe uma nova aurora para a
radioterapia. Eles se tornaram o dispositivo padrão na entrega da dose.
A partir do avanço da tecnologia, tanto no planejamento como na entrega da
dose, a radioterapia se tornou mais precisa no controle tumoral e na minimização da
dose nos tecidos sadios adjacentes em comparação à época do seu surgimento. A
radioterapia convencional usando um pequeno número de feixes com formas simples e
retangulares executava parcialmente esse objetivo. Todavia, para muitos tipos de
tumores seu método da entrega da dose levava a uma irradiação desnecessária de
grandes volumes de tecidos sadios [3].
A radioterapia conformacional em três dimensões (3D-CRT) almeja minimizar o
volume de tecido sadio irradiado pela conformidade da distribuição de dose justamente
na forma do tumor, reduzindo a dose no volume sadio [4]. Este novo tipo de tratamento
é muito mais eficiente no objetivo da radioterapia do que a radioterapia convencional.
Suas distribuições de dose 3D são calculadas pelo sistema de planejamento
computacional usando algoritmos dosimétricos.
A técnica de IMRT, do inglês Intensity Modulated Radiation Therapy, é uma das
formas mais avançadas de radioterapia conformada sendo a que reúne as maiores
possibilidades de tornar a radioterapia mais efetiva, tanto pelo aumento da probabilidade
do controle do tumor, como pela diminuição da probabilidade de complicações
radiológicas nos tecidos sadios [5]. A idéia da IMRT é a modulação da intensidade dos
feixes de radiação. Cada feixe é subdividido em centenas de milhares, cada qual com
um nível de intensidade, tornando possível uma distribuição côncava de isodoses. A
CAPÍTULO 1 – INTRODUÇÃO
3
modulação da intensidade é realizada por meio de MLCs (colimadores multi-lâminas)
ou através de blocos compensadores (filtros moduladores).
1. 2. MOTIVAÇÃO
Atualmente, técnicas complexas de tratamento na radioterapia, como a
radioterapia conformacional 3D e a IMRT, são usualmente implementadas usando os
linacs equipados com os MLCs para criar a conformidade e fluências necessárias [6].
Contudo, estes são equipamentos muito sofisticados que exigem um controle da
qualidade do funcionamento freqüente, bem como uma manutenção detalhada e
constante. E mesmo com a realização desses procedimentos os linacs podem apresentar
avarias capazes de interromper por um bom tempo um tratamento pela técnica de
IMRT, por exemplo. É importante, portanto, encontrar procedimentos que possam
remediar esse tipo de situação, permitindo que, pelo menos, a seção interrompida do
tratamento de um paciente possa ser concluída.
Apesar das claras vantagens tecnológicas e práticas que os aceleradores lineares
têm sobre as máquinas de
60
Co, estas ainda ocupam um importante lugar na
radioterapia, principalmente devido aos baixos custos de capital, instalação e
manutenção comparados com os aceleradores. Além da simplicidade do projeto e de
operação, as máquinas de
60
Co muito raramente sofrem avarias, ao contrário dos
aceleradores [5,7]. A corrente geração de sistemas de planejamento tridimensionais
estabeleceu uma rede de contatos na comercialização de cortadores de blocos e
compensadores, o que poderia proporcionar um meio prático de entrega da dose em alta
qualidade em tratamentos radicais na radioterapia com o uso de unidades de
60
Co.
Muitos serviços de radioterapia que trabalham com IMRT possuem unidades
teleterapêuticas isocêntricas de
60
Co. A princípio, esses equipamentos poderiam ser
utilizados no tratamento via IMRT de pacientes que por alguma razão não puderam ser
tratados em um acelerador ou tiveram seus tratamentos interrompidos. Pacientes novos
ou até mesmos aqueles que já tenham começado um tratamento de IMRT nos
aceleradores poderiam ser tratados no
60
Co. Serviços que apenas possuem unidades de
60
Co poderiam implementar o IMRT, desde que tivessem todos os recursos para tal fim.
Adams e Warrington concluíram, por meio da comparação entre planejamentos de
tratamentos em IMRT empregando o
60
Co e o linac 6/10 MV, que seria possível
CAPÍTULO 1 – INTRODUÇÃO
4
projetar um tratamento de alta qualidade em radioterapia empregando unidade de
telecobaltoterapia [8].
No Brasil em 2005, entre os cerca de 195 serviços de radioterapia existentes,
havia 86 equipamentos de telecobaltoterapia [9].
1.3. OBJETIVOS
O objetivo geral deste trabalho é o estudo sobre a possibilidade do emprego de
uma unidade teleterapêutica isocêntrica de
60
Co em IMRT, via modulação com o
emprego de blocos compensadores (moduladores físicos). Os objetivos específicos
consistem em: (i) Configuração do sistema de planejamento de tratamento de
radioterapia utilizado neste trabalho com os parâmetros físicos do feixe de
60
Co; (ii)
Comparação entre planejamentos de tratamentos com IMRT utilizando o acelerador
linear e o irradiador de
60
Co; (iii) Comparação entre a distribuição de dose entregue
com o
60
Co com a distribuição de dose planejada.
CAPÍTULO 2
______________________________________________________________________
FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
6
2.1. INTRODUÇÃO
A radioterapia utiliza a radiação no tratamento de tumores, principalmente os
malignos, e baseia-se na destruição do tumor pela absorção da energia da radiação. O
princípio básico é maximizar o dano no tumor e minimizar o dano em tecidos vizinhos
normais, o que se consegue irradiando o tumor utilizando diferentes direções de
incidência do feixe de radiação. Quanto mais profundo o tumor, mais energética deve
ser a radiação utilizada [10]. Não é toda radiação que pode ser usada na terapia.
Somente aquelas com capacidade para causar ionização.
Há dois tipos de tratamentos em radioterapia: (i) radioterapia externa ou
teleterapia, neste caso a fonte de radiação fica distante do alvo a ser irradiado. São
utilizados os aceleradores lineares para a produção de fótons de raios X e/ou elétrons ou
unidades de telecobaltoterapia (radiação gama). Os fótons destinam-se a irradiação mais
profunda, enquanto que os elétrons às irradiações mais superficiais. Ainda é possível o
tratamento de lesões superficiais com o emprego de equipamentos de raios X de
ortovoltagem. (ii) A radioterapia interna ou braquiterapia, a fonte de radiação encontra-
se em contato ou próximo ao alvo a ser irradiado.
2.2. DESCRIÇÃO DO FEIXE DE FÓTONS
Um feixe de raios X, produzido por um acelerador linear, ou de radiação gama,
emitida por uma fonte radioativa, consiste de um número grande de fótons, usualmente
com uma variedade apreciável de energias. O feixe de fótons pode ser descrito por
muitas grandezas, algumas das quais importantes na radioterapia, são descritas a
seguir [5,11,12].
2.2.1. FLUÊNCIA
A fluência das partículas é o quociente dN por dA, onde dN é o número de
partículas (ou raios) incidentes em uma esfera infinitesimal de secção de área dA
(secção reta perpendicular ao feixe).
Φ
dN
dA
(2.1)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
7
A unidade da fluência é m
-2
.
2.2.2. TAXA DE FLUÊNCIA
A taxa de fluência das partículas é o quociente de dΦ por dt, onde dΦ é o
incremento da fluência em intervalo de tempo dt:
A unidade da taxa de fluência é m
-2
s
-1
.
2.2.3. FLUÊNCIA DE ENERGIA
A fluência de energia é o quociente de dE por dA, onde dE é a energia radiante
incidente em uma esfera infinitesimal de secção de área dA.
A sua unidade é J/m
2
.
A fluência de energia pode ser calculada a partir da fluência usando a seguinte
relação:
Onde E é a energia da partícula e dN representa o número de partículas com
energia E.
A expressão 2.4 é usada para campos monoenergéticos. Quase todos os feixes de
fótons e partículas na prática são polienergéticos e o conceito definido acima precisa ser
aplicado para cada feixe. O conceito do espectro da fluência de partículas e do espectro
da fluência de energia substitui a fluência de partícula e a fluência de energia,
respectivamente. Eles são definidos respectivamente como:
Φ
dΦ
Ψ
dE
dA
Ψ
dN
d
A
EΦE
Φ
E
E

dΦ
d
E
E
(2.2)
(2.3)
(2.4)
(2.5)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
8
e
Onde Φ
E
(E) e Ψ
E
(E) são notações estenográficas para o espectro da fluência de
partículas e espectro da fluência de energia E, respectivamente.
2.2.4. TAXA DE FLUÊNCIA DE ENERGIA
A taxa de fluência de energia (também referida como intensidade) é o quociente
de dΨ por dt, onde dΨ é o incremento da fluência de energia no intervalo de tempo dt:
A unidade de taxa de fluência de energia é W/m
2
ou Jm
-2
s
-1
.
2.2.5. ATENUAÇÃO DOS FEIXES DE FÓTONS
Considera-se que um feixe estreito de fótons monoenergéticos incide sobre um
absorvedor de espessura variável. Um detector é colocado a uma distância suficiente
para detectar apenas o feixe de fótons primário (esses fótons atravessam o absorvedor
sem interação), não detectando os fótons secundários (espalhados) (figura 2.1.).
Ψ
E
E

dΨ
d
E
E

dΦ
d
E
E
E
Ψ
dΨ
(2.6)
(2.7)
Figura 2.1. O arranjo experimental de estudo de atenuação de feixe estreito de fótons
monoenergéticos por um absorvedor [11].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
9
Sob essas condições, a redução do número de fótons (dN) é proporcional ao
número de fótons incidentes (N) e a espessura do absorvedor (dx). Matematicamente,
dN‐µNdx
onde é a constante de proporcionalidade, chamada de coeficiente de atenuação. O
sinal negativo significa que o número de fótons decresce com o aumento da espessura
do absorvedor. A equação 2.8 pode ser escrita em termos de intensidade,
A equação diferencial acima pode ser resolvida, resultando na equação 2.10:
onde I(x) é a intensidade transmitida pela espessura, e I
0
a intensidade incidente no
absorvedor.
2.2.6. LEI DO INVERSO DO QUADRADO DA DISTÂNCIA
[5]
Em um feixe externo de radioterapia a fonte de fótons, geralmente, é fonte
pontual. Observa-se uma divergência no feixe (figura 2.2.). Assume-se que há uma
fonte pontual S e um campo quadrado com lado a (A = a
2
) a uma distância f
a
da fonte.
(2.8)
dI
I
‐µdx
(2.9)
IxI
0
e
‐µx
(2.10)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
10
A uma distância f
b
, tem-se um campo quadrado com lado b (B = b
2
). Os dois
campos são relacionados a seguir:
ou
Onde β é o ângulo entre o eixo central do feixe e a linha que liga a fonte ao
centro da aresta de um dos campos de radiação perpendiculares ao feixe.
A fonte S emite fótons e produz uma fluência de fótons Φ
a uma distância f
a
e
uma fluência de fótons Φ
a uma distância f
b
. Como o número total de fótons N
tot
cruzando a área A é igual ao número total de fótons cruzando a área B (considerando
que não há interação dos fótons com o ar entre as áreas A e B), pode-se obter a seguinte
relação:
Figura 2.2. Diagrama ilustrando a divergência do feixe de fótons originado de uma fonte
pontual. À distância f
a
da fonte S a área do campo quadrado é A=a
2
. À distância f
b
a área do
campo é B=b
2
[5].
tgβ
a/2
f
a
b/2
f
b
a
b
f
a
f
b
(2.11)
(2.12)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
11
N
tot
Φ
A
AΦ
B
B
e
A fluência de fótons em um ponto é, conseqüentemente, inversamente
proporcional ao quadrado da distância do ponto à fonte.
2.3. GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS USADAS NA RADIOTERAPIA
A dosimetria é a medida da quantidade de radiação liberada em um local
específico ou a quantidade de radiação absorvida neste local. Grandezas dosimétricas
são as grandezas que definem a interação do campo da radiação com um material. Nesta
parte do trabalho são descritas algumas grandezas dosimétricas utilizadas na
radioterapia [5,12,13].
2.3.1. EXPOSIÇÃO
A exposição, definida apenas para fótons, é o quociente de dQ por dm, onde dQ
é o valor absoluto de carga total de íons de mesmo sinal produzidos no ar, quando todos
os elétrons e pósitrons liberados pelos fótons no ar, em uma massa dm, são
completamente freados no ar.
No sistema internacional, SI, a unidade atual de exposição é o C/kg. Outra
unidade, esta antiga, é o Roentgen (R), onde 1 R = 2,58 x 10
-4
C/kg.
Φ
A
Φ
B
B
A
b
2
a
2
f
b
2
f
a
2
(2.13)
X
dQ
d
m
(2.14)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
12
2.3.2. KERMA
O KERMA (do inglês, kinetic energy released per unit mass, ou, energia cinética
liberada por unidade de massa) é o quociente de dE
tr
por dm, onde dE
tr
é a soma das
energias cinéticas iniciais de todas as partículas carregadas liberadas por partículas não
carregadas, incidentes em uma material de massa dm.
Sua unidade no SI é Gray, Gy, ou seja, J/kg.
Como o kerma inclui a energia das partículas carregadas, normalmente elétrons
de ionização, estes podem dissipá-la nas colisões sucessivas com outros elétrons, ou na
produção de radiação de freamento (bremsstrahlung), assim:
KK
C
K
r
Onde,
K
c
= kerma de colisão, quando a energia é dissipada localmente, por
ionizações e/ou excitações.
K
r
= kerma radioativo, quando a energia é dissipada longe do local, por
meios dos raios X.
2.3.3. DOSE ABSORVIDA
É o quociente 
por dm, onde 
é a energia média depositada pela radiação
ionizante na matéria de massa dm, num ponto de interesse (valor esperado de energia
depositada por unidade de massa).
K
dE
tr
dm
(2.15)
D
dE
dm
(2.17)
(2.16)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
13
A unidade atual de dose absorvida, no SI, é o Gy. A unidade antiga usada era o
rad. 1 Gy = 100 rad. Na radioterapia se trabalha mais com o submúltiplo cGy.
Naturalmente, 1 Gy = 0,01 cGy.
A dose absorvida é a grandeza mais importante na radioterapia. São valores
desta grandeza que são prescritos pelo radioterapeuta para combater o tumor e que
devem ser minimizados no caso dos órgãos sadios no entorno do volume tumoral.
2.3.4. RELAÇÃO ENTRE O KERMA E DOSE ABSORVIDA
A diferença entre o kerma e a dose absorvida é que esta depende da energia
média absorvida na região de interação (local) e o kerma, depende da energia total
transferida ao material. Isto significa que, do valor transferido, uma parte é dissipada
por radiação de freamento, e outra sobre a forma de luz ou raios X característicos.
Para se estabelecer uma relação entre kerma e dose absorvida é preciso que haja
equilíbrio eletrônico ou equilíbrio de partículas carregadas. Este ocorre quando:
a) A composição do meio é homogênea;
b) A densidade do meio é homogênea;
c) Existe um campo uniforme de radiação indiretamente ionizante;
d) Não existem campos elétricos e magnéticos não homogêneos.
Nestas condições:
DK
c
2.3.5. RELAÇÃO ENTRE KERMA DE COLISÃO E A FLUÊNCIA
Quando um feixe de fótons monoenergéticos interage com um material
homogêneo, o coeficiente de absorção de energia em massa
µ
en
ρ
apresenta um valor
único. O K
c
pode ser associado a fluência de energia em um ponto nesse meio:
K
c
Ψ
µ
en
ρ
EΦ
µ
en
ρ
(2.18)
(2.19)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
14
2.3.6. RELAÇÃO ENTRE EXPOSIÇÃO E DOSE ABSORVIDA NO AR
Sob condições de equilíbrio eletrônico, a exposição X, medida no ar, se
relaciona com a dose absorvida D no ar, pela expressão:
D
ar
cGy
X
W
e
ar
0,876.XR
Onde,
W
e
ar
é a energia média para a formação de um par de íons no ar.
