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INSTITUTO DE PESQUISAS ENERGÉTICAS E NUCLEARES
Autarquia associada à Universidade de São Paulo
DESENVOLVIMENTO DE UM OBJETO SIMULADOR PARA INVESTIGAÇÃO
DE HETEROGENEIDADES EM BRAQUITERAPIA DE ALTA TAXA DE DOSE
EDUARDO SANTANA DE MOURA
Tese apresentada como parte dos
requisitos para obtenção do Grau de
Doutor em Ciências na Área de Tecnologia
Nuclear – Aplicações
Orientador:
Dr. Carlos Alberto Zeituni
SÃO PAULO
2015
Dedico este trabalho aos
pacientes oncológicos e ao
amigo Prof. Dr. José Eduardo
Manzoli.
AGRADECIMENTOS
Ao Prof. Dr. Carlos Alberto Zeituni, orientador deste trabalho, pela confiança,
amizade e prestatividade durante todas as etapas de minha formação de ensino superior e
pós-graduação.
Ao Prof. Dr. Larry DeWerd pela co-orientação deste projeto e confiança por
desenvolver este projeto nas dependências do laboratório de Radiações Ionizantes em
Medicina da Universidade de Wisconsin-Madison.
À Profa. Dra. Maria Elisa Chuery Martins Rostelato por acompanhar-me desde a
iniciação científica, seus ensinamentos, amizade e a sua perseverança para conduzir os
projetos do grupo de forma exemplar.
Ao Físico Médico Roberto Kenji Sakuraba, por sua amizade, auxílio e seus
ensinamentos em sistemas de planejamento computadorizado para braquiterapia.
A equipe do laboratório de metrologia das radiações ionizantes da Universidade de
Wisconsin-Madison, em especial ao John Micka, Prof. Dr. Wesley Culberson, M.Sc.
Clifford Hammer, Keith Kunugi, Wendy Keenan, M.Sc. Travis McCaw, M.Sc. Samantha
Simiele e Prof. Dr. Ke Li.
Ao M.Sc. João Franciso Trencher Martins por discussões acerca dos fenômenos de
interação da radiação ionizante com a matéria e revisão deste trabalho.
Ao M.Sc. Vinicius Demboro Gonçalves e M.Sc. Paula Cristina Guimarães Antunes
pela revisão desta tese e as respectivas sugestões e correções.
Ao Sr. José Jorge Ambiel pelos desenhos técnicos realizados nas etapas iniciais
deste trabalho.
Ao Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq) pela
bolsa de estudos (141219/2011-4) durante o desenvolvimento deste projeto.
Ao IPEN por proporcionar esta oportunidade.
A Fundação de Amparo à Pesquisa do Estado de São Paulo (FAPESP), por meio do
processo 2013/26469-5, ao financiamento parcial neste projeto.
À Comissão de Pós-Graduação (CPG) do IPEN e aos auxilios prestados.
A todos aqueles que me auxiliaram de forma direta ou indireta no decorrer deste
trabalho.
DESENVOLVIMENTO DE UM OBJETO SIMULADOR PARA INVESTIGAÇÃO
DE HETEROGENEIDADES EM BRAQUITERAPIA DE ALTA TAXA DE DOSE
Eduardo Santana de Moura
RESUMO
A braquiterapia de alta taxa de dose é uma das modalidades mais utilizadas em
braquiterapia para o tratamento de câncer. Os diversos avanços tecnológicos, bem como a
evolução das técnicas de tratamento tornaram a braquiterapia de alta taxa de dose uma das
modalidades de estado da arte para o tratamento de alguns cânceres. Parte deste avanço é
creditada à melhoria na acurácia e na prescrição de dose absorvida recomendada ao
paciente, ao longo dos anos. Este avanço permite que atualmente seja possível realizar os
cálculos dosimétricos, por meio de sistemas de planejamento computadorizado,
considerando as heterogeneidades dos pacientes, tais como: tecidos e órgãos com
composições diferentes da água (meio de referência em radioterapia), contorno do paciente
individualizado, introdução de aplicadores, dentre outros. Tais avanços demandam o
controle de qualidade destas ferramentas, com objetivo de assegurar que todo o processo
de tratamento seja satisfatório e acurado. Até o momento, a comunidade carece de um
sistema experimental capaz de avaliar, considerando os níveis de incerteza, se os sistemas
de planejamento computadorizados são aptos a considerar a heterogeneidade dos
tratamentos. Neste trabalho, apresentamos o desenvolvimento de medidas experimentais
em um objeto simulador, com capacidade de mensurar as diferenças introduzidas pela
heterogeneidade por meio de três técnicas dosimétricas experimentais:
termoluminescência, filmes radiocrômicos e ionométrica. Os resultados experimentais
foram comparados com as simulações de Monte Carlo e com um sistema de planejamento
computadorizado comercial, apto a realizar correções de heterogeneidade em
braquiterapia. Discutimos as principais etapas de desenvolvimento deste objeto simulador,
seus resultados experimentais e as comparações com os demais sistemas. As conclusões e
as etapas futuras deste projeto também são apresentadas.