2.3.7. RELAÇÃO ENTRE DOSE NO AR E EM OUTRO MATERIAL
Determinada a dose no ar, pode-se obter a dose em um meio material qualquer,
para a mesma exposição, por meio de um fator de conversão. Para a mesma condição de
irradiação, a relação entre os valores de dose absorvida no material m e no ar, pode ser
expressa por:
D
m
D
ar

µ
en
ρ
m
µ
en
ρ
ar
f
Onde
µ
en
ρ
é o coeficiente de absorção de energia em massa do ar ou do material.
Portanto,
(2.20)
(2.21)
D
m
D
ar
µ
en
ρ
m
µ
en
ρ
ar
0,876
µ
en
ρ
m
µ
en
ρ
ar
.X
D
m
0,876.f.Xf
m
.X
(2.22)
(2.23)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
15
O fator f
m
, converte exposição no ar para a dose absorvida no meio, depende da
energia do fóton e, por isso, na maioria dos casos, utiliza os valores médios dos
coeficientes de absorção de energia em massa. Esses valores são tabelados para alguns
materiais, sendo que para a água eles variam de 0,881 rad.R
-1
a 0,964 rad.R
-1
, na faixa
de energia de 20 keV a 150 keV, respectivamente.
2.4. PRINCÍPIOS DE RADIOBIOLOGIA
Quando as células são expostas à radiação os efeitos físicos nos átomos ou
moléculas nas células ocorrem primeiro e a probabilidade de dano funcional da célula
ocorre mais tarde. Os efeitos biológicos da radiação resultam principalmente no dano do
DNA, sendo este mais sério quando o interior da célula é atingindo. No momento que a
radiação é absorvida diretamente pelo material biológico o dano celular pode ocorrer
através de dois mecanismos: direto e indireto [5]
No mecanismo direto a radiação age diretamente sobre o DNA, com a quebra
simples e/ou dupla da hélice, bem como a deleção (ausência) de uma base nitrogenada,
danificando o material genético. No mecanismo indireto, as moléculas como a água que
constituem cerca de 70% das células, são quebradas pela radiação, resultando em
radicais livres extremamente reativos, como H
●
e OH
●
(radical hidroxila). Os radicais
livres quebram as ligações químicas alterando as composições químicas das moléculas
levando a danos biológicos.
2.4.1. DESTINO DA CÉLULA IRRADIADA
[5]
A irradiação da célula pode levar aos seguintes resultados:
- Não produzir nenhum efeito;
- Retardo na divisão celular;
- Apoptose: A célula morre antes de poder se reproduzir (morte programada);
- Falha na reprodução: A célula morre quando tenta realizar a mitose (divisão
celular);
- Instabilidade genômica: Há uma falha na reprodução, resultando em uma
instabilidade genômica;
- Mutação: A célula sobrevive, mas contém uma mutação;
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
16
- Transformação: A célula sobrevive, mas a mutação leva a uma transformação
fenotípica e à possibilidade cancinogênese;
- Efeito Bystander: Uma célula irradiada pode enviar um sinal para uma célula
vizinha que não foi irradiada e induzir dano nesta.
- Resposta adaptativa: A célula irradiada é estimulada a reagir e torna-se mais
resistente a irradiação subsequente.
2.4.2. CÉLULAS TUMORAIS E NORMAIS: RAZÃO TERAPÊUTICA
O alvo da radioterapia é entregar radiação suficiente para destruir o tecido
tumoral e poupar o tecido sadio da dose que o levaria a sérias complicações (morbidez).
O princípio é usualmente mostrado por duas curvas sigmóides (figura 2.3.), uma mostra
a probabilidade do controle tumoral (TCP, do inglês, Tumor Control Probability) e a
outra mostra a probabilidade de complicação do tecido normal (NTCP, do inglês,
Normal Tissue Complication Probability) [5].
Figura 2.3. Curvas sigmóides ilustrando o princípio da razão terapêutica. A administração da dose
(A) não prejudica o tecido sadio, mas tampouco controla o tumor. A administração da dose (C)
provoca irradiação do tumor, mas prejudica intensamente o tecido sadio. A administração da dose
(B) promove a otimização entre as doses no tumor e no tecido sadio [14].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
17
A boa escolha da técnica de entrega da radiação no tratamento de um dado
tumor deve ser realizada de tal maneira que maximize o TCP e simultaneamente
minimize o NTCP. Um bom tratamento de radioterapia deve satisfazer a seguinte
condição: TCP > 0,5 e NTCP < 0,05. Flutuações de 10% na dose prescrita podem alterar
significantemente a probabilidade de controle tumoral e/ou dano em tecidos sadios. É
imperativo que a dose nos tecidos sadios seja menor do que a dose no tumor, de modo
minimizar as complicações do tratamento além de otimizá-lo. A moderna radioterapia é
executada por meio de sofisticados planejamento de tratamento 3D e complexas
técnicas de entrega de dose. [5].
2.5. DETECTORES DE RADIAÇÃO
Um detector de radiação é um dispositivo que, quando colocado em um meio
onde existe um campo de radiação, é capaz de indicar a sua presença. Existem diversos
processos pelo quais as diferentes radiações podem interagir com o meio material
utilizado para medir ou indicar características dessas radiações. Entre estes processos,
os mais utilizados são os que envolvem a geração de cargas elétricas, a geração de luz, a
sensibilização da película fotográfica, a criação de traços (buracos) no material, a
geração de calor e alterações da dinâmica de certos processos químicos. Normalmente,
um detector de radiação é constituído de um elemento ou material sensível à radiação e
um sistema que transforma esses efeitos em um valor relacionado a uma grandeza de
medição dessa radiação [13]. A seguir será descrita a câmara de ionização, que foi o
detector de radiação utilizado no presente trabalho.
2.5.1. CÂMARAS DE IONIZAÇÃO
As câmaras de ionização são usadas na radioterapia clínica como instrumento de
referência, tanto nas dosimetrias absolutas como nas relativas [15]. A câmara de
ionização é basicamente um recipiente com um gás, envolto externamente por uma
parede condutora e um eletrodo coletor no centro (figura 2.4). A radiação ao entrar em
contato com o gás contido na câmara provocará ionização e, conseqüentemente, a
formação de pares de íon. A parede condutora e o eletrodo condutor são separados por
um isolante de alta qualidade, o que previne uma eventual fuga de corrente quando a
voltagem de polarização é aplicada na câmara.
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
18
As medidas com as câmaras de ionização de ar livre, “free-air”, requerem a
correção de temperatura e pressão, para que as mudanças da massa de ar no volume da
câmara sejam computadas, já que a massa de ar muda com a temperatura e a pressão.
A câmara de ionização é acoplada a um eletrômetro que é um dispositivo que
mede pequenas correntes da ordem de 10
-9
A. O eletrômetro transforma a corrente
obtida da ionização do gás na câmara em um valor relacionado a uma grandeza de
medição do campo de radiação incidente.
2.6. SIMULADORES DE TECIDO
Em radioterapia, o termo objeto simulador (ou simplesmente simulador) é
utilizado para descrever um material que imita o tecido humano de interesse nas
propriedades de espalhamento e absorção da radiação. Diz-se que um material é tecido
equivalente quando a radiação interage com ele da mesma maneira que o faz com o
tecido humano.
Podem-se encontrar dois tipos de simuladores: (i) Geométricos, que reproduzem
razoavelmente as propriedades do tecido, mas reduzem a complexidade da anatomia
humana às formas cúbicas ou cilíndricas e (ii) Antropomórficos, que simulam tanto a
anatomia humana quanto as propriedades de interação.
O simulador de tecido mole mais convenientemente usado é a água. Ela tem
composição química simples, é líquida, transparente, de baixo custo e fácil de obter. No
ser humano é o material mais abundante e tem o número atômico efetivo e densidades
muitos próximas às do tecido muscular.
Figura 2.4. Esquema e fotografia de uma câmara de ionização tipo Farmer [5].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
19
O simulador mais versátil da radioterapia é o tanque d’água (figura 2.5.). Deste,
o mais comum é um cubo com paredes de acrílico com dimensões de 50 x 50 x 50 cm
3
.
Um exemplo de simulador antropomórfico é o Alderson Radiation Phantom
(ART Phantom). O ART Phantom possui tecido equivalência e é cortado
horizontalmente em fatias, entre estas, podem ser colocados filmes dosimétricos, ou
ainda, dosímetros termoluminescentes que podem ser introduzidos em pequenos
orifícios contidos nessas fatias (figura2.6.).
Figura 2.5. Tanque d’água equipado com um dispositivo eletromecânico que permite a
movimentação da câmara de ionização em três dimensões. (Modelo MP3, PTW, Freiburg,
Alemanha) [16].
Figura 2.6. ART Phantom. Esquerda: com um filme colocado entre duas fatias.
Direita: Uma única fatia [16].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
20
2.7. MÁQUINAS DE TRATAMENTO PARA A RADIOTERAPIA EXTERNA
O tratamento do câncer empregando radiação teve início nos primeiros anos da
década de 1900 com o emprego de máquinas de raios X de quilovoltagem que operavam
entre 150 e 350 kV. Estas máquinas tinham a desvantagem de gerar feixes de radiação
X com penetração pouco profunda no tecido humano, gerando um excesso de dose e
queimadura na pele dos pacientes.
A invenção da unidade de teleterapia utilizando fontes de
60
Co, no começo da
década de 50, por H.E. Johns, foi um grande avanço na teleterapia de fótons de altas
energias, colocando as unidades de cobaltoterapia na vanguarda da radioterapia por
anos.
O desenvolvimento dos aceleradores lineares médicos (linacs, do inglês linear
accelerators) superaram em utilização terapêutica as unidades de
60
Co e tornaram-se a
fonte de radiação mais utilizada na radioterapia moderna. Dotados de projeto compacto
e eficiente, os linacs oferecem uma excelente versatilidade para uso na radioterapia
devido ao suporte isocêntrico (também existentes nas unidades mais modernas de
60
Co)
e a possibilidade de prover terapia tanto de elétrons como de fótons de raios X de
megavoltagem para um amplo intervalo de energia.
2.7.1. UNIDADES DE TELECOBALTOTERAPIA
A fonte de
60
Co é produzida irradiando o
59
Co, que é estável, com nêutrons em
um reator. A fonte de
60
Co, usualmente na forma cilíndrica, de disco ou de palheta, está
inserida em uma cápsula de aço inoxidável soldada. Esta cápsula é colocada dentro de
outra cápsula de aço e chumbo (ou urânio exaurido) a qual é novamente soldada para
prevenir qualquer vazamento de material radioativo [11]. Todo este aparato é chamado
cabeçote, e deve possuir um mecanismo de exposição da fonte em frente à abertura dos
colimadores para que haja a exposição do paciente ao feixe de radiação (figura 2.7).
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
21
No momento da utilização a fonte é deslocada da sua posição de segurança,
dentro do cabeçote de proteção, para frente de um orifício que permite a passagem do
feixe de radiação para que este atinja a região a ser "tratada" ou irradiada. Um sistema
de colimação permite fixar o tamanho e o formato do campo de irradiação em
conformidade com o procedimento terapêutico prescrito. Após o uso, a fonte é recolhida
para a posição de origem de segurança. Uma unidade de telecobaltoterapia é mostrada
na figura 2.8..
Figura 2.8. Unidade de Telecobaltoterapia [17].
Figura 2.7. Corte do cabeçote de uma unidade de telecobaltoterapia – Modelo
Theratron 780 utilizado na radioterapia [13].
Indicador de fonte exposta
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
22
O
60
Co possui um tempo de meia-vida física de 5,3 anos, decaindo para
60
Ni
com a emissão de partículas β (E
máx
= 0,32 MeV, 99%, e E
máx
= 1,48 MeV, 0,1%). Este
radionuclídeo, ainda excitado, emite dois fótons γ de 1,17 e 1,33 MeV, são estes raios
gamas que são utilizados no tratamento do câncer (figura 2.9).
As partículas β são absorvidas pela própria fonte e na cápsula metálica
resultando em uma produção de raios X por bremsstrahlung e uma pequena quantidade
de raios X característicos. Contudo, estes raios X tem uma energia média de 0,1 MeV e
não contribuem, de forma significativa, para a dose no paciente, pois são atenuados pela
própria fonte e pela cápsula [11].
Uma possível fonte de contaminação do feixe primário de um irradiador
terapêutico de
60
Co são os raios γ secundários (radiação espalhada) gerados a partir do
espalhamento dos raios γ primários na própria fonte, na cápsula que contém a fonte e
nos colimadores. A radiação espalhada tem uma contribuição significativa de cerca de
10% da intensidade total do feixe [11].
A atividade típica de uma fonte de
60
Co terapêutica situa-se entre 185 – 370 TBq
(5000 - 10000 Ci), gerando uma taxa de dose a 80 cm da fonte, distância típica fonte-
isocentro, entre 100 – 200 cGy/min [5].
Figura 2.9. Diagrama do decaimento do núcleo de
60
Co [11].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
23
2.7.1.1. ENTREGA DA DOSE COM MÁQUINAS DE TELECOBALTOTERAPIA
A dose prescrita no tumor alvo é entregue com auxílio de dois cronômetros de
tratamento (timers): primário e secundário. O cronômetro primário, vigente, controla o
tempo de tratamento, o cronômetro secundário serve como um controle no caso da falha
do cronômetro primário [5].
O tempo de tratamento deve incluir o erro do obturador, que é o tempo
necessário para a fonte se deslocar da sua posição de recolhimento para a de exposição,
quando é iniciado o tratamento, mais o tempo necessário para a fonte percorrer o trajeto
inverso, após o encerramento da exposição terapêutica do paciente.
2.7.1.2. COLIMAÇÃO DO FEIXE E PENUMBRA
O sistema de colimadores é projetado para modificar a magnitude e a forma do
feixe, satisfazendo o tratamento individual requisitado. Consiste em um par de blocos
de metal pesado que se movimentam independentemente para obtenção de campos
quadrados e retangulares. Caso a superfície interna dos blocos seja paralela ao eixo
central do feixe de tratamento, a radiação passará através das bordas dos blocos
colimadores resultando no que é conhecido como, penumbra de transmissão. O tamanho
da penumbra será maior quanto maior for o tamanho da abertura dos colimadores
devido à grande obliqüidade do raio nas bordas dos colimadores [11].
O termo penumbra, em um sentido geral, significa a região na borda do campo
de radiação, na qual a taxa de dose muda rapidamente em função da distância do eixo
central do feixe [18]. A penumbra de transmissão é a região que é irradiada por fótons
que são transmitidos pelas bordas dos blocos colimadores [11]. Ela também existe no
caso dos aceleradores lineares, contudo é muito mais importante quando se trata de uma
unidade de
60
Co, pois neste caso, a penumbra é maior do que nos aceleradores lineares.
Há mais um tipo de penumbra, conhecida como penumbra geométrica ou física,
que é descrita na figura 2.10. A largura da penumbra geométrica (P
d
) a qualquer
profundidade d da superfície do paciente pode ser determinada considerando as
semelhanças de triângulos ABC e DCE. Da geometria, tem-se:
DE
AB
CE
C
A
CD
C
B
MN
O
M
OFFN‐OM
O
M
(2.24)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
24
Se AB = s, o diâmetro da fonte; OM = SDD, distância fonte-colimadores
(Source to Diaphragm Distance, em inglês); OF = SSD, distância fonte-superfície
(Source to Surface Distance, em inglês); então, P
d
é dada por:
A penumbra na superfície pode ser calculada substituindo d = 0 na equação 2.25.
A equação 2.25 mostra que a penumbra cresce com o aumento do diâmetro da
fonte, da SSD e da profundidade, mas decresce com o aumento da SDD [11]. O
aumento da SDD pode ser feito por meio de um acessório, um colimador auxiliar,
acoplado no fim do colimador principal próximo do paciente, os chamados cortadores
de penumbra (penumbra trimmer) [19].
P
d

s
SSDd‐SDD
SDD
(2.25)
Figura 2.10. Diagrama do cálculo da penumbra geométrica [11].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
25
2.7.2. ACELERADORES LINEARES
Os linacs (figura 2.11.) são dispositivos que usam ondas eletromagnéticas de
alta freqüência para acelerar partículas carregadas, os elétrons, a altas energias através
de um tubo linear. O feixe de elétrons de alta energia pode ser usado para tratar tumores
superficiais ou pode, através da interação com um alvo de um número atômico elevado,
produzir raios X por bremsstrahlung para tratar tumores mais profundos [11,16].
A idéia básica do acelerador linear é aumentar, gradualmente, a velocidade dos
elétrons (obtidos pelo efeito termiônico) através de um campo eletromagnético
direcionadas pelo tubo acelerador. Este é confeccionado em cobre, com o interior
dividido em discos do mesmo material ou diafragmas com diferentes espaçamentos e
aberturas. Ademais, em seu interior se faz vácuo.
Os elétrons são injetados dentro da estrutura do acelerador com uma energia
inicial de 50 keV e interagem com o campo eletromagnético de microondas
(figura 2.12). Um grupo de elétrons ganha energia no campo elétrico senoidal da onda
eletromagnética caso possuam uma posição certa sobre a frente de onda.
Figura 2.11. Acelerador Linear Clinac 2100C Varian
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
26
Utilizando a descrição de Scaff [19], a aceleração das partículas carregadas com
a ajuda das ondas eletromagnéticas assemelha-se a um surfista ao “pegar” uma onda
(figura 2.13.). Como os elétrons atingem 98% da velocidade da luz já com uma energia
de 2 MeV (figura 2.14.), a velocidade de sincronização entre os elétrons e a onda pode
ser alcançada facilmente [16].
Figura 2.13. Aceleração de um elétron usando uma onda eletromagnética (b) que se
assemelha a um surfista sobre uma onda d’água (a) [16].
Figura 2.12. Esquema de um tubo acelerador de um linac [19]
a)
b)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
27
As ondas de radiofreqüência (RF), microondas, provêem de um grupo de
válvulas especiais chamadas de magnetron, dispositivo que produz microondas. Ele
funciona produzindo pulsos de microondas por alguns microssegundos c uma taxa de
repetição de centenas de pulsos por segundo. A freqüência de cada microonda é de
aproximadamente 3000 Hz. Os aceleradores com energias maiores que 10 MeV
possuem um dispositivo chamado de klystron, que não é um gerador de microondas,
mas sim um amplificador.
Quando os elétrons acelerados deixam o tubo acelerador formam normalmente
um feixe paralelo de aproximadamente 3 mm de diâmetro e são dirigidos diretamente
para um alvo metálico (normalmente tungstênio) para a produção de raios X [16].
Em alguns aceleradores esse alvo pode ser removido quando desejado. Os
elétrons acelerados colidem com lâminas metálicas (chumbo ou cobre) bem finas (cerca
de 0,3 mm) para serem espalhados de modo a se obter um feixe de elétrons para
tratamentos radioterápicos.
Os aceleradores normalmente não têm seu rendimento (taxa de dose) constante
com o tempo. Esta variação ocorre por motivo das oscilações eletrônicas normais e
intrínsecas dos equipamentos. Portanto, não se pode calibrar uma acelerador linear em
termos de cGy/min, como se faz nas unidades de cobalto. Para resolver este problema
duas câmaras de ionização estão situadas abaixo do alvo e do filtro achatador do feixe,
independentes uma da outra, para garantir que a dose prescrita seja dada. Uma controla
a outra na monitorização da dose, fornecendo leituras que são comparadas
Figura 2.14. Aumento da velocidade do elétron v com a energia E [16].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
28
automaticamente com os valores de unidade monitora (UM)
1
digitadas no painel de
controle do acelerador. Estas leituras são relacionadas a um valor de dose absorvida na
água determinado no isocentro do equipamento para um campo de 10 cm x 10 cm na
profundidade de dose máxima (d
m
) na água [16].
O acelerador é montado em um “braço” (gantry) ligado a um dispositivo que
contém sistemas do equipamento, inclusive eletrônicos. O gantry tem liberdade para
girar 360 graus ao redor do isocentro
2
no plano X
F
e Z
F
(figura 2.15). O feixe de
radiação que sai do acelerador é sempre dirigido e centrado no eixo do braço.
1
Unidades Monitoras (UM) são as unidades de medidas usadas para quantificar a dose, entregue no
tratamento com o uso de um acelerador linear.
2
O isocentro de um irradiador é o ponto no espaço onde o eixo central de radiação intercepta o eixo do
braço (gantry).
Figura 2.15. O eixo central do feixe de radiação intercepta o eixo de rotação do braço
em um ponto do espaço chamado “isocentro” [20].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
29
2.7.2.1. DIAGRAMA ESQUEMÁTICO DE UM ACELERADOR LINEAR
[19,21]
1. Magnetron ou Klystron – Fonte de microondas (ou no caso do Klystron, um
amplificador) para a aceleração dos elétrons.
2. Circulador – Isola o magnetron ou klystron das microondas refletidas.
3. Fontes de elétrons – fornece os elétrons que são ejetados para estrutura
aceleradora.
4. Bomba de vácuo – Para se obter vácuo no acelerador.
5. Estrutura aceleradora (tubo acelerador) – Onde os elétrons são acelerados.
6. Alvo – Para a produção de raios X; pode ser retrátil para feixe de elétrons.
7. Magneto – Defletem os elétrons que saem do tubo acelerador para que colidam
com o alvo ou nas lâminas espalhadoras para feixes de elétrons.
8. Filtro achatador – Cone metálico para modificar a isodose.
9. Carrossel – Área responsável pela colocação do filtro espalhador correto para
fótons ou filtro achatador correto para elétrons.
10. Câmaras de ionização – Fornecem leitura das “unidades monitoras”.
Figura 2.16. Diagrama Esquemático de um linac [19].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
30
11. Sistema óptico – Para produzir um campo luminoso coincidente com o campo
de radiação.
12. Indicador óptico – Da distância foco-superfície
13. Colimadores – Blocos de Tungstênio que se movem por meio de motores
(alguns aceleradores têm colimadores com movimentos independentes) para se
obter o campo de radiação.
14. Isocentro - O eixo central do campo e o eixo de rotação do gantry são
coincidentes e interceptam o eixo de rotação do braço em um ponto virtual
denominado isocentro.
15. Contrapeso – Para equilibrar a distribuição de massa do acelerador.
16. Campo de radiação – Feixe de fótons ou de elétrons.
17. Braço (ou “gantry”) – Estrutura que pode girar 360°.
18. Guia de onda – Carrega a microondas da magnetron ao tubo acelerador.
19. Indicadores digitais – Indicam a angulação do braço, dimensões do campo no
isocentro, ângulo de rotação da coluna, etc.
20. Circuito de água – Responsável pela circulação de água em todo o equipamento
com o intuito de refrigerar as diversas partes do equipamento.
2.8. DISTRIBUIÇÃO DA DOSE
Quando o feixe de radiação incide sobre o paciente (ou em um simulador) a dose
absorvida neste varia com a profundidade, caso o feixe atravesse uma região com maior
quantidade de tecido a absorção será proporcional a esta espessura. A variação depende
de vários fatores como: energia do feixe (E), tamanho do campo (S), profundidade (d),
SSD e colimação do sistema (f). O cálculo da distribuição de dose no paciente deve
levar em consideração esses parâmetros e outros que o afetarão.
Parâmetros como PDD (Percentage Depth Dose, Percentagem de Dose Profunda
em inglês), TAR (Tissue-air Ratio, Razão Tecido-Ar, em inglês), TPR (Tissue-Phantom
Ratio, Razão Tecido-Simulador em inglês), TMR (Tissue-Maximum Ratio, Razão
Tecido-Máximo, em inglês), PSF (Peak Scatter Factor, Fator de espalhamento de pico
em inglês), FOA (Off-Axis Factor, Fator Fora do Eixo Central, em inglês), Fator
Bandeja, FAC
água
(Fator de Abertura do Colimador na água) por exemplo, devem ser
incluídos no sistema de cálculo de distribuição de dose. Essas quantidades são obtidas a
partir de medidas realizadas em simuladores de água usando uma pequena câmara de
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
31
ionização. Embora outros tipos de dosímetros como termoluminescente, diodos e filmes
possam ser usados, as câmaras são preferíveis por ter melhor precisão e pequena
dependência energética [11].
O método de PDD se aplica para tratamentos que utilizam a SSD (distância
fonte-superfície). Na maioria dos serviços do Brasil este ainda é o método mais
empregado. O tratamento sempre é feito posicionando-se o paciente na SSD usual da
máquina. Os outros métodos TAR, TPR e TMR trabalham melhor no tratamento
isocêntrico [21].
2.8.1 PERCENTAGEM DE DOSE PROFUNDA (PDD)
É a razão entre o valor de dose absorvida (D
d
) em uma determinada
profundidade em um meio espalhador (simulador) e o valor da dose absorvida numa
profundidade de referência, geralmente a profundidade de máxima dose d
máx
(figura 2.17). A expressão que traduz essa relação é:
A PDD, além de depender da energia da radiação, profundidade, tamanho do
campo, SSD, depende também do espalhamento e do material.
Figura 2.17. Esquematização para determinação da PDD
PDDd,S,SSD,E
D
d
D
máx
x100
(2.26)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
32
2.8.2 RAZÃO TECIDO-AR (TAR)
A razão tecido ar é a razão do valor da dose absorvida em um simulador numa
dada profundidade (D
simulador
) e o valor da dose absorvida no ar (D
ar
) na mesma
profundidade (figura 2.18), onde SAD é a distância fonte isocentro (Source-Axis
Distance em inglês).
2.8.3. RAZÃO TECIDO-SIMULADOR (TPR) e RAZÃO TECIDO-
MÁXIMO (TMR)
A TPR foi introduzida com o objetivo de avaliar a dose com feixes de
megavoltagem em meios espalhadores. Ela é definida como a relação do valor da dose
em um ponto (D
p
), em uma dada profundidade (d) no simulador, e a dose no mesmo
ponto (D
ref
), mas em uma profundidade de referência (d
ref
), tipicamente 5 ou 10 cm,
para um mesmo campo de radiação (figura 2.19). O conceito TPR é bem empregado
para energias baixas. A equação que a descreve é:
TARS,d,E
D
simulador
D
ar
(2.27)
Figura 2.18. Esquematização para a determinação da TAR
 ,,

(2.29)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
33
Se a TPR for definida como uma posição de referência (d
ref
) igual à
profundidade de dose máxima (d
máx
), então se tem a Razão Tecido-Máximo (TMR) que
pode ser expressa como:
A TPR, TAR e TMR dependem da profundidade considerada, do material de
interesse, da energia do feixe da radiação, e do tamanho e da forma do campo de
radiação. Não dependem, contudo, da distância à fonte.
2.8.4. FATOR DE ESPALHAMENTO DE PICO (PSF)
O fator de espalhamento de pico pode ser definido como a razão da dose no eixo
central na profundidade de dose máxima (D
máx
) no objeto simulador, pela dose no
mesmo ponto no ar (D
máx
) e pode ser determinado conforme a geometria da figura 2.20.
TMRS,d,E
D
P
D
ref
dmáx
Figura 2.19. Esquematização da determinação da TPR
(2.30)
PSFS,E
D
máx
D
m
á
x
a
r
(2.31)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
34
2.8.5. FATOR Off-Axis
Para se calcular a dose em um ponto de interesse fora do eixo central, é
necessário incluir um fator de correção chamado fator Off-Axis. Este fator é a razão
entre a dose (D
off-axis
) no ponto de interesse pela dose (D
axis
) no eixo central na mesma
profundidade, para um campo aberto simétrico (figura 2.21.).
Figura 2.20. Esquematização da determinação do PSF
Figura 2.21. Esquematização da determinação do Off-Axis
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
35
2.8.6. FATOR BANDEJA
O fator bandeja é o fator que corrige a atenuação da bandeja de acrílico que
suporta os blocos atenuadores que protegem os órgãos ou região do paciente que não se
quer expor a doses elevadas. É definido como a razão entre leituras obtida com a câmara
de ionização para uma irradiação sem bandeja e as leituras obtidas com a câmara de
ionização após a interposição da bandeja, na mesma profundidade e no mesmo tamanho
de campo. É necessário ser medido para cada tipo de campo ou espessura da
bandeja [11].
2.8.7. FATOR ESPALHAMENTO NO OBJETO SIMULADOR (FS
OS
)
O fator de espalhamento no objeto simulador (FS
OS
) leva em consideração a
mudança na radiação espalhada originada no objeto simulador medida na profundidade
de referência quando o tamanho de campo é alterado. Ele pode ser definido com a razão
da dose (D
OS
) para um dado tamanho de campo na profundidade de referência
(geralmente d
máx
) pela dose (D
10x10
) à mesma profundidade para o campo de referência,
normalmente 10 X 10 cm
2
.
O fator de espalhamento no objeto simulador também é conhecido como Fator
Abertura do Colimador na Água (FAC
água
).
2.9. DEFINIÇÃO DO VOLUME ALVO
A definição do volume alvo é um pré-requisito para o planejamento do
tratamento em 3D e para a precisão na administração da dose prescrita. Devido a essa
importância, a Comissão Internacional de Medidas e Unidades de Radiação (ICRU, em
inglês International Commission on Radiation Units ) através dos relatórios No. 50 e 60
(ICRU report 50 e 60) [22] definiu e descreveu alguns volumes alvos e estruturas





(2.32)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
36
críticas que auxiliam no processo de planejamento do tratamento, provendo uma base
para comparação de resultados de tratamento (figura 2.22). A seguir, segue alguns
volumes definidos pela ICRU:
GTV (Gross Tumor Volume) – É o volume macroscópico ou extensão e
localização visível demonstrável do crescimento maligno;
CTV (Clinical Target Volume) – É o volume de tecido que contém o GTV e/ou a
doença maligna sub-clínica microscópica que deve ser eliminada. Este volume deve ser
tratado adequadamente para se alcançar o objetivo da terapia que pode ser de cura ou
paliativo;
O CTV geralmente inclui a área ao redor do GTV, o qual pode conter tumores
microscópicos ou outras áreas consideradas de risco que requerem tratamento. O CTV é
usualmente iniciado com margem fixa ou variável ao redor do GTV (exemplo, CTV =
GTV + 1 cm de margem), mas em alguns casos ele é o mesmo que o GTV;
PTV (Planning Target Volume) – É um conceito geométrico e é definido para
selecionar apropriadamente o tamanho do feixe e arranjo dos campos, tomando em
consideração o efeito final de todas as variações geométricas, de forma a assegurar que
a dose prescrita seja realmente absorvida no CTV;
O PTV inclui a margem do alvo interno e as margens adicionais para incertezas
do set-up, tolerâncias da máquina e variações do intra-tratamento. O PTV é geralmente
Figura 2.22. Ilustração esquemática dos diferentes volumes definidos pelo ICRU 50 e 60 para
feixe de fótons
GTV: Volume tumor visível
CTV: Volume alvo clínico
PTV: Volume alvo planejado
TV: Volume tratado
IV: Volume irradiado
OAR: Órgão de Risco
PRV: Volume do órgão de risco planejado
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
37
descrito como CTV adicionado a uma margem (exemplo, PTV = CTV + 1 cm de
margem);
TV (Treated Volume) – É o volume englobado em uma curva de isodose
3
,
selecionada e especificada pelo oncologista como sendo apropriada para alcançar o
propósito do tratamento;
IV (Irradiated Volume) – É o volume do tecido que recebe uma dose que é
considerada significante em relação à tolerância ao tecido normal;
OAR (Organ at Risk) – São tecidos normais cuja sensibilidade à radiação pode
influenciar significantemente o planejamento do tratamento ou a dose prescrita. Assim
como para o CTV, também foi definido para o OAR um volume de planejamento que
leva em conta sua movimentação e posição dentro do paciente denominado de PRV
(Planning Organs at Risk Volume - Volume do Órgão de Risco Planejado, em inglês).