DEVELOPMENT OF A PHANTOM FOR INVESTIGATIONS WITH
HETEROGENETIES IN HIGH-DOSE-RATE BRACHYTHERAPY
Eduardo Santana de Moura
ABSTRACT
High dose rate brachytherapy is one of the most widely used modalities in brachytherapy
for cancer treatment The various technological advances and the development of treatment
techniques have made high dose rate brachytherapy as one of the state of the art methods
for the treatment of some cancers. Part of this progress is credited to the improvement in
the accuracy and absorbed dose prescription recommended to patients over the years. This
advance currently allows the possibility of performing dosimetric calculations, by means of
computerized planning systems, considering the heterogeneity of patients, such as: tissues
and organs with different water compositions (reference medium in radiotherapy),
individualized patient's contour and introduction of applicators, among others. Such
advances require quality control of these tools, in order to ensure that the entire treatment
process is satisfactory and accurate. Nowadays, the community needs an experimental
system capable of evaluating, since the uncertainty levels if the computerized planning
systems are able to consider the heterogeneity of treatments. In this project, we present the
development of experimental measurements into a phantom, capable of measuring the
differences introduced by heterogeneity through three experimental dosimetric techniques:
thermoluminescence, radiochromic films and ionometric. The experimental results were
compared with the Monte Carlo simulations and a commercial treatment planning system
able to perform correction of heterogeneity in brachytherapy. We discuss the main stages
of development of this phantom, their experimental results and comparisons with other
systems. The conclusions and future steps to complete this project are also presented.
“An expert is a man who has
made all the mistakes which
can be made, in a narrow
field.”
Niels Henrik David Bohr
(1895-1962)
Sumário
RESUMO .......................................................................................................................... 4
ABSTRACT ...................................................................................................................... 5
1 INTRODUÇÃO ........................................................................................................... 12
1.1 Câncer ................................................................................................................... 12
1.2 Radioterapia .......................................................................................................... 12
1.3 Braquiterapia ......................................................................................................... 13
1.4 Fontes de Irídio-192 ............................................................................................... 15
1.4 Braquiterapia de Alta Taxa de Dose Pós-carregamento (Afterloading) ................... 17
1.5 Aspectos dosimétricos em Braquiterapia ................................................................ 18
1.6 Cálculos dosimétricos em braquiterapia ................................................................. 19
1.6.1 Protocolo TG-43 .............................................................................................. 19
1.6.2 Protocolo TG-186 ............................................................................................ 21
1.6.3 Heterogeneidades ............................................................................................ 22
1.7 Sistemas de Planejamento Computadorizado em Braquiterapia .............................. 24
1.7.1 Soluções das equações de Boltzmann baseados em grid (GBBS) ..................... 25
1.7.2 Método por Monte Carlo (MC) ........................................................................ 26
1.8 Dosímetros ............................................................................................................ 27
1.8.1 Dosimetria Termoluminescente ....................................................................... 28
1.8.2 Filmes Radiocrômicos ..................................................................................... 30
1.8.3 Câmaras de Ionização ...................................................................................... 32
2 OBJETIVOS ................................................................................................................ 34
2.1 Originalidade ......................................................................................................... 34
3 MATERIAIS E MÉTODOS ......................................................................................... 36
3.1 Objeto Simulador ................................................................................................... 36
3.1.1 Materiais utilizados no Objeto Simulador ........................................................ 39
3.1.2 Arranjos Experimentais ................................................................................... 40
3.2 Irradiações com Irídio-192 ..................................................................................... 41
3.3 Sistemas Dosimétricos Experimentais .................................................................... 42
3.3.1 Dosimetria Termoluminescente ....................................................................... 42
3.3.2 Filmes Radiocrômicos ..................................................................................... 47
3.3.3 Câmara de Ionização........................................................................................ 50
3.4 Simulações Monte Carlo ........................................................................................ 53
3.5 Sistema de Planejamento Computadorizado ........................................................... 55
3.5.1 Algoritmo Acuros ............................................................................................ 55
3.5.2 Parâmetros do Sistema de Planejamento e Imagens Tomográficas ................... 56
3.5.3 Comparações com o algoritmo TG-43 ............................................................. 58
3.6 Análises dos Dados ................................................................................................ 58
4 RESULTADOS E DISCUSSÕES ................................................................................ 59
4.1 Dosímetros Termoluminescentes ........................................................................... 59
4.1 Seleção dos dosímetros TLD-100 ....................................................................... 59
4.2 Linearidade de Resposta TL ................................................................................... 60
4.2 Filmes Radiocrômicos ........................................................................................... 61
4.2.1 Dose Absorvida em Água ................................................................................ 61
4.3 Câmara de Ionização .............................................................................................. 62
4.3.1 Estabilidade de Resposta.................................................................................. 62
4.4 Simulações Monte Carlo ........................................................................................ 63
4.4.1 Comparações com o protocolo TG-43 .............................................................. 63
4.5 Objeto Simulador ................................................................................................... 63
4.5.1 Dosímetros Experimentais ............................................................................... 63
4.5.2 Simulações de Monte Carlo ............................................................................. 66
4.5.3 Sistema de Planejamento Computadorizado – Acuros ...................................... 68
4.6 Comparações com o protocolo TG-43 .................................................................... 71
4.7 Considerações Gerais ............................................................................................. 72
4.7 Avaliação das incertezas ........................................................................................ 73
4.7.1 Experimental ................................................................................................... 73
4.7.2 Simulações Monte Carlo .................................................................................. 76
4.7.2 Sistema de Planejamento Computadorizado ..................................................... 77
5 CONCLUSÕES ............................................................................................................ 79
6 TRABALHOS FUTUROS ........................................................................................... 80
REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ............................................................................. 81
Lista de Tabelas
Tabela 1- Principais emissões e sua respectiva intensidade do irídio-192. ........................ 16
Tabela 2 - Descrição dos principais materiais TL utilizados, adaptados da referência72
. (1)
Nome popular, como designado pelos fabricantes. ........................................................... 30
Tabela 3: Configurações utilizadas no objeto simulador................................................... 41
Tabela 4: Diferenças percentuais calculadas entre o protocolo TG-43 e o algoritmo Acuros
para os três sistemas experimentais investigados neste trabalho. Os valores percentuais
indicam o desvio entre o TG-43 e Acuros. ....................................................................... 72
Tabela 5 - Análise das incertezas para o sistema experimental TLD. ................................ 74
Tabela 6 - Análise das incertezas para o sistema experimental com filmes radiocrômicos
EBT3............................................................................................................................... 75
Tabela 7 - Análise das incertezas para o sistema experimental câmara de ionização. ........ 76
Tabela 8 - Análise das incertezas para as simulações com o código PENELOPE 2011. Os