2.10. PLANEJAMENTO DO TRATAMENTO 3D E A RADIOTERAPIA
CONFORMADA
O planejamento do tratamento é o processo que envolve a determinação dos
melhores parâmetros para a sua aplicação ao paciente. Na radioterapia esses parâmetros
incluem a especificação do volume alvo, da dose limite a ser administrada às diferentes
estruturas, do volume de tratamento, a prescrição, fracionamento e a distribuição da
dose, o posicionamento do paciente, e a configuração da máquina de tratamento.
Cada vez mais a radioterapia moderna faz uso dos recursos disponíveis de
obtenção de imagens como a tomografia computadorizada (TC), ressonância magnética
nuclear (RMN), ultra-som (US), tomografia por emissão de pósitrons e/ou tomografia
por emissão de fóton único (SPECT). A aquisição dos dados do paciente é o primeiro
passo no planejamento do tratamento. As suas informações anatômicas são obtidas
através desses recursos mencionados anteriormente. A figura 2.23 mostra etapas em um
planejamento na radioterapia.
3
Curvas de isodoses são linhas que juntam pontos de dose iguais. Elas oferecem uma representação
planar da distribuição de dose e mostra facilmente o comportamento de um feixe ou uma combinação de
feixes.
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
38
Os sistemas de planejamento de tratamento computadorizado (TPSs) são usados
na radioterapia externa para gerar formas de feixes e distribuição de dose com a
intenção de maximizar a dose no volume tumoral e minimizar a dose nos tecidos sadios.
Isto envolve a própria seleção de energia e orientação do feixe, inclusão de
modificadores do feixe e forma do campo de tratamento. No passado, na radioterapia
convencional 2D (em duas dimensões), o planejamento era feito manualmente, o
cálculo de todas as isodoses era demorado e correções de irregularidades superficiais ou
heterogeneidade de tecidos raramente eram calculadas e/ou eram imprecisas.
O avanço da tecnologia de computação aumentou a precisão e rapidez no cálculo
e na exibição da distribuição das doses. Baseado no modelo individual da anatomia de
cada paciente o feixe pode ser conformado na forma do volume alvo, esta modalidade
de tratamento é comumente denominada de radioterapia conformacional 3D (3D-CRT)
(em três dimensões). Os TPS executam o cálculo de contorno de um modelo em três
dimensões do paciente com o uso de algoritmos que fazem correções para o contorno e
a distribuição da dose em todas as direções.
Toma-se como referência para a aquisição dos dados do paciente os seguintes
planos: transversal (axial), sagital e coronal. O mais utilizado é o plano transversal,
obtido através do contorno manual, ou de um corte tomográfico. O plano sagital é mais
utilizado na ressonância magnética quando se deseja verificar algum detalhe clínico que
não é mostrado por outro método (figura 2.24.)
Figura 2.23. Diagrama mostrando as diferentes etapas de um tratamento em radioterapia [16].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
39
Sucessivos avanços nos hardware e software de planejamento têm sido mais
notáveis em gráficos, cálculos e otimização. Sistemas incluindo o “paciente virtual”
estão hábeis para exibir o “beam’s eye views” (BEV) (ou visão do ponto de vista do
feixe), radiografias construídas digitalmente (DRRs) para distribuição de doses
arbitrárias bem como o cálculo de histogramas quantitativos de dose-volume.
O cálculo de dose envolve desde simples modelos 2D, passando por modelos 3D
até técnicas de Monte Carlo. Enquanto que o planejamento direto, empregado na
radioterapia conformal, é um método de tentativa e erro aplicado à otimização do plano
interativo, um novo método denominado de planejamento inverso é hábil para calcular
automaticamente a melhor técnica que leva a uma cobertura maior do alvo e
conseqüentemente uma melhor proteção dos tecidos sadios.
Uma das características importantes da 3D-CRT é que as direções do feixe de
tratamento são escolhidas, bem como a sua largura, de acordo como o alvo baseado no
sistema 3D e na informação anatômica de cada paciente. O processo dentro do qual isso
é efetuado se chama simulação virtual. As direções não-coplanarares do feixe tornam
acessíveis muito mais escolhas de tratamento. Até o presente, a projeção do BEV é o
melhor mecanismo de interatividade para a determinação das direções e abertura do
Figura 2.24. Plano para aquisição dos dados do paciente [21].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
40
feixe. Em uma aplicação típica do BEV a informação 3D sobre o alvo e as estruturas
sadias podem ser mostradas na tela como se fossem vistas da fonte de radiação ao longo
do eixo central do feixe (figura 2.25.). Isto permite a visualização exata de quais tecidos
estão expostos à radiação. A cena pode ser manipulada interativamente com o simulador
gráfico da máquina de tratamento para visualizar a orientação da anatomia do paciente
de diferentes direções coplanares e não-coplanares, permitindo selecionar a
configuração adequada dos parâmetros de tratamento [24].
A qualidade no planejamento do tratamento depende naturalmente da precisão
do cálculo de dose. Um erro nesse procedimento corresponde a um ajuste incorreto na
distribuição de dose no volume alvo e nos órgãos de riscos. Um planejamento
apropriado é encontrado depois de um bom tempo de tentativa, devido a isso a
velocidade do cálculo de dose tem um papel essencial. O planejamento em 3D leva a
uma distribuição de dose 3D, a qual deve ser analisada por um meio apropriado. Em
particular, esses consensos ocorrem nos pontos “quentes” e “frios”, bem como na
homogeneidade e na distribuição de dose. Inúmeros dispositivos têm sido desenvolvidos
para a estimativa da dose. Esta estimativa se baseia, principalmente, na física da
distribuição de dose, não levando em consideração as bases radiobiológicas ou efeitos
clínicos. Atualmente, alguns sistemas de planejamento permitem o cálculo dos valores
Figura 2.25. “Beam’s eye views” (BEV) para um tratamento de câncer de próstata: a) Posterior
b) Lateral.
a)
b
)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
41
de TCP e NTCP que é comparado com efeitos biológicos da distribuição de dose nas
estruturas. Todavia, os modelos radiobiológicos ainda são tópicos de muitas discussões
[16].
Uma importante etapa na radioterapia conformal é a confecção de blocos
compensadores que fazem com que o campo de radiação tenha a forma irregular,
possuindo aproximadamente o contorno do volume tumoral definido previamente no
sistema de planejamento. Estes blocos são feitos de uma liga metálica (50% bismuto,
26,7% chumbo, 13,3% estanho, 10% cádmio) com um baixo ponto de fusão (70°C)
denominada de cerrobend. A sua espessura está condicionada à energia do feixe, por
exemplo, para feixe de 6 MV seu HVL (camada semi-redutora) corresponde a 1,4 cm.
Portanto, para uma proteção de 5 HVL necessita-se de um bloco de cerrobend de
aproximadamente 7 cm de espessura. Tais blocos depois de confeccionados na oficina
do serviço de radioterapia são colocados em uma bandeja no gantry da máquina de
tratamento (figura 2.26.). Eles são individuais e existe um para cada campo de
tratamento. Depois de utilizados eles são derretidos para serem reutilizados.
Figura 2.26. a) Bloco de cerrobend posicionados na bandeja. b) Bandeja posicionada no gantry da
máquina de tratamento. C) Blocos com campos conformados [25].
a) b)
c)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
42
2.11. HISTOGRAMA DOSE-VOLUME
Para acessar quantitativamente a qualidade do plano de tratamento são utilizadas
informações sobre a distribuição de dose, estatística de dose, e o histograma dose
volume (DVH).
O histograma dose-volume é, provavelmente, o mais usado e certamente o mais
comum dispositivo de análise da distribuição de dose empregado na radioterapia
moderna. Um DVH resume graficamente os dados da dose 3D em uma simples curva
para cada uma das regiões de interesse. Um exemplo do DVH ideal e o real são
mostrados na figura 2.27. Uma das importantes aplicações ocorre quando os DVHs de
planejamentos concorrentes são plotados no mesmo gráfico e comparados, fornecendo
assim a melhor opção de planejamento [23].
Em sua forma simplista, o DVH representa uma freqüência de distribuição da
dose dentro de um volume definido que pode ser o próprio PTV ou um órgão adjacente
a esse. Os DVHs são exibidos na forma de percentagem do volume total sobre o eixo da
coordenadas contra o valor da dose, que está no eixo das abscissas [5].
São usados dois tipos de DVHs:
- DHV direto (ou diferencial) – Para ser criado, o computador soma o número de
voxels com uma média de dose dentro de certo alcance e representa graficamente o
volume resultante (ou mais freqüentemente a percentagem do volume total do alvo ou
órgão) em função da dose. O DVH ideal para o volume alvo seria uma simples coluna
Figura 2.27. DVH ideal (esquerda) [24] e um DVH real (direita) de um tratamento de tumor na
cabeça. Pode-se observar o PTV e os órgãos de risco [16].
Volume (%)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
43
mostrando que ele recebeu 100% da dose prescrita. Para estruturas críticas, o DVH pode
conter vários picos, indicando que partes diferentes do órgão receberam doses
diferentes [5].
- DVH acumulativo (ou integral) – É obtido do volume de uma estrutura
anatômica recebendo uma dose específica. Na verdade, o DVH acumulativo não é
necessariamente um histograma, mas simplesmente uma curva contínua representando
uma freqüência de distribuição dos volumes “bins” (ou ponto na estrutura anatômica)
como uma função do mínimo de dose para um volume. Ele é particularmente importante
quando o gradiente de dose na estrutura é alto e/ou volume é pequeno. A distribuição de
dose em uma região de alto gradiente deve ser mostrado como pontos pouco espaçados
para garantir que informações importantes da distribuição de dose não sejam perdidas.
Similarmente, o volume deve ser mostrado como intervalos pouco espaçados próximos
à superfície ou quando a estrutura anatômica é complexa ou estreita, como por exemplo,
a parede do reto e da bexiga [23].
A principal desvantagem dos DVHs é a perda da informação espacial que resulta
na condensação dos dados quando os DVHs são calculados, pois a informação de
distribuição complexa de dose em 3D é reduzida a um grupo em um simples gráfico 2D.
2.12. COLIMADOR COM MULTI-LÂMINAS (MLC)
O colimador com multi-lâminas – “Multileaf Collimators (MLCs)’’ – é um
sistema de colimação composto de várias lâminas finas que se movimentam
automaticamente, independente umas das outras, com uma precisão superior a 1 mm,
com a finalidade de gerar campos de radiação irregulares. Estes campos somam-se
conforme a forma do BEV do alvo, ocorrendo assim, a modulação da distribuição da
intensidade do feixe. Eles são posicionados acima ou abaixo dos colimadores
secundários. Tipicamente, o sistema MLC consiste de 80 lâminas (40 pares) ou mais.
Cada lâmina possui 10 mm de largura projetada no isocentro, entre 60 e 75 mm de
espessura, dependendo do tipo de acelerador. Elas são compostas de uma liga de
tungstênio (densidade entre 17 e 18,5 cm
3
/g) (figura 2.28). Os MLCs são aproveitados
apenas para o feixe de fótons.
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
44
Os mais importantes parâmetros técnicos que caracterizam o desempenho de um
MLC têm características mecânicas e geométricas como [16]:
1. O tamanho máximo de campo;
2. A largura da lâmina;
3. Máximo overtravel
4
;
4. Interdigitação;
5. Configuração do MLC com respeito aos colimadores;
Além das propriedades físicas [16]:
6. Penumbra;
7. Fuga Interlâmina;
8. Transmissão da lâmina.
4
O deslocamento em relação à linha média (overtravel) caracteriza até que ponto uma lâmina pode se mover além da linha média
do sistema MLC.
Figura 2.28. Sistema de Colimadores com Multi-lâminas (MLCs) que durante a liberação do
feixe de radiação abrem e fecham conforme a necessidade de intensidade da radiação [25].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
45
2.12.1. TAMANHO MÁXIMO DO CAMPO
Dois tipos de MLCs são empregados atualmente: os de campo médio e grande,
até 40 X 40 cm
2
, e os “MLCs adicionais” (geralmente chamados de mini- ou micro-
MLCs) para campos menores que 10 X 10 cm
2
, empregados em conjunto na
radioterapia estereotáxica conformada. O tamanho máximo do campo depende para
alguns MLCs do overtravel: quando este é usado, o tamanho máximo do campo tornar-
se-á pequeno, devido ao fato que todo o conjunto de lâminas tem que se deslocar a fim
de completar o overtravel (figura 2.29.).
2.12.2. LARGURA DA LÂMINA
Os MLCs integrantes do cabeçote do linac usualmente têm uma resolução
espacial entre 0,5 a 1 cm no plano do isocentro, perpendiculares à direção de
movimento da lâmina, e um posicionamento preciso no intervalo de 1 mm na direção do
movimento.
A largura da lâmina (medida no plano do isocentro) deverá ser adaptada para o
tamanho e complexidade do volume alvo. Quanto maior a resolução espacial do MLC
melhor será a qualidade da distribuição de dose formada por esse. Uma largura efetiva
de 10 mm é completamente suficiente no caso de câncer de próstata. Não obstante, no
caso de um pequeno volume alvo localizado na medula espinhal, 10 mm é muito
grande; uma lâmina com 5 mm seria o mais adequado.
Figura 2.29. Esquema do sistema MLC com os mais importantes parâmetros [16].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
46
2.12.3. DESLOCAMENTO MÁXIMO EM RELAÇÃO À LINHA MÉDIA
(Maximum Overtravel)
O deslocamento em relação à linha média (overtravel) caracteriza até que ponto
uma lâmina pode se mover além da linha média do sistema MLC (figura 2.29). Um
grande overtravel é muito importante para um volume alvo com formas muito
complexas. Porém este também se torna um desafio mecânico, pois lâminas muito
grandes se fazem necessárias, e estas podem acarretar em um grande peso e em
problemas mecânicos.
2.12.4. INTERDIGITAÇÃO
Em alguns casos uma lâmina não pode passar outra oposta adjacente sem
colisão; conseqüentemente, campos projetados sem considerar tais restrições não podem
ser liberados para a execução do MLC (figura 2.30.). Isso não é, geralmente, importante
para a radioterapia conformada. Todavia, a aplicação na radioterapia com intensidade
modulada (IMRT), onde muitas formas são pequenas e complexas, a interdigitação é
requerida no planejamento.
Figura 2.30. O problema da interdigitação das lâminas [16].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
47
Com relação às propriedades físicas tem-se:
2.12.5. PENUMBRA
Em um MLC, para que seja produzida uma pequena penumbra, as bordas das
lâminas devem sempre estar direcionadas em direção a fonte, independentemente da
posição da lâmina. A variação da penumbra tem que ser informada ao sistema de
planejamento. Do ponto de vista dosimétrico, a penumbra é normalmente especificada
como a distância entre 20 e 80% da linha de dose. Se, no pior dos casos, a lâmina tem
um ângulo de 45° com a linha de isodose, a penumbra se tornará maior para lâminas
com largura maiores.
2.12.6. FUGA DA RADIAÇÃO NA INTERLÂMINA
Para evitar a fricção entre as lâminas há uma pequena abertura de
aproximadamente 0,1 mm entre as mesmas. Esta abertura causa uma fuga da radiação
que deve ser minimizada a um nível menor que 4%. Um artifício para diminuir a fuga
da radiação é inclinar todo o arranjo das lâminas em relação à direção da divergência
dos raios.
2.12.7. TRANSMISSÃO DA LÂMINA
Quando raios X de alta energia são colimados, há sempre uma pequena fração
que atravessa os colimadores ou lâminas. Por isso, o emprego de materiais com um alto
número atômico, como o tungstênio, na fabricação de colimadores e lâminas. Para o
tungstênio, a espessura do material é da ordem de 8 a 10 cm para reduzir a transmissão
em até 1%.