valores entre parênteses indicam as incertezas para as simulações com a câmara de
ionização A1SL. .............................................................................................................. 77
Tabela 9 - Análise das incertezas para o sistema de planejamento utilizando o algoritmo
Acuros. ............................................................................................................................ 78
Lista de Figuras
Figura 1 - Modelos de fontes de irídio-192. As dimensões estão em milímetros (adaptado
de Rasmussen et. al.)28
. .................................................................................................... 16
Figura 2 - Representação de um sistema afterloading para braquiterapia de alta taxa de
dose. ................................................................................................................................ 18
Figura 3 - Sistema de coordenadas cilíndricas utilizadas pelo protocolo TG-4336
. ............ 21
Figura 4 - Razão do coeficiente de atenuação de massa-energia de alguns tecidos do corpo
pela água (adaptada da referência39
). ............................................................................... 24
Figura 5: Desenho esquemático representando as camadas de um filme radiocrômico. .... 31
Figura 6 - Seção transversal de uma câmara de ionização tipo cilíndrica. ......................... 32
Figura 7 - Objeto Simulador desenvolvido para a verificação de heterogeneidades em
braquiterapia de alta taxa de dose. Acima: Secção transversal esquemática (os valores
numéricos possuem a unidade em cm). Abaixo: Imagem do objeto simulador durante os
experimentos. .................................................................................................................. 38
Figura 8 - Dispositivo para irradiações com a fonte de Cs-137. ........................................ 44
Figura 9 - Irradiações dos TLDs com a fonte de Co-60. ................................................... 46
Figura 10 - Arranjo experimental para as investigações nos filmes EBT3 com fontes de
irídio-192. ....................................................................................................................... 49
Figura 11 - Seção transversal da câmara A1SL (acima) com a fonte de irídio-192 utilizadas
nas simulações com heterogeneidade. .............................................................................. 54
Figura 12 - Aquisição das imagens tomográficas. Esquerda: Visão panorâmica do objeto
simulador. Direita: Detalhe do objeto simulador tomografado. ........................................ 57
Figura 13 - Histograma que relaciona o Chip Factor dos dosímetros TLD-100 selecionados
neste trabalho. ................................................................................................................. 59
Figura 14 - Curva de linearidade da resposta TL, normalizadas para 25 cGy. ................... 60
Figura 15 - Resposta da Densidade Óptica dos filmes radiocrômicos EBT3, irradiados em
uma fonte de irídio-192, em meio homogêneo. ................................................................ 61
Figura 16 - Linearidade da resposta da câmara A1SL. ..................................................... 62
Figura 17 - Resultados dos arranjos experimentais no objeto simulador, a) arranjos VBB,
VAA e VCC; b) arranjos BVV, AVV e CVV e c) arranjos BAC, CAB e VCA. Linhas
tracejadas representam a normalização para o arranjo de referencia (VVV). .................... 65
Figura 18 - Resultados das simulações PENELOPE/penEasy, a) arranjos VBB, VAA e
VCC; b) arranjos BVV, AVV e CVV e c) arranjos BAC, CAB e VCA. Linhas tracejadas
representam a normalização para o arranjo de referencia (VVV)...................................... 67
Figura 19 - Diferenças percentuais registradas pelo sistema de planejamento empregando o
algoritmo Acuros, a) arranjos VBB, VAA e VCC; b) arranjos BVV, AVV e CVV e c)
arranjos BAC, CAB e VCA. Linhas tracejadas representam a normalização para o arranjo
de referencia VVV. ......................................................................................................... 70
Figura 20 - Compilação dos resultados obtidos pelo objeto simulador e os sistemas
dosimétricos, incluindo as incertezas relativas. ................................................................ 71
12
1 INTRODUÇÃO
1.1 Câncer
O câncer é um termo genérico associado a um grupo com mais de 100 doenças que
se caracterizam pelo crescimento desordenado do número de células, que dependendo da
severidade, podem formar tumores malignos e espalhar-se para outros sítios do corpo.
Segundo dados do World Health Organization (WHO), em 2012, o câncer foi responsável
por 8,2 milhões de óbitos pelo mundo. Estima-se que 60% dos novos casos encontraram-se
nas regiões da Ásia, África, América Central e América do Sul. Estas regiões respondem
por aproximadamente 70% dos óbitos registrados1. No Brasil, as estimativas para o ano de
2014 e 2015 é que ocorrerão aproximadamente 576 mil novos casos (considerando o
câncer de pele não melanoma)2.
Como não há causas bem estabelecidas, a melhor maneira para tratar um câncer é o
diagnóstico precoce da doença. Uma vez detectado, o câncer poderá ser tratado de acordo
com a especificidade, estadiamento e tipo do câncer, bem como a finalidade: curativa ou
paliativa. As principais modalidades de tratamento são: cirurgia, terapias sistêmicas
(quimioterapia), hormônio-terapia e radioterapia3. Tais modalidades podem ser utilizadas
separadamente ou em conjunto e geralmente envolvem uma equipe multidisciplinar.
1.2 Radioterapia
O final do século XIX revelou importantes descobertas para a identificação e
conhecimento das radiações ionizantes. A descoberta dos raios-X pelo Prof. Wilhelm
Conrad Roentgen em 1895, seguido pelo Prof. Antonie Henri Becquerel com a descoberta
da radioatividade no ano de 1896 e a descoberta do elemento rádio pelo Prof. Pierre Curie
e Profa. Marie Curie em 1898. O próprio Prof. Pierre Curie observou que os raios emitidos
pelo elemento rádio provocaram queimaduras em seu antebraço após sucessivas
exposições3. Para fins terapêuticos, a fonte de rádio foi utilizada em 1903 para o tratamento
de dois pacientes com carcinoma facial de células basais3, 4
. Tais fatos marcam o inicio da
utilização das radiações ionizantes em medicina, conhecida como Radioterapia (Terapia
utilizando o elemento rádio).
13
Desde o inicio do século XX, a radioterapia evoluiu com a inserção de novas
tecnologias e maior abrangência para o tratamento de outros cânceres. Da radioterapia
provêm duas modalidades básicas para o tratamento do câncer: teleterapia e braquiterapia5.
A teleterapia é a modalidade onde a fonte emissora de radiação ionizante fica a uma
distância (0,8 - 1 metro) do paciente. As principais fontes emissoras utilizadas na
teleterapia são: fontes radioativas de Cobalto-60 ou Césio-137, raios-X (4 MV - 25 MV),
elétrons (4 MeV – 25 MeV), prótons (100 MeV/u.m.ai. – 250 MeV/u.m.a.), íons pesados
(290 MeV/u.m.a. – 400 MeV/u.m.a.)6 e nêutrons (por meio da técnica de captura nêutron-
bório, BNCT em inglês)7.
Alternativamente, braquiterapia é a técnica em que fontes emissoras de radiações
ionizantes são inseridas ou permanecem próximas (superfície) da região a ser tratada.
1.3 Braquiterapia
A braquiterapia foi uma das formas iniciais de tratamento na radioterapia,
utilizando elementos radioativos naturais, como o rádio. As fontes eram posicionadas
internamente ou na superfície do local a ser tratado3.
Atualmente, há variadas fontes radioativas para aplicação em braquiterapia, com
destaque para: isótopos emissores de raios-X ou raios iodo-125, irídio-192, paládio-196,
césio-131, césio-137 e cobalto-60), partículas (estrôncio/ítrio-90, fósforo-32, xenônio-
133, tungstênio/rênio-188 e rutênio/ródio-106) e nêutrons (Cf-252).
Algumas fontes radioativas foram publicadas como possíveis fontes adicionais para
a utilização em braquiterapia, tais como: Cobalto-578, Túlio-170
9 e Itérbio-169
10, mas até a
finalização deste trabalho não foram encontradas referências de utilização comercial destas
fontes. Nos últimos anos, fontes de raios-X (até 50 kV nominal) em tubos com dimensões
da ordem de milímetros foram desenvolvidos como alternativa para as fontes radioativas
convencionais11–13
.
Novas técnicas e modalidades impulsionaram a área de braquiterapia durante as
últimas décadas. A utilização dos recursos de imagem, como a tomografia
computadorizada, ultrassonografia e a ressonância magnética, contribuíram, por exemplo,
para desenvolver a braquiterapia tridimensional (3D)14–17
e consequentemente aplicações
guiadas por imagem18, 19
, utilização de sistemas robóticos20–22
e sistemas de fontes
i u.m.a: unidade de massa atômica.
14
radioativas que possuem maior proteção aos tecidos sadios, por meio da braquiterapia
direcional23, 24
.