Os tratamentos empregando a radioterapia conformacional 3D são complexos e
envolvem muitos campos. Esses campos possuem uma forma irregular, e podem ter sua
intensidade modulada. A aplicação dos MLCs no planejamento da radioterapia
conformada traz algumas vantagens, como: programação rápida feita pelo computador,
o formato dos MLCs pode ser gerado ou modificado rapidamente, diminui a dose na
pele do paciente, tempo de tratamento mais rápido, maior resolução espacial, e não
precisa da confecção de blocos. As desvantagens são: possui uma transmissão maior
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
48
que os blocos de cerrobend, penumbra ligeiramente maior, restrições para o uso com
filtros e não molda todos os formatos de tumores. Além disso, por sua complexidade
mecânica, os MLCs ficam sujeitos a avarias periodicamente o que pode interromper um
tratamento, prejudicando o paciente. O seu reparo, na maioria das vezes, requer um
longo período.
Mesmo com os MLCs e as técnicas conformacionais convencionais a
distribuição de dose homogênea não pode ser obtida para todos os casos. Uma idéia
básica dessa limitação é o método pelo qual os campos estão sobrepostos. Ou seja,
volumes alvos com formas muito complexas envolvendo os órgãos radiosensíveis.
Como no caso PTV com formas côncavas. Este problema pode ser resolvido pela
técnica da radioterapia com intensidade modulada (IMRT).
A IMRT permite a entrega da distribuição de dose com isodoses no formato
côncavo. Tem-se observado que cerca de 30% dos tumores exibem uma concavidade no
PTV onde a não irradiação das estruturas críticas próximo ao tumor pode ser executada
pela técnica de IMRT [26].
2.13. RADIOTERAPIA COM INTENSIDADE MODULADA (IMRT)
A técnica da radioterapia com intensidade modulada (IMRT, do inglês Intensity
Modulated Radiotherapy) é a forma mais avançada da radioterapia conformacional e é a
técnica na radioterapia que reúne as maiores possibilidades de um tratamento mais
eficiente no quesito do aumento da probabilidade de controle do tumor e diminuição da
morbidade (isto é, diminuição do NTCP).
A IMRT é uma técnica de tratamento com múltiplos feixes incidentes de
diferentes direções no qual pelo menos um dos feixes tem a sua intensidade modulada.
Assim, cada feixe entrega intencionalmente uma dose não uniforme no alvo. A
distribuição de dose no alvo é realizada depois da superposição de tais feixes. Os graus
de liberdade adicionais, para ajustar a intensidade individual dos feixes, são utilizados
para executar a melhor conformidade da dose no alvo e/ou a melhor preservação dos
tecidos sadios [27].
A modulação da intensidade pode ser realizada de diversas formas, fazendo uso
de dispositivos como, por exemplo, moduladores físicos, colimadores dinâmicos,
colimadores em tomoterapia e sistema MLCs, sendo este o mais utilizado. Cada feixe
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
49
primário é subdividido em centenas de feixes menores (beamlets), cada qual com seu
nível de intensidade, possibilitando a construção de uma estrutura muito complexa. A
seção transversal de cada beamlet tem uma largura e comprimento. Cada beamlet é um
pequeno feixe cone-retangular cuja área aumenta com o aumento da distância da fonte.
A dose entregue por cada beamlet pode ser individualmente ajustada pela
modulação do modulador (MLC, modulador físico e outras técnicas) para cada campo
de tratamento. Geralmente, as intensidades relativas para cada beamlet são restritas a
um número fixo de iguais níveis, por exemplo, 10% de incremento de intensidades.
Rigorosamente, a terminologia torna-se incorreta, porque é a fluência e não a
intensidade que é modulada [28]. Na década de 80, Brahme demonstrou o potencial
ímpar dos feixes com intensidade modulada (IMBs) para criar distribuições de doses
homogêneas côncavas [29]. No interior dos IMBs, a fluência da radiação não é igual,
mas tem um valor que é uma função de sua localização geométrica no interior da seção
transversal do feixe [30]. Como possível estratégia para realizar o projeto do IMBs de
forma exequível Brahme introduziu o conceito do planejamento inverso [31].
No planejamento inverso, algoritmos computacionais são usados para converter
distribuição de dose desejada clinicamente em mapas de intensidades do feixe que serão
entregues pela máquina de tratamento. Isto é, os arquivos de fluência gerados pelo
algoritmo do planejamento inverso são transmitidos eletronicamente para o acelerador
linear o qual por meio do controle computacional entrega os IMBs. A intensidade é
definida como fluência ou fluência de energia, dependendo de que tipo de algoritmo de
cálculo de dose que é usado.
2.13.1. RAZÃO CLÍNICA DA DISTRIBUIÇÃO DE DOSE CÔNCAVA
Tumores adquirem formas irregulares por invadir estruturas adjacentes ou
regiões linfonodais. Se o tumor curva-se ao redor de um órgão de risco (OAR), a
delineação do GTV e do CTV pode exibir uma superfície côncava, levando a um PTV
côncavo. A dose dentro da concavidade pode ser limitada, pelo OAR, para uma dose
menor que aquela prescrita ao PTV. Um planejamento aceitável envolve a criação de
distribuição de isodoses côncava igualando-se a forma do PTV com dose
suficientemente baixa dentro da concavidade do PTV para poupar o OAR
(figura 2.31.) [27].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
50
Dentre algumas regiões com tumores para qual o PTV é côncavo estão: faringe,
laringe, cavidade oral; base do crânio; paraespinhal; próstata; tireóide; reto; mama e
medula espinhal. A literatura sugere que os PTVs côncavos são mais comuns do que os
PTVs convexos. Estes são raros e ocorrem mais no estágio inicial dos tumores [27].
2.13.2. PLANEJAMENTO INVERSO
Uma das características que distingue a IMRT de outras técnicas
radioterapêuticas é o sistema computadorizado de planejamento inverso. A radioterapia
conformacional utiliza o planejamento direto e confiança nas habilidades do físico
(planejador) para decidir os tamanhos de campos, formas, pesos e orientação dos feixes,
ou seja, técnica de tentativa e erro. O sistema de planejamento calcula a composição da
distribuição de dose pela adição da contribuição em dose de cada feixe de tratamento.
Se a dose e a distribuição de dose são insatisfatórias, o físico varia os parâmetros e
geometria do feixe e repete o cálculo. Isto é, no planejamento direto o físico otimiza o
planejamento.
No planejamento inverso o físico especifica os ângulos do feixe, bem como a
dose requerida, distribuição de dose no volume alvo e a tolerância de dose aceitável
para cada órgão de risco na forma de uma tabela de restrição de dose ou modelo para o
sistema de planejamento. Isto é feito para calcular o modelo da intensidade ou mapa de
fluência de cada feixe que é requerida para executar a dose especificada ou a
Figura 2.31. Limitação da terapia 3D-CRT: Para casos em quem o PTV é côncavo a distribuição de
dose homogênea não pode ser por meio da 3D-CRT. Este problema pode ser resolvido pela técnica
da radioterapia com intensidade modulada (IMRT).
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
51
distribuição de dose. O planejamento inverso especifica o resultado do plano em termos
da dose no tumor e a dose limite nas estruturas críticas. O sistema computacional então
ajusta as intensidades do feixe para encontrar a configuração que melhor corresponda ao
plano desejado (figura 2.32) [32].
Cada beamlet é localizado direto no paciente produzindo uma distribuição de
dose inicial. Uma pequena mudança então é feita no fator de ponderação (peso) ou
intensidade de um simples beamlet e essa alteração é aceita se o seu resultado é uma
distribuição de dose melhorada. Esse processo é repetido para todos os beamlet durante
um simples ciclo (iteração) e resultará em um plano aperfeiçoado. O processo iterativo é
repetido por muitos ciclos até que nenhuma melhoria seja mais observada. Isso resulta
na intensidade otimizada de cada um dos feixes para produzir uma distribuição de dose
específica. O tamanho, formato e fluência são calculados pelo sistema de planejamento
inverso. O físico define os critérios e o sistema de planejamento otimiza o plano [33].
Sobre o mapa de intensidade do feixe do planejamento satisfatório, o sistema de
planejamento pode gerar, para cada feixe, uma série de códigos de movimentação das
lâminas do MLC. Estes códigos podem ser transferidos para o controle dos MLCs no
linac para conduzir uma movimentação das lâminas do MLCs individual que produz o
Figura 2.32. a) Princípio do planejamento direto convencional: o planejador (físico) inicia com
uma série de pesos e perfis do feixe para se obter um plano pelo processo de tentativa e erro. b)
Princípio do planejamento inverso: o planejador define a dose e distribuição de dose desejada para o
tratamento e o computador pode calcular e otimizar as características individuais da intensidade de
cada feixe para encontrar a dose requerida [32].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
52
mapa de intensidade do feixe e, com isso, a dose e a distribuição de dose requerida. O
grau de sofisticação do plano de tratamento depende do número de estruturas normais
em risco que necessitam de proteção, das formas dessas estruturas, o tratamento do alvo,
e as margens geométricas avaliadas entre os órgãos de risco e o PTV [32].
2.13.3. TÉCNICAS DE ENTREGA DA DOSE EM IMRT
Inúmeras técnicas têm sido desenvolvidas para a entrega da dose em IMRT.
Dentre estas, as principais são: step-and-shoot (SMLC-IMRT), IMRT dinâmico (DMLC-
IMRT), Arco dinâmico, tomoterapia, Cyberknife, colimadores dinâmicos e moduladores
físicos (blocos compensadores). Para fins deste trabalho serão descritos brevemente o
SMLC-IMRT e o IMRT dinâmico e principalmente os moduladores físicos.
2.13.3.1. STEP-AND-SHOOT (SMLC-IMRT)
Método também mencionado como segmental MLC. Para cada orientação do
feixe várias formas diferentes de campos de MLC (segmentos) são criadas. Uma
aproximação da intensidade modulada do campo é realizada pela adição (superposição)
de todos os segmentos. O feixe de radiação é liberado somente quando os segmentos
estão posicionados corretamente, enquanto as lâminas se movem para a posição
requerida para o próximo segmento de IMRT o feixe é interrompido, por isso a
denominação de “pare-e-atire” (figura 2.33.). Atualmente é a técnica mais utilizada.
Figura 2.33. O método “step-and-shoot” fornece uma distribuição da dose aproximada pela
superposição de todos os segmentos (sub-campos) formados pelo deslocamento das lâminas
ao longo de cada campo [16].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
53
2.13.3.2. IMRT DINÂMICO (DMLC-IMRT)
Em contraste à técnica anterior, no IMRT dinâmico as lâminas do MLC estão
em contínua movimentação durante a aplicação de cada campo. Quando a orientação do
feixe é fixada, cada par oposto de lâminas do MLC é deslocado em direção ao volume
alvo sob o controle do computador, o feixe de radiação continua sendo liberado,
produzindo assim, o perfil de fluência desejado. Cada par de lâminas se move em uma
direção, com velocidades independentes. A variação da velocidade e distância entrega a
intensidade desejada da radiação no ponto específico (figura 2.34.). Isso pode produzir
uma distribuição de dose mais conformal, pois o número de segmentos é quase infinito
em relação a técnica do “pare-e-atire” e, portanto, é mais desejável para problemas
complexos.
A desvantagem é que há uma dose maior nos órgãos de risco, pois no SMLC a
lâmina passa pelo órgão de risco quando o feixe está desligado, enquanto que no DMLC
a lâmina “caminha” sobre o órgão crítico com o feixe ligado.
2.13.3.3. MODULADORES FÍSICOS (BLOCOS COMPENSADORES)
Nem todos os linacs são dotados de MLCs, assim, como alternativa, a
modulação da fluência da radiação pode ser realizada por moduladores físicos (blocos
compensadores). Vários grupos têm relatado o emprego de blocos compensadores para
a entrega da dose em IMRT [35-39]. Em IMRT, o compensador não é usado com a
finalidade de compensar a perda ou heterogeneidade de tecido, e é empregado como um
modificador de intensidade, assim como os colimadores dinâmicos ou MLC. Um bloco
Figura 2.34. A intensidade modulada é executada pela variação individual de velocidade de
movimentação das lâminas enquanto o feixe de radiação está ligado. Este é o princípio de
IMRT dinâmico [16].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
54
compensador é uma peça de material absorvedor com espessura variável. A espessura é
escolhida para cada ponto (bixel) de tal modo que a intensidade transmitida produza a
intensidade prescrita. O princípio da funcionalidade do IMRT com blocos
compensadores é ilustrado na figura 2.35..
O mapa de espessura sobre a abertura do feixe é calculado pelo programa
computacional baseado no resultado do processo de otimização do perfil da fluência
primária, simplesmente fazendo o uso do coeficiente de atenuação linear [38]. No
processo de otimização o feixe é usualmente dividido em muitos raios, os quais são
denominados de pencil beams
5
. A espessura do compensador, t
comp
(x,y) atravessada
pelo pencil beam é determinada pela equação de atenuação (equação 2.35) levando em
consideração a divergência e fatores que modificam o feixe (equação 2.36). [39]
onde,
5
O termo pencil beam é similar ao termo beamlet. Só que aquele é empregado na linguagem
computacional.
Figura 2.35. Blocos compensadores proporcionam um meio muito simples para criar
IMBs por meio de absorvedores individualmente feitos sob medida. Cada bixel terá
uma espessura diferente e consequentemente irá gerar uma intensidade de feixe
diferente
I
IMRT
x,y
I
aberto
x,ye
‐µt
comp
x,
y
µ

µ
0
c
1
.t
comp
x,
y
c
2
.rc
3
.S
(2.35)
(2.36)
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
55
Onde I
IMRT
e I
aberto
representam a fluência modulada desejada e a fluência com
o campo aberto, respectivamente. O sistema de coordenadas (x,y) é definido pelo plano
inferior do compensador quando este é colocado no cabeçote do acelerador ( x e y são
coincidentes com a orientação x e y dos colimadores no acelerador). O coeficiente de
atenuação linear dos pencil beams no material compensador é denotado por μ e a
espessura do material é dada por t
comp
. Os parâmetros S e r na equação 2.36 representam
o tamanho do campo de tratamento (com um campo quadrado equivalente de S x S) e a
distância fora do eixo, respectivamente. O segundo termo da equação 2.36 representa o
“endurecimento” do pencil beam ao atravessar o material compensador. O terceiro
termo é a variação da energia do feixe à distância fora do eixo (off-axis) r. O último
termo é a mudança do coeficiente de atenuação efetivo do pencil beam devido ao
espalhamento dos fótons gerado no compensador. As constantes na equação, μ
0
e c
n
(n = 1,2,3), são determinadas manualmente e interativamente pelo ajuste do cálculo para
as medidas de teste de perfis.
A precisão na produção dos compensadores com perfis de superfícies complexos
é mais bem executada por retíficas de fresas (milling machines) com controle numérico
computadorizado (CNC) (figura 2.36.). Estas máquinas podem ser usadas para produzir
diretamente os blocos no metal ou na produção de moldes que será preenchido com
algum material de alta densidade. Há uma grande variedade de materiais utilizados para
formar compensadores, incluindo chumbo [40,41], cerrobend [42], latão [43], alumínio
[43], aço [44], estanho [45], mistura de estanho e cera [46]. Na figura 2.37 pode-se
observar um bloco compensador de chumbo confeccionado por uma fresa CNC, a borda
dos blocos, ou seja, a parte que não está modulada, deve ser de uma espessura
aproximadamente 5 HVL (camada semi-redutora) para evitar irradiação desnecessária
dos tecidos sadios. Na figura 2.38 um molde de um compensador a ser preenchido por
um material de alta densidade.
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
56
Figura 2.37. a) Bloco compensador de chumbo usinado com precisão pela fresa CNC.
b) Corte transversal de um compensador sólido.
Figura 2.38. Um molde de um compensador moldado com uma retífica de fresa. O
material é um plástico chamado “obomodulan”. As cavidades no molde serão
preenchidas por um material atenuador [16].
Figura 2.36. Um exemplo de um modelo de fresa CNC [47].
CAPÍTULO 2 – FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
57
As vantagens do uso de blocos compensadores em relação ao MLCs são:
redução do tempo de tratamento (2 a 4x), evitando o tempo de prolongamento ao feixe,
controle de qualidade simples, sem problemas mecânicos, alta resolução na direção
normal da movimentação da lâmina e alta precisão comparadas com algumas
aproximações do MLC. Por outro lado, as desvantagens são: falta de automação: o
técnico tem que adentrar a sala para cada campo de tratamento, tempo de fabricação dos
moduladores, custo unitário dos blocos [48].