Os procedimentos em braquiterapia podem ser classificados conforme as
características do tratamento específico e também das fontes radioativas aplicadas, dentre
as classificações convém destacar25, 26
:
a) Tipos de Implantes: intersticiais, intracavitários, intraoperatórios e aplicações
com placas;
b) Duração do tratamento: temporários e permanentes;
c) Carregamento (loading) da fonte radioativa: pré-carregamento (preloading) e
Pós-carregamento (afterloading);
d) Taxa de dose: baixa, média e alta taxa de dose.
Para os implantes intersticiais, as fontes radioativas são inseridas dentro do volume
alvo (região a ser tratada), através de aplicadores específicos. Implantes intracavitários
caracterizam-se por aplicações de fontes radioativas em cavidades do corpo, utilizada
principalmente em tumores ginecológicos. Quando a fonte é aplicada cirurgicamente
dentro ou próximo ao tumor, para procedimentos temporários, denomina-se implante
intraoperatório. Nas aplicações de fontes radioativas em forma de placas, estas são
alocadas diretamente no tecido ou na superfície a serem tratados. Tais placas têm a
vantagem de moldarem-se ao órgão onde se encontra a lesão, podendo ficar em contato
direto com o órgão ou volume alvo.
Com relação ao tempo em que a fonte radioativa fica em contato com o volume a
ser tratado, pode-se classificar a braquiterapia em duas categorias: temporários ou
permanentes. Os implantes temporários são realizados com a aplicação da fonte radioativa
durante intervalos de minutos ou horas, retirando-se a fonte após a aplicação. Os implantes
permanentes são realizados posicionando-se fontes radioativas (com materiais
biocompatíveis em seu invólucro) dentro do volume alvo, de modo que a fonte radioativa é
mantida dentro do paciente vitaliciamente. O tempo de permanência da fonte também
associa-se com a ordem de grandeza da atividade de cada radionuclídeo, assim para
implantes temporários, a atividade da fonte é maior do que aquelas utilizadas nos implantes
permanentes.
Para o pré-carregamento (preloading), as fontes radioativas estão localizadas nos
próprios aplicadores durante o implante. No pós-carregamento (afterloading) são
15
posicionados os aplicadores (manualmente ou por meio de aparelhos) e após esta
aplicação, as fontes e aplicadores são inseridos no volume alvo (carregadas).
As fontes radioativas são classificadas quanto à faixa de dose em baixa, média e
alta taxa de dose para intervalos de: 0,4 a 2 Gy/h; 2 a 12 Gy/h e > 12 Gy/h,
respectivamente26
.
1.4 Fontes de Irídio-192
As fontes de irídio-192 foram introduzidas para aplicação em braquiterapia no final
da década de 50, como alternativas para as fontes de rádio-226. A principal desvantagem
da utilização do elemento rádio-226 é a produção do gás radioativo radônio-222 como
produto de decaimento, que além de espalhar-se com facilidade para a atmosfera gera
outros subprodutos radioativos.
A meia-vida do irídio-192 equivale a 73,81 dias e é produzido por meio do
decaimento dos estados excitados da platina-192, via desintegração _ (95%) e captura
eletrônica do ósmio-192 (5%). Apesar de possuir modos de relaxamento nucleares
complexos, considera-se, em média, que 2,35 fótons são emitidos por desintegração, com
energias que variam de 9 keV até 1378 keV, com energia média de 355 keV. A partícula
beta é emitida com energia máxima de 675 keV e energia média de 180 keV. A produção
do irídio-192 é realizada pelo enriquecimento do irídio-191 (37% de abundância isotópica),
por meio da reação nuclear (n,)27
.
A Tabela 1 mostra os principais fótons emitidos pelo isótopo irídio-192, conforme
os dados utilizados pelo National Nuclear Data Center (NNDC) - Laboratório Nacional de
Brookhaven (BNL – Estados Unidos da América) 28
, baseados nos dados obtidos por
Baglin29
.
16
Tabela 1- Principais emissões e sua respectiva intensidade do irídio-192.
Energia (keV) Intensidade (%)
8,91 1,50
61,49 1,19
63,00 2,02
71,08 0,24
71,41 0,46
73,36 0,16
110,33 0,01
201,31 0,47
205,80 3,31
283,27 0,27
329,09 0,02
374,48 0,73
420,51 0,07
484,57 3,19
489,06 0,44
703,78 0,01
Em braquiterapia de alta taxa de dose, as fontes de irídio-192 possuem dimensões
milimétricas e são encapsuladas dentro de metais (cápsulas) onde uma das extremidades
solda-se com um cabo utilizado para o movimento da fonte. Os principais modelos
existentes destas fontes são mostrados pela Figura 1. Embora muito similares entre si, as
diferenças dentre as propriedades dosimétricas destas fontes devem ser bem avaliadas.
Figura 1 - Modelos de fontes de irídio-192. As dimensões estão em milímetros (adaptado
de Rasmussen et. al.)28
.
17
Em suas primeiras formas de aplicação, as fontes de irídio possuíam formatos
cilíndricos da ordem de milímetros, geralmente conhecidas como sementes30
. Como
alternativa para as fontes de rádio-226 e ouro-198, as fontes de irídio-192 decaem com
menor intensidade, quando comparadas aos radionuclídeos citados anteriormente, portanto
são satisfatoriamente recomendadas para implantes permanentes30, 31
. Para os implantes
permanentes, as fontes de irídio-192 possuem baixa taxa de dose (Low Dose-Rate – LDR).
Embora útil para muitos casos, sua aplicação ainda é limitada para outros sítios
anatômicos.
Como a taxa de dose de uma fonte está relacionada proporcionalmente com a
atividade da mesma, fontes com atividades maiores são capazes de fornecer alta taxa de
dose. Porém, a manipulação e a exposição das fontes de alta taxa de dose demandam
condições de blindagens especiais, para que a exposição aos trabalhadores e ao público
geral seja reduzida.
1.4 Braquiterapia de Alta Taxa de Dose Pós-carregamento (Afterloading)
A criação de um sistema eletromecânico que abriga a fonte radioativa de modo
seguro quando não utilizada e a libera somente durante a realização do tratamento foi a
estratégia utilizada para a aplicação das fontes de alta taxa de dose em braquiterapia,
sistema este conhecido como afterloading32
. As salas onde estes sistemas estão localizados
possuem blindagens especiais para evitar exposição desnecessária aos trabalhadores e ao
público durante os tratamentos de braquiterapia com alta taxa de dose33
.
A Figura 2 ilustra um sistema de afterloading utilizado em braquiterapia de alta
taxa de dose. Em suma, este equipamento possui uma fonte de irídio-192 (ou radionuclídeo
equivalente para a prática de braquiterapia para alta taxa de dose) soldada a um cabo, que
se move mecanicamente (atualmente em posicionamentos com incrementos menores do
que milímetros) até o ponto desejado, permanecendo neste mesmo ponto o tempo
necessário para administrar a dose planejada. Como citado anteriormente, tais sistemas
possuem blindagens internas que reduzem a exposição das fontes de irídio-192 ao
ambiente.
Atualmente, os sistemas afterloading são acionados por computadores e demais
controladores, alguns são aptos para múltiplas fontes (exemplo, irídio-192 e cobalto-60).
Em sua maioria, estes sistemas possuem posições para múltiplos cateteres, que podem ser
18
utilizados simultaneamente, de acordo com o plano de tratamento, porém com uma fonte
única para o conjunto.
Figura 2 - Representação de um sistema afterloading para braquiterapia de alta taxa de
doseii.
1.5 Aspectos dosimétricos em Braquiterapia
Após descoberta da radioatividade e a sucessiva aplicação das radiações ionizantes
para o tratamento de pacientes houve questionamentos sobre qual é a quantidade necessária
para o tratamento de determinadas doenças. No início, as estimativas de dose em pacientes
submetidos aos tratamentos utilizando fontes radioativas naturais, como o rádio-226, eram
baseados no limiar dose-eritema (Threshold Erythema Dose- TED), a quantidade de
exposição necessária da fonte radioativa para produzir efeitos de eritema cutâneo34
.