58
CAPÍTULO 3
______________________________________________________________________
MATERIAIS E MÉTODOS
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
59
Neste capítulo serão descritos os materiais e métodos utilizados na realização do
presente trabalho. Todos os procedimentos foram realizados no IRD e no Instituto
Nacional de Câncer (INCa). A única exceção foi a confecção do bloco modulador que
foi realizada em Curitiba no mesmo local onde são produzidos os blocos moduladores
de IMRT para a Clinirad do Hospital Angelina Caron.
3.1. MATERIAIS
3.1.1. SISTEMAS DE PLANEJAMENTO EM RADIOTERAPIA
Os sistemas de planejamentos usados foram o CAT3D
®
da MEVIS Informática
Médica Ltda. versão 14.2.5. pertencente ao IRD (exceto o módulo de IMRT,
gentilmente cedido pela empresa MEVIS
®
que desenvolveu o sistema de planejamento
para ser utilizado no presente trabalho) e o Eclipse
®
da Varian Medical System versão
6.5. pertencente ao INCa.
3.1.2. BLOCOS DE CHUMBO
Foram utilizados sete blocos de chumbo (material utilizado para a fabricação dos
blocos moduladores) de diferentes espessuras: 4,94 mm; 10,05 mm; 15,06 mm;
18,01 mm; 27,08 mm; 38,07 mm; e 61,98 mm (figura 3.1.), para medidas cuja
finalidade era a determinação dos fatores que modificam o feixe (μ
0
, c
1
, c
2
, c
3
).
Figura 3.1. Blocos atenuadores de chumbo utilizado nas medidas experimentais
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
60
3.1.3. IRRADIADOR TERAPÊUTICO
60
Co
O irradiador de
60
Co, pertencente ao INCa, é um modelo Theratron 780C da
companhia Theratronics. É uma unidade isocêntrica, com SAD de 80 cm e diâmetro da
fonte de 2 cm. O rendimento do equipamento em 20/12/2008 era de 99,57 cGy/min no
seu isocentro.
3.1.4. CONJUNTO DOSIMÉTRICO
Para as medições foram utilizadas uma câmara de ionização cilíndrica tipo
Farmer da PTW modelo 30001, número de série 1757, acompanhada com uma capa de
build-up; Um eletrômetro PTW UNIDOS E.. O conjunto dosimétrico foi calibrado pelo
LNMRI/IRD. Um objeto simulador de água da companhia CNMC modelo WP – 3040
com dimensões de 30x40x38 cm
3
com posicionador manual com precisão de 0,1 mm
(figura 3.2.); Um sistema 2DARRAY Seven29 da PTW e de placas de água sólidas.
Todos esses equipamentos pertencem ao INCa.
Figura 3.2. a) Câmara de ionização cilíndrica tipo Farmer da PTW. b) Eletrômetro PTW
UNIDOS E. c) Objeto simulador de água da companhia CNMC modelo WP [49].
a
)
b)
c)
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
61
3.1.5. SISTEMA 2D-ARRAY SEVEN29
O sistema 2D-Array Seven29 é manufaturado pela PTW-Freiburg e consiste de
setecentas e vinte e nove câmaras de ionização de placas paralelas preenchidas com ar,
dispostas em uma matriz 27 x 27 (figura 3.3.).Suas dimensões são 5x5x5 mm
3
. A
distância entre o centro de duas câmaras adjacentes é de 10 mm. Essa geometria permite
cobrir campos de radiação de no máximo 27x27 cm
2
. Este sistema é utilizado no INCa
para o controle da qualidade em IMRT. Sua calibração foi realizada pelo fabricante e
testada por Oliveira [50].
3.1.6. PLACAS DE ÁGUA SÓLIDA
As chamadas águas sólidas são objetos simuladores feitos de uma mistura de
resina sólida de epóxi, cuja densidade é bem parecida com a do tecido humano. Este
material pode ser utilizado para calibração dosimétrica para feixes de fótons e elétrons
nas faixas de energia utilizadas na radioterapia (figura 3.4.). As placas utilizadas no
INCa foram do modelo Virtual Water produzido pela Standard Imaging.
Figura 3.3. Sistema 2D-Array Seven29 [51].
Figura 3.4. Placas de água sólida [52].
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
62
3.1.7. SOFTWARE VERISOFT
O VeriSoft é um software para carregar, analisar e comparar duas matrizes
bidimensionais de dose. Este programa pode ser usado para: (i) fazer comparação entre
matrizes de dose medidas; (ii) verificação de dose em IMRT; (iii) análise de distribuição
de dose; (iv) análise gráfica ou numérica de uma distribuição..
Esse software oferece um método de comparação chamado de Gamma Index.
Nesse método o programa analisa simultaneamente a diferença percentual (%) de dose
em um ponto e o parâmetro DTA (do inglês, Distance-to-Agreement), avaliado
bidimensionalmente, para a isodose desse ponto. Caso um dos parâmetros seja
satisfeito, o software considera que o ponto passou no teste. No final analisa quantos
pontos foram aprovados. Se o percentual de aprovação estiver acima de um valor pré-
estabelecido, por exemplo, 80%, ele classifica o plano de tratamento como “aprovado”.
Se estiver em uma faixa intermediária, por exemplo, entre 60% e 80%, o plano é
classificado como “atenção”. Caso o percentual de pontos aprovados se encontre abaixo
de um mínimo desejável, por exemplo, 60%, o plano de tratamento é considerado como
“reprovado”.
O método de comparação utilizado neste trabalho foi o Gamma Index com
parâmetro de 3% de desvio percentual de 3 mm DTA (3%/3 mm).
3.2. MÉTODOS
3.2.1. CONFIGURAÇÃO DO SISTEMA DE PLANEJAMENTO
O primeiro procedimento realizado foi a configuração do sistema de
planejamento CAT3D
®
com o arquivo que contém os dados dos parâmetros físicos da
máquina do
60
Co, previamente obtidos por medidas experimentais realizadas pelo
próprio INCa. Este arquivo está no formato de texto (ASCII) e contém as informações
geométricas e dosimétricas necessárias para alimentar os módulos de cálculo do sistema
de planejamento.
Os parâmetros físicos necessários para esse sistema de planejamento são as
PDDs, os perfis dos campos de tratamento, o rendimento do irradiador (em cGy/cmin
para o
60
Co) medido à profundidade de máxima dose em água (bem como a data da
dosimetria), SSD, SDD, FAC
água
e diâmetro da fonte.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
63
Após essa configuração, foi criado um objeto simulador virtual no próprio
sistema de planejamento, um cubo de 300x300x300 mm
3
, para se obter uma
distribuição de dose em profundidade (figura 3.5.). Este procedimento teve como
finalidade observar se o sistema de planejamento estava calculando de maneira correta
os dados fornecidos pela máquina de
60
Co.
Compararam-se as PDD e os perfis, em um campo100x100 mm
2
, obtidos com
o sistema de planejamento com os dados experimentais (figuras 3.6. e 3.7.).
Figura 3.5. Simulação no CAT3D da distribuição de dose em profundidade, considerando um
feixe de
60
Co, para validação dos cálculos
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
64
O sistema de planejamento calculou com precisão melhor que 2% os dados dos
parâmetros físicos. O próximo passo foi configurar o sistema com os coeficientes que
caracterizam a atenuação no material atenuador.
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 1011121314151617181920212223
PDD(%)
Profundidade(cm)
PDDCampos10x10cm
2
CAT3D
Experimental
0
10
20
30
40
50
60
70
80
90
100
‐20 ‐15 ‐10 ‐50 5101520
OAR(%)
Distância(cm)
OARCampo10x10cm
2
Profundidade10cm
CAT3D
Experimental
Figura 3.6. Comparação entre a PDD calculada com o CAT3D e o valor experimental
Figura 3.7. Comparação entre o perfil de campo calculado com o CAT3D e o obtido
experimentalmente.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
65
3.2.1.1. DETERMINAÇÃO DOS COEFICIENTES QUE CARACTERIZAM A
ATENUAÇÃO NO MATERIAL ATENUADOR
Para a realização da IMRT com a utilização dos blocos moduladores se fez
necessária, para esse sistema de planejamento, a determinação dos fatores que
modificam o feixe (μ
0
, c
1
, c
2
, c
3
) (equação 2.36.). Estes fatores são determinantes para o
sistema, após a otimização, poder calcular o projeto dos blocos moduladores para se
obter a fluência desejada no planejamento.
Cada bloco foi colocado na mesma posição que ocupará o bloco modulador
sobre a bandeja de acrílico. Uma câmara de ionização com uma capa de equilíbrio
eletrônico (capa de build-up) adequada para a qualidade do feixe, com uma espessura
necessária para ocorrer o máximo de dose, foi posicionada a SAD da fonte.
Foi realizada uma irradiação com uma bandeja de acrílico (sem modulador) e
outra sem a bandeja com o intuito de se obter o fator bandeja.
Para cada valor dos seguintes campos quadrados: 50x50, 60x60, 80x80,
120x120, 150x150 e 200x200 mm
2
foram realizadas irradiações sem os atenuadores de
chumbo e irradiações com as diferentes espessuras dos atenuadores, anteriormente
mencionadas, no eixo central do feixe primário, isto é, à distância off-axis igual a 0. No
último campo, 200x200 mm
2
, foi verificado se o bloco atenuador era maior que a
projeção do campo sobre ele, pois o feixe primário não poderia passar fora do bloco. As
leituras de todas essas irradiações eram fornecidas pelo eletrômetro.
Figura 3.8. Arranjo experimental para a medição com os blocos atenuadores
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
66
Adicionalmente, para o campo 150x150 mm
2
realizaram-se irradiações com a
câmara fora do eixo central nas seguintes distâncias off-axis: 10, 20, 30 e 50 mm. Em
todas estas posições obtiveram-se as leituras da irradiação sem atenuador e leituras com
atenuadores para cada uma as seguintes espessuras 10,05 mm; 18,01 mm; 38,07 mm.
Este procedimento foi repetido para o campo 200x200 mm
2
acrescido de mais uma
distância off-axis de 80 mm. Em todas as irradiações se obteve a média de três leituras
das medidas para cada procedimento. Os dados foram dispostos em um arquivo
(nomeado de ATTDAT.INP) no formato ASCII contendo uma tabela com a seguinte
estrutura: leitura sem atenuador, leitura com atenuador, espessura do atenuador (mm),
distância off-axis (mm) e tamanho de campo (mm) (Anexo A). Os coeficientes
modificadores de feixe (μ
0
, c
1
, c
2
, c
3
) são determinados por ajuste de curva dos perfis
medidos.
A partir dos dados medidos (N) para diferentes espessuras (t), tamanhos de
campo (S) e desvio do eixo central (r), se buscou o conjunto de coeficientes
modificadores de feixe (μ
0
, c
1
, c
2
, c
3
) que fazem mínima a Função Objetivo
(equação 3.1.).
O FixAttCoef é um programa da Mevis® e que emprega a biblioteca
SOLVOPT [53]. É uma versão modificada do algoritmo de Shor [54] para buscar o
mínimo de funções não lineares, em espaços Euclideanos n-dimensionais, tanto para
problemas com restrições, como para problema sem restrições. Com boa tolerância para
funções objetivos não suaves. Para tentar evitar a convergência a um mínimo local a
otimização foi re-iniciada 32 vezes, começando cada vez com valores iniciais aleatórios
dos coeficientes. O programa guarda o conjunto de (μ
0
, c
1
, c
2
, c
3
) que consegue um
valor menor da função objetivo.
O arquivo ATTDAT.INP foi então carregado no programa FixAttCoef que após
todo o processo matemático forneceu os valores dos coeficientes modificadores de
F
obj

N
k
0
Imed
k
‐Icalc
k
/Imed
k
2
(3.1.)
onde,
F
obj
= Função Objetivo
I
med
= Intensidade Medida
I
calc
= Intensidade Calculada
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
67
feixe: μ
0
= 0,0730924860 mm
-1
, c
1
= -0,0001001638 mm
-2
, c
2
= 0,0000065219 mm
-2
,
c
3
= 0,000043656 mm
-2
(figura 3.9.).
Com esses valores, bem como a distância fonte compensador igual a 550 mm,
espessura máxima do compensador igual a 55 mm e margem do compensador igual a
15 mm (que também são requeridos para a configuração do sistema para o planejamento
em IMRT) a máquina de
60
Co estava apta a realizar o procedimento de IMRT.
3.2.2. PLANEJAMENTO DOS TRATAMENTOS
Os dois casos clínicos escolhidos foram: um paciente com câncer no sistema
nervoso central e um paciente com câncer de cabeça-e-pescoço. Todos estes casos de
IMRT já foram previamente planejados e tratados pelo INCa (pela técnica DMLC-
IMRT). Estes planejamentos foram realizados no sistema Eclipse® e a entrega da dose
Figura 3.9. Imagem capturada do programa FixAttCoef mostrando a obtenção dos coeficientes
modificadores de feixe.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
68
foi feita com a utilização do linac Varian Clinac 2300C/D, empregando o seu feixe de
fótons de 6 MV. As imagens marcadas, ou seja, com os PTVs e órgãos de riscos
definidos, foram exportadas para o sistema de planejamento CAT3D®. Mantiveram-se
os mesmo parâmetros de tratamento, como tamanhos de campo, as coordenadas do
isocentro de tratamento, ângulos de tratamento e dose prescrita.
3.2.2.1. PLANEJAMENTO: SISTEMA NERVOSO CENTRAL (SNC)
Tumores no SNC podem ocorrer em qualquer lugar dentro da cabeça ou na
espinha dorsal. O planejamento em questão apresentava dois PTVs (PTV
1
e PTV
2
). As
estruturas em risco marcadas foram o quiasma, os nervos ópticos esquerdo e direito, o
tronco cerebral, e os cristalinos esquerdo e direito.
Foram obtidas 88 imagens tomográficas do paciente com o tumor no SNC. A
figura 3.10. mostra o corte axial (z = 180,2 mm), os cortes coronal e sagital. O ponto
marcado como BIBIS é o isocentro de referência.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
69
A figura 3.11. mostra uma imagem axial (z = 210,4 mm) onde se pode observar
o GTV
controle
(contorno amarelo), GTV (rosa claro), CTV (contorno verde claro), PTV
1
(contorno azul claro) e o PTV
2
(contorno azul).
Figura 3.10. Marcação do isocentro de referência para o planejamento do Sistema Nervoso Central (SNC).
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
70
Os OARs podem ser visualizados nesse corte axial z = 168,3 mm (figura 3.12.).
Observa-se que os OARs possuem a definição PRV.
Figura 3.11. Imagem axial mostrando os GTVs, CTV e os dois PTVs delineados.
Planejamento do tratamento de um câncer do sistema nervoso central.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
71
A tabela 3.1. mostra o volume de todas as estruturas delineadas nesse
tratamento fornecido pelo sistema de planejamento.
Figura 3.12. Imagem axial mostrando os PRVs delineados.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
72
Com todas as estruturas delineadas, tanto os PTVs quanto os órgãos de risco,
fez-se necessário a localização do isocentro de tratamento (iso) que é definido no centro
geométrico dos PTVs, suas coordenadas são definidas com relação ao isocentro de
referência. O isocentro de tratamento foi definido em: x = -2,3 mm; y = 10 mm;
z = 207,1 mm (figura 3.13.).
Estrutura Volume (ml)
GTV
controle
31,0
GTV
41,2
CTV
98,2
PTV
1
81,4
PTV
2
146, 4
PRV_Quiasma
7,4
PRV_Tronco
61,5
PRV_Crist.Dir
1,0
PRV_Crit.Esq
0,7
PRV_Nervo_Opti_Esq.
3,4
PRV_Nervo_Opti_Dir.
3,5
Cristalino_Esq.
0,2
PRV_Olho_Dir.
12,0
PRV_Olho_Esq.
9,6
Tabela 3.1. Os volumes de todas as estruturas marcadas no planejamento do tratamento de
um câncer do SNC.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
73
Os parâmetros que caracterizam um campo de tratamento foram selecionados de
forma similar aos parâmetros utilizados no planejamento no Eclipse para o linac
(empregando MLC e a técnica de DMLC-IMRT) (tabela 3.2.). O planejamento foi
executado utilizando cinco campos (figura 3.14.).
Campo (F#) Ângulo do gantry Tamanho de Campo (mm)
1°
0° x = 110 y = 95
2°
70° x = 140 y = 95
3°
145° x = 120 y = 95
4°
215° x = 145 y = 95
5°
290° x = 130 y = 95
Figura 3.13. Isocentro de tratamento (iso) definido para o planejamento do tratamento.
Tabela 3.2. Parâmetros que caracterizam os campos de tratamento (SNC).
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
74
A distribuição de dose foi calculada usando o algoritmo de cálculo de dose
pencil beam com uma resolução de 4x4 mm. No processo de otimização as doses
prescritas para os PTVs foram de 6300 cGy para o PTV
1
e 5040 cGy para o PTV
2
. As
estruturas críticas otimizadas foram: PRV_cristalino_esquerdo, dose abaixo de
600 cGy; PRV_nervo óptico esquerdo, dose abaixo de 5400 cGy; PRV_nervo óptico
direito, dose abaixo de 5200 cGy; PRV_quiasma, dose abaixo de 5200 cGy;
PRV_tronco, dose abaixo de 5200 cGy. Considerou-se 6300 cGy como a curva de
isodose de 100%.
Ao término da otimização, tanto a distribuição de isodoses quanto o DVH do
tratamento foram obtidos. Este último foi comparado com o DVH do planejamento
realizado no Eclipse para o linac. Caso o planejamento não fosse satisfatório, o processo
Figura 3.14. Campos de tratamento do câncer do SNC.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
75
de otimização se repetiria até que o planejamento se tornasse aceitável em relação ao
tratamento realizado pelo Eclipse para o linac.
3.2.2.2. PLANEJAMENTO: CABEÇA-E-PESCOÇO
O termo câncer de cabeça-e-pescoço envolve uma gama extensiva de tumores
que acontecem em várias áreas da cabeça e da região do pescoço desde lábios, fossas
nasais, seios paranasais, boca, garganta, laringe, faringe, nódulos linfáticos, glândulas
salivares e a tireóide.
No caso planejado o paciente tinha um tumor de laringe (PTV
1
) e linfonodos
(PTV
2
). Foram obtidas 111 imagens tomográficas do paciente. A figura 3.15. mostra
imagens tomográficas, sem nenhuma marcação, nos cortes axial (profundidade
z = 204,3 mm), sagital e coronal. Observa-se também o isocentro de referência.
Figura 3.15. Cortes da imagem tomográfica: axial, coronal e sagital.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
76
A figura 3.16. mostra uma imagem axial (z = 105,5 mm) onde se encontram
agora marcados o GTV
1
(contorno azul forte), o CTV
1
(contorno verde forte) e
naturalmente, o PTV
1
(contorno amarelo). Observa-se o CTV
2
(azul) e o PTV
2
(rosa
claro) localizados nos linfonodos. Encontra-se também delineado nessa imagem a
medula (azul fraco).
Na figura 3.17., para um z = 171,4 mm no corte axial, mais duas estruturas de
risco encontram-se marcadas, a mandíbula (contorno marrom) e as glândulas parótidas
direita e esquerda (contorno verde e vermelho, respectivamente).
Figura 3.16. Corte axial mostrando a medula, os GTVs, CTVs, PTVs marcados.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
77
O sistema de planejamento fornece a informação sobre o volume das estruturas
marcadas (tabela 3.3.).
Estrutura Volume (ml)
GTV
1
2,20
CTV
1
29,0
PTV
1
69,4
CTV
2
106,0
PTV
2
256,8
G. Par. Dir.
17,8
G. Par. Esq.
15,2
Medula
62,8
Mandíbula
54,8
Olho Direito
6,8
Olho Esq.
6,8
Figura 3.17. Corte axial mostrando os OARs.
Tabela 3.3. Os volumes de todas as estruturas marcadas no planejamento do
tratamento de um câncer de cabeça-e-pescoço.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
78
O isocentro de tratamento foi definido em: x = 0,2 mm; y = 0,2 mm;
z = 120,0 mm (figura 3.18.).
A figura 3.19. mostra as estruturas marcadas visualizadas em 3D.
Figura 3.18. Determinação do isocentro de tratamento (iso).
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
79
O passo seguinte foi a realização do planejamento. Então, parâmetros que
caracterizam um campo de tratamento foram selecionados de forma similar aos
parâmetros utilizados no planejamento no Eclipse para o linac (empregando os MLCs e
a técnica DMLC-IMRT) (tabela 3.4.). O planejamento foi executado usando cinco
campos (figura 3.20.).
Campo (F#) Ângulo do gantry Tamanho de Campo (mm)
1°
0° x = 195 y = 130
2°
70° x = 145 y = 135
3°
145° x = 170 y = 135
4°
215° x = 190 y = 135
5°
290° x = 135 y = 135
Figura 3.19. Estruturas marcadas visualizadas em 3D.
Tabela 3.4. Parâmetros
q
ue caracterizam os cam
p
os de tratamento
(
cabe
ç
a-e-
p
esco
ç
o
)
.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
80
A distribuição de dose foi calculada usando o algoritmo de cálculo de dose
pencil beam com uma resolução de 4x4 mm. No processo de otimização as doses
prescritas para os PTVs foram de 7000 cGy para o PTV
1
(laringe) e 6300 cGy para o
PTV
2
(linfonodos). Para as glândulas parótidas direita e esquerda e olhos foram
requeridas doses abaixo de 4500 cGy. Mandíbula, dose abaixo de 6800 cGy. Medula,
dose abaixo de 4400 cGy. Considerou-se 7000 cGy para o valor da curva de isodose de
100%.
Após o processo de otimização, o próximo passo foi a obtenção do DVH e a
comparação deste com o DVH do planejamento com o linac. Se o DVH obtido para o
60
Co não estivesse satisfatório em relação ao DVH obtido para o linac (a distribuição de
dose obtida com o
60
Co teria que ser, no mínimo, semelhante ao distribuição de dose
Figura 3.20. Campos de tratamento para o câncer de cabeça-e-pescoço.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
81
obtida com o linac) todo o processo de otimização era realizado novamente até que o
resultado fosse satisfatório,
3.2.3. ARRANJO EXPERIMENTAL DA ENTREGA DA DOSE
Devido ao custo unitário dos blocos moduladores (cada bloco custa R$ 1000,00
(mil reais)) ser muito alto, associado à distância em que eles eram confeccionados e o
tempo que se dispunha, a medida da entrega da dose só foram realizada apenas para um
campo do planejamento de cabeça e pescoço. O campo escolhido foi o primeiro campo
(anterior). Este campo foi escolhido por oferecer um alto grau de modulação.
Após a aprovação do planejamento, vide em Resultados e Discussões, o sistema
de planejamento exportou para cada campo um arquivo XYZ que continha as
informações do projeto dos blocos moduladores. Estes podiam ser pré-visualizados
através de um software disponibilizado na internet, o Accu Trans 3D
(versão 2.11.1.) [55]. A figura 3.21. mostra o projeto do bloco do campo posterior
utilizando esse programa e a foto dele confeccionado.
O controle da qualidade foi relativamente simples, o bloco foi posicionado sobre
a bandeja de acrílico e o sistema 2D-Array Seven29 posicionado entre duas placas de
água sólida, cada uma com 50 mm de espessura (figura 3.22.). Logo após, os
parâmetros que caracterizam o campo de tratamento foram selecionados e a irradiação
executada.
Figura 3.21. Projeto do bloco visualizado através do software (esquerda) e o bloco modulador de chumbo
confeccionado
(
direita
)
.
CAPÍTULO 3 – MATERIAIS E MÉTODOS
82
Para se verificar a qualidade da entrega da dose, a distribuição de dose medida
no sistema 2D-ARRAY é comparada com a planejada para uma condição de entrega de
dose idêntica; mesma filtração e medida da distribuição de dose à profundidade de
50 mm em água. A comparação foi realizada com a utilização do sistema Verisoft.
Figura 3.22. Arranjo experimental para a obtenção da entrega de dose.
8888hhhhvvv83
CAPÍTULO 4
__________________________________________________________________________
RESULTADOS E DISCUSSÕES
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
84
4.1. PLANEJAMENTO: SISTEMA NERVOSO CENTRAL (SNC)
O planejamento satisfatório, após várias tentativas de otimização, apresentou a
seguinte distribuição de dose (figura 4.1.). Salientando que apenas foram otimizados os
PTVs e os PRVs: nervo óptico esquerdo, cristalino esquerdo, nervo óptico direito,
tronco e quiasma.
Nota-se que o PTV
1
(dose prescrita de 6300 cGy) foi totalmente englobado pela
curva de isodose de 100%. Enquanto que o PTV
2
(dose prescrita de 5040 cGy) foi
englobado pela curva de 80%. Essa distribuição de dose atendeu ao objetivo do
planejamento.
Legendas Curvas de Isodose (%)
Figura 4.1. Distribuição de isodoses satisfatória, as curvas de interesse englobam os PTVs.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
85
A próxima imagem (figura 4.2.) mostra um corte em que aparece os OARs, ou
melhor, os PTVs e as curvas de isodoses que englobam estes.
Devido à proximidade do PRV do nervo óptico esquerdo do PTV
2
foi inevitável
que ele fosse englobado por curvas de alta isodose, como por exemplo, 80 e 70%. O
PRV do quiasma também teve uma parte do seu volume englobado por curvas de alta
isodoses. O PRV do tronco foi mais poupado em relação àqueles.
Legendas Curvas de Isodose (%)
Figura 4.2. Distribuição de isodoses satisfatória mostrando as curvas de isodoses que englobam os
PRVs de interesse.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
86
Como a distribuição de dose não é o único parâmetro para a avaliação do
planejamento, fez-se necessária a obtenção do DVH para este planejamento, o qual foi
comparado com o planejamento para o linac feito no Eclipse, já que este foi
considerado satisfatório e consequentemente tratado. Para uma melhor análise dos
dados dividiu-se em dois gráficos (figura 4.3 e 4.4.).
Através do DVH visualizado na figura 4.3. pode-se notar que para o
planejamento com o
60
Co há uma melhor cobertura tanto do PTV
1
quanto para o PTV
2
em relação ao planejamento com o linac 6 MV. Isso leva a concluir que o planejamento
com o
60
Co fornece um irradiação mais eficiente do tumor em relação ao linac.
Observa-se também nesse DVH a comparação dos planejamentos em relação aos OARs.
O planejamento com o
60
Co fornece uma melhor proteção do PRV do quiasma óptico
em relação ao linac, apesar que em um volume inferior a 15%, o PRV do quiasma
recebe uma dose um pouco maior com o
60
Co, cerca de 6% a mais . O DVH do PRV do
tronco para os dois planejamentos ficaram bem semelhantes no quesito da proteção,
tendo uma pequena vantagem para o planejamento com o
60
Co.
A figura 4.4. apresenta o DVH para os outros OARs.
0
20
40
60
80
100
0 630 1260 1890 2520 3150 3780 4410 5040 5670 6300 6930
Volume(%)
Dose(cGy)
DVH‐ SistemaNervosoCentral(SNC)
PTV2_Co60
PTV2_linac_6MV
PTV1_Co60
PTV1_linac_6MV
PRV_tronco_Co60
PRV_tronco_linac_6MV
PRV_quiasma_Co60
PRV_quiasma_linac_6MV
Figura 4.3. Comparação dos DVHs para o tratamento do SNC.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
87
Analisando o DVH da figura 4.4., o PRV do nervo óptico direito é mais
protegido no planejamento com o
60
Co, o mesmo ocorre com o PRV do nervo óptico
esquerdo, apesar que este, em um volume inferior a 20%, recebe uma dose um pouco
maior, cerca de 2% a mais, com o planejamento com o
60
Co. O planejamento com o
linac 6 MV protege o PRV do cristalino esquerdo um pouco melhor que o planejamento
com o
60
Co.
A tabela 4.1. mostra as doses recebidas pelas estruturas fornecidas pelos
sistemas de planejamentos.
0
20
40
60
80
100
0 630 1260 1890 2520 3150 3780 4410 5040 5670 6300 6930
Volume(%)
Dose(cGy)
DVH‐ SistemaNervosoCentral(SNC)
PRV_nervoptidir_Co60
PRV_nervoptidir_linac_6MV
PRV_nervoptiesq_Co60
PRV_nervoptiesq_linac_6MV
PRV_cristesq_Co60
PRV_cristesq_linac_6MV
Figura 4.4. Comparação dos DVHs para o tratamento do SNC.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
88
O próximo
1
passo foi a obtenção dos arquivos em formato XYZ que continham
os perfis dos blocos moduladores para cada campo de tratamento. As figuras 4.5. a 4.9.
mostram os perfis desses blocos para cada campo, visualizados através do software
Accur Trans 3D, bem como os seus respectivos BEVs.
1
Essa expressão D
xx%
significa a dose mínima em xx% do volume, ou seja, a D
99%
, quer dizer a dose
mínima em 99% do volume da estrutura.
Planejamento
60
Co Planejamento linac
PTV
1
:
D
99%
1
= 6167,7 cGy (97,9% da dose prescrita).
D
20%
= 6955,2 cGy (110,4% da dose prescrita).
PTV
1
:
D
99%
= 6192,7 cGy (98,3% da dose prescrita).
D
20%
= 6854,4 cGy (108,8% da dose prescrita).
PTV
2
:
D
99%
= 4851 cGy (96,25% da dose prescrita).
D
20%
= 5884 cGy (116,75% da dose prescrita).
PTV
2
:
D
99%
= 5058,7 cGy (100,3% da dose prescrita).
D
20%
= 5764,5 cGy (114,3% da dose prescrita).
PRV_Quiasma, dose máxima de 5859 cGy.
PRV_Ner.Opt.Esq, dose máxima de 5481 cGy.
PRV_.Ner.Opt.Dir., dose máxima de 1732 cGy.
PRV_Crist.Esq., dose máxima de 1638 cGy.
PRV_Tronco, dose máxima de 4284 cGy.
PRV_Quiasma, dose máxima de 5493,6 cGy.
PRV_Ner.Opt.Esq, dose máxima de 5342,4 cGy.
PRV_.Ner.Opt.Dir., dose máxima de 5481cGy.
PRV_Crist.Esq., dose máxima de 1524,6cGy.
PRV_Tronco, dose máxima de 4447,8 cGy.
Tabela 4.1. Doses recebidas pelas estruturas para cada tipo de planejamento.
Figura 4.5. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 1° campo.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
89
Figura 4.6. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 2° campo.
Figura 4.7. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 3° campo.
Figura 4.8. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 4° campo.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
90
4.2. PLANEJAMENTO: CABEÇA-E-PESCOÇO
Após a otimização, a distribuição de dose obtida para o planejamento do
tratamento do câncer de cabeça e pescoço foi avaliada. Foi identificada uma distribuição
de dose côncava igualando-se a forma do PTV que é a característica da IMRT. Esta
distribuição oferece uma dose suficientemente baixa dentro da concavidade do PTV
para poupar o OAR. Entretanto, observou-se também que no interior de uma região com
baixo gradiente de dose havia outra apresentando doses necessariamente elevadas,
isodoses de 70 e 60%, (o chamado “ponto-quente”) (figura 4.10.).
Figura 4.9. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 5° campo.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
91
Foi preciso otimizar novamente o planejamento para que esse “ponto-quente”
desaparecesse. A solução encontrada consistiu em marcar essa região como se fosse
uma estrutura e otimizá-la. O resultado da distribuição é mostrado na figura 4.11..
Observa-se que na região do “ponto-quente” os valores de isodoses diminuíram
significativamente para cerca de 50%.
Legendas Curvas de Isodose (%)
Figura 4.10. Distribuição de isodoses em um corte axial onde aparece um “ponto quente”.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
92
A distribuição de isodose foi considerada satisfatória, visualiza-se a curva de
isodose de 100% englobando bem o PTV
1
(dose prescrita 7000 cGy) e a curva de
isodose de 90% englobando bem o PTV
2
(dose prescrita 6300 cGy) enquanto que
grande parte da medula está englobada em curvas de isodoses de baixa dose.
A figura 4.12. mostra um corte em que aparecem as estruturas críticas e a
distribuição de isodose para elas planejadas.
Figura 4.11. Distribuição de isodoses em um corte axial considerada satisfatória.
Legendas Curvas de Isodose (%)
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
93
Os DVHs dos planejamentos foram comparados (figura 4.13.). Para uma melhor
análise dos dados, o gráfico da figura 4.13. foi dividido em dois que podem ser
visualizados nas figuras 4.14 e 4.15..
Legendas Curvas de Isodose (%)
Figura 4.12. Distribuição de isodoses no corte axial mostrando os OARs.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
94
0
20
40
60
80
100
0 700 1400 2100 2800 3500 4200 4900 5600 6300 7000 7700
Volume(%)
Dose(cGy)
DVH‐ Cabeça‐e‐Pescoço
Glapardir_Co60
Glapardir_linac_6MV
Glaparesq_Co60
Glaparesq_linac_6MV
Medula_Co60
Medula_linac_6MV
PTV2_Co60
PTV2_linac_6MV
PTV1_Co60
PTV1_linac_6MV
Mandibula_Co60
Mandíbula_linac_6MV
Figura 4.13. Comparação dos DVHs para o tratamento de cabeça-e-pecoço.
0
20
40
60
80
100
0 700 1400 2100 2800 3500 4200 4900 5600 6300 7000 7700
Volume(%)
Dose(cGy)
DVH‐ Cabeça‐e‐Pescoço
PTV2_Co60
PTV2_linac_6MV
PTV1_Co60
PTV1_linac_6MV
Mandibula_Co60
Mandíbula_linac_6MV
Figura 4.14. Comparação dos DVHs para o tratamento de cabeça-e-pecoço.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
95
Pela comparação dos DVHs dos planejamentos se pode observar que para os
PTV
1
e PTV
2
o planejamento com o
60
Co resultou em uma melhor cobertura do tumor
em relação ao planejamento com o linac 6 MV. O tumor recebeu uma dose maior no
60
Co, o que resultaria em um tratamento mais eficiente contra esse tipo de câncer. Na
análise da comparação dos DVHs para o OAR, nesse caso a mandíbula, a proteção
deste, ficou semelhante para os dois de planejamento.
A figura 4.10. mostra a comparação dos DVHs para os outros OARs.
Para a medula, o planejamento com
60
Co resultou em uma melhor proteção do
que o planejamento empregando o linac 6 MV. O planejamento com o
60
Co também
teve uma melhor eficiência no quesito de proteção para a glândula parótida esquerda. O
DVH da glândula parótida direta foram bem semelhante para ambos os planejamentos.
A tabela 4.2. mostra as doses recebidas pelas estruturas fornecidas pelos
sistemas de planejamentos.
0
20
40
60
80
100
0 700 1400 2100 2800 3500 4200 4900 5600 6300 7000 7700
Volume(%)
Dose(cGy)
DVH‐ Cabeça‐e‐Pescoço
Glapardir_Co60
Glapardir_linac_6MV
Glaparesq_Co60
Glaparesq_linac_6MV
Medula_Co60
Medula_linac_6MV
Figura 4.15. Comparação dos DVHs para o tratamento de cabeça-e-pecoço.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
96
O sistema gerou os arquivos em formato XYZ que continham os perfis dos
blocos moduladores para cada campo de tratamento. As figuras 4.16. a 4.20 mostram os
perfis desses blocos para cada campo, visualizados através do software AccurTrans 3D,
bem como os seus respectivos BEVs.
Planejamento
60
Co Planejamento linac
PTV
1
:
D
99%
= 6811 cGy (97,3% da dose prescrita).
D
20%
= 7609 cGy (108,7% da dose prescrita).
PTV
1
:
D
99%
= 6918 cGy (99% da dose prescrita).
D
20%
= 7490 cGy (107% da dose prescrita).
PTV
2
:
D
99%
= 5866 cGy (93% da dose prescrita).
D
20%
= 6790 cGy (107,7% da dose prescrita).
PTV
2
:
D
99%
= 6058 cGy (96% da dose prescrita).
D
20%
= 6755 cGy (107,2% da dose prescrita).
Mandíbula, dose máxima de 6850 cGy.
Medula, dose máxima de 4900 cGy.
Glândula Par. Dir., dose média de 1302,3 cGy.
Glândula Par. Esq., dose média de 1532 cGy.
Mandíbula, dose máxima de 6531 cGy.
Medula, dose máxima de 4823 cGy.
Glândula Par. Dir., dose média de 1351 cGy.
Glândula Par. Esq., dose média de 1560 cGy
Tabela 4.2. Doses recebidas pelas estruturas para cada tipo de planejamento.
Figura 4.16. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 1° campo.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
97
Figura 4.17. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 2° campo.
Figura 4.18. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 3° campo.
Figura 4.19. Perfil do bloco modulador bem como seu respectivo BEV: 4° campo.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
98
4.2.1. ENTREGA DA DOSE E COMPARAÇÃO COM O CAMPO PLANEJADO
Como já foi mencionado no Capítulo 3, Materiais e Métodos, o estudo da
entrega da dose foi realizado apenas para um campo (campo anterior) do tratamento de
cabeça-e-pescoço. O BEV deste campo pode ser visto na figura 4.16.. A distribuição de
dose medida pelo sistema 2D-Array Seven29 foi comparada com a distribuição de dose
fornecida pelo sistema de planejamento CAT3D para esse mesmo campo utilizando o
Verisoft. O resultado é mostrado na figura 4.21..
Figura 4.20. Perfil do bloco modulador bem como seu espectivo BEV: 5° campo.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
99
Foram analisados 271 pontos segundo os critérios descritos no capítulo de
Matérias e Métodos, ou seja, diferença espacial máxima 3 mm e diferença percentual de
dose menor ou igual a 3%. Destes, 176 pontos satisfizeram os critérios de aceitação,
correspondendo a 64,94% dos pontos analisados. O Vefisoft considera que a
Figura 4.21. Tela retirada do programa Verisoft mostrando a comparação da distribuição de doses
para o
60
Co: a) Fornecida pelo sistema de planejamento. b) Medida pelo sistema 2D-Array Seven29.
a)
b)
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
100
distribuição de dose entregue corresponde à planejada caso mais que 60% dos pontos
analisados satisfaçam ao critério adotado. Portanto, pode-se considerar que a
distribuição em questão corresponde ao planejamento realizado. Contudo, ainda é
possível fazer uma análise mais cuidadosa dos resultados obtidos. Observa-se que
muitos dos pontos reprovados pelo Verisoft encontram-se nas regiões de baixa dose,
entre as isodoses de 5 e 20%. Essa é uma região de pouco impacto radiológico, onde
erros maiores que 3% não têm grande importância. Discrepâncias nestas regiões de
baixa dose são desconsideradas na análise de tratamentos de IMRT pela equipe de física
médica do INCa.
Nas regiões mais importantes, onde se localiza os PTVs apenas 7 pontos foram
reprovados, o que corresponde aproximadamente 5% dos pontos analisados nesta
região. Ou seja, considerando-se apenas as regiões de altas doses e os critérios de
aprovação do Verisoft, a entrega de dose seria aprovada com índice próximo de 95%.
Na figura 4.22., é apresentada a comparação entre a distribuição de dose
entregue pelo linac e o seu planejamento considerando o mesmo campo descrito
anteriormente para o
60
Co. O total de pontos analisados foi 236, dentre esses foram
aprovados 194 pontos, correspondendo a um índice de aprovação da distribuição de
dose de 82,2%, portanto melhor que aquele conseguido pelo
60
Co. Todavia, nas regiões
de alta dose, o total de pontos reprovados foi de 12, o que corresponde
aproximadamente a 8% dos pontos analisados nessa região. Portanto, considerando
apenas as regiões de alta dose e os critérios de aprovação do Verisoft, a entrega de dose
seria aprovada com um índice próximo de 92%. Assim, na região dos PTVs a entrega de
dose realizada pelo
60
Co apresentou um índice de aprovação um pouco melhor que
aquele determinado pelo Verisoft para o caso do linac.
CAPÍTULO 4 – RESULTADOS E DISCUSSÕES
101
No caso do
60
Co, a pequena quantidade de pontos satisfazendo os critérios de
aceitação do Verisoft nas regiões de baixas doses próximas às bordas do campo de
radiação pode ser explicada pelo tamanho dos detectores, pela penumbra do feixe e
pelos efeitos de transmissão da radiação pelos colimadores, que são muito mais
importantes para esse tipo de irradiador do que para os linac trabalhando com MLCs.
Contudo, mesmo nos casos dos linacs, existe referência relatando esse mesmo tipo de
problema [50].
a)
b)
Figura 4.22. Tela retirada do programa Verisoft mostrando a comparação da distribuição de doses
para o linac: a) Fornecida pelo sistema de planejamento. b) Medida pelo sistema 2D-Array Seven29.
CAPÍTULO 5
__________________________________________________________________________
CONCLUSÕES
CAPÍTULO 5 - CONCLUSÕES
103
Verificou-se ser possível o emprego de uma unidade terapêutica isocêntrica de
60
Co em radioterapia de intensidade modulada, utilizando-se blocos compensadores para
modular o feixe de fótons. A comparação entre os planejamentos para o tratamento de
um câncer de cabeça-e-pescoço e de outro do sistema nervoso central, executados
levando-se em consideração o emprego do irradiador Theratron 780 C e do
clinac 2300 C/D como os equipamentos para a entrega de dose, mostrou que os
planejamentos eram equivalentes, havendo, mesmo em alguns aspectos, uma melhor
qualidade de planejamento no caso do
60
Co, sendo possível se obter uma melhor
proteção dos órgãos de risco. Quanto à entrega da dose com o irradiador de
60
Co
equipado com o bloco modulador, esta mostrou-se equivalente àquela obtida com o
emprego do acelerador linear equipado com o colimador de múltiplas lâminas, tendo
por referência a comparação entre as distribuições de dose determinadas pelo sistema
matricial de 729 câmaras da PTW e as distribuições de dose planejadas para cada tipo
de irradiador. Embora esses resultados de comparação de planejamentos e de entrega de
doses sejam muito convincentes, eles estão limitados a apenas dois tipos de cânceres e a
entrega de dose foi testada apenas para um único campo. Mesmo assim não há razão
para supor que ela não irá funcionar para outros campos. Assim, é preciso testar o tipo
de tratamento em questão para outros casos clínicos, com tumores localizados mais
internamente no corpo do paciente, bem como verificar a qualidade da entrega completa
da dose, considerando todos os campos envolvidos.
CAPÍTULO 5 - CONCLUSÕES
104
Sugestões para trabalhos futuros
• Testar a entrega de dose com o Theratron 780 C, considerando todos os campos
de tratamento.
• Planejar o tratamento com IMRT, utilizando o irradiador de
60
Co como o
equipamento para a entrega da dose, de outros tipos de câncer, por exemplo o
câncer de próstata, e compará-lo com aqueles realizados tendo o acelerador
linear como equipamento de referência.
• Utilizar outros sistemas de detecção com melhor resolução espacial para uma
melhor avaliação das modulações em pequenas distâncias.
105
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[47] www.romi.com.br/typo3temp/pics/42f66e10aa.jpg. Acessado em 02.05.2009.
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[48] Intensity-Modulated Radiation Therapy Collaborative Working Group, Intensity-
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Rio de Janeiro, RJ. Brasil. 2008.
109
[51] http://www.wienkav.at/kav/kfj/91033454/physik/images/729.jpg . Acessado em 10
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[52] http://www.lacoonline.com/lacoonline/images/items/solidwater.jpg. Acesso em 09
de maio de 2009. Hora: 18:30.
[53] Kuntsevich, A. and Kappel, Franz. University of Graz, Austria. Institute for
Mathematics : http://www.uni-graz.at/imawww/kuntsevich/solvopt/. Acessado em 12 de
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[54] Shor, N.Z., Minimization Methods for Non-Differentiable Functions, Springer
Series in Computational Mathematics, Vol. 3, Springer-Verlag, Berlin, 1985.
[55] http://www.micromouse.ca. Acessado 16 de dezembro de 2008. Hora: 20:07.
110
Eletrômetrosematenuador(nC) Eletrômetrocomatenuador(nC) Espessura(mm) off‐axis(mm) Tamanhodecampo(mm
2
)
‐8,212‐5,707 4,94 0 50
‐8,212‐4,047 10,05 0 50
‐8,212‐2,913 15,06 0 50
‐8,212‐2,378 18,01 0 50
‐8,212‐1,320 27,08 0 50
‐8,212‐0,648 38,07 0 50
‐8,212‐0,150 61,98 0 50
‐8,296‐5,771 4,94 0 60
‐8,296‐4,099 10,05 0 60
‐8,296‐2,956 15,06 0 60
‐8,296‐2,422 18,01 0 60
‐8,296‐1,345 27,08 0 60
‐8,296‐0,664 38,07 0 60
‐8,296‐0,156 61,98 0 60
‐8,436‐5,890 4,94 0 80
‐8,436‐4,202 10,05 0 80
‐8,436‐3,043 15,06 0 80
‐8,436‐2,496 18,01 0 80
‐8,436‐1,397 27,08 0 80
‐8,436‐0,696 38,07 0 80
‐8,436‐0,166 61,98 0 80
‐8,684‐6,127 4,94 0 120
‐8,684‐4,416 10,05 0 120
‐8,684‐3,228 15,06 0 120
‐8,684‐2,666 18,01 0 120
ANEXO A
Tabela A.1. Dados obtidos da atenuação com os blocos atenuadores (Chumbo).
111
‐8,684‐1,157 27,08 0 120
‐8,684‐0,770 38,07 0 120
‐8,684‐0,190 61,98 0 120
‐8,828‐6,281 4,94 0 150
‐8,828‐4,563 10,05 0 150
‐8,828‐3,364 15,06 0 150
‐8,828‐2,787 18,01 0 150
‐8,828‐1,605 27,08 0 150
‐8,828‐0,827 38,07 0 150
‐8,828‐0,209 61,98 0 150
‐8,833‐4,569 10,05 10 150
‐8,833‐2,787 18,01 10 150
‐8,833‐0,824 38,07 10 150
‐8,818‐4,555 10,05 20 150
‐8,818‐2,776 18,01 20 150
‐8,818‐0,819 38,07 20 150
‐8,804‐4,535 10,05 30 150
‐8,804‐2,758 18,01 30 150
‐8,804‐0,812 38,07 30 150
‐8,724‐4,471 10,05 50 150
‐8,724‐2,706 18,01 50 150
‐8,724‐0,790 38,07 50 150
‐9,030‐4,789 10,05 0 200
‐9,030‐3,568 15,06 0 200
‐9,030‐2,977 18,01 0 200
‐9,030‐1,746 27,08 0 200
‐9,030‐0,915 38,07 0 200
112
‐9,030‐0,238 61,98 0 200
‐9,019‐4,797 10,05 10 200
‐9,019‐2,977 18,01 10 200
‐9,019‐0,913 38,07 10 200
‐9,007‐4,784 10,05 20 200
‐9,007‐2,965 18,01 20 200
‐9,007‐0,908 38,07 20 200
‐8,995‐4,765 10,05 30 200
‐8,995‐2,949 18,01 30 200
‐8,995‐0,902 38,07 30 200
‐8,940‐4,712 10,05 50 200
‐8,940‐2,901 18,01 50 200
‐8,940‐0,878 38,07 50 200
‐8,735‐4,500 10,05 80 200
‐8,735‐2,767 18,01 80 200
‐8,735‐0,821 38,07 80 200
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