Com o advento dos primeiros sistemas dosimétricos foi possível estabelecer
quantidades físicas associadas aos tratamentos e os respectivos efeitos biológicos. Porém,
os procedimentos e metodologias para cada tratamento eram limitados a grupos de
pesquisas pioneiros em braquiterapia. Nota-se que em alguns casos, os valores e as
constantes necessárias para os cálculos de dose poderiam diferir entre si por um fator 2,
afetando diretamente os resultados do tratamento e possíveis comparações com outros
grupos34
.
ii Imagem obtida por comunicação pessoal – Elekta AB (publ).
19
Paralelamente, os planejamentos para o tratamento eram realizados por meio de
sistemas manuais de cálculo, para implantes planares ou volumétricos. Os principais
sistemas dosimétricos desenvolvidos foram: Quimby, Memorial e Paterson-Parker25
.
As primeiras fontes radioativas utilizadas em braquiterapia possuíam formatos cilíndricos
(tubos ou agulhas) com tamanhos e intensidades diferentes. Geralmente compostas por
rádio-226, estas fontes foram desenvolvidas para proporcionar uma distribuição de
atividade linear ao longo do cilindro. Os cálculos de dose com estas agulhas eram
realizados manualmente, considerando a intensidade do radionuclídeo, quantidade de
material radioativo e o tempo de posicionamento de cada fonte radioativa no volume a ser
tratado25, 34
.
Inicialmente, a grandeza física utilizada para mensurar a quantidade de dose a ser
administrada aos pacientes era a exposição ou taxa de exposição35
. Nota-se que para
tratamentos intracavitários, a quantidade massa radio-equivalente era aplicada, para
calcular a massa equivalente do rádio-226 correspondente a do radionuclídeo a ser
utilizado23
. Tais grandezas foram utilizadas como padrões para calibrações das novas
fontes aplicadas em braquiterapia.
Apesar do avanço gradual das técnicas em braquiterapia, sistemas de determinação
de dose mais acurados eram necessários para cálculos dosimétricos mais realistas. As
principais limitações estavam relacionadas com a dificuldade de mensuração da dose
absorvida por fontes de braquiterapia, geralmente associada às limitações dos sistemas
dosimétricos e aos algoritmos de cálculo de dose baseados em ferramentas manuais, tais
como nomogramas e tabelas, pois ainda não havia disponibilidade de ferramentas
tecnológicas (computadores), naturalmente inviabilizando sistemas de cálculos mais
complexos para um contexto clínico.
1.6 Cálculos dosimétricos em braquiterapia
1.6.1 Protocolo TG-43
Os adventos de métodos dosimétricos mais robustos e acurados permitiram que os
cálculos de dose para braquiterapia fossem realizados em condições mais próximas a
prática. Dada a não uniformidade e acurácia dos planejamentos de dose em braquiterapia, a
Associação Americana de Físicos em Medicina (American Association of Physicists in
20
Medicine - AAPM) publicou um protocolo com as recomendações para o cálculo de dose
em fontes de braquiterapia para aplicações intersticiais36, 37
. Apesar de este protocolo ser
dedicado a fontes com baixa taxa de dose, ele também é largamente utilizado para fontes
de alta taxa de dose.
Este protocolo é popularmente conhecido como TG-43 (AAPM Task Group – No.
43) e descreve a taxa de dose absorvida em um volume próximo a fonte a ser analisada,
conforme a seguinte equação:
(1)
onde é a taxa de dose em função da distância e ângulo do centro da fonte; Sk é a
intensidade kerma-ar; é a constante de taxa de dose; representa a função de
geometria; é a função radial de dose e quantifica a anisotropia ao redor da
fonte.
A intensidade kerma-ar (SK) é obtida por meio de câmaras de ionização calibradas
em laboratórios dosimétricos, para cada tipo de fonte utilizada. A constante de taxa de dose
expressa a razão da taxa de dose absorvida no ponto de referência (ro = 1 cm e o = 90º)
com a intensidade kerma-ar. A função de geometria representa a função para uma fonte
linear. O decréscimo da dose com o aumento da distância em relação ao centro da fonte,
devido aos espalhamentos de fótons e atenuações, é quantificado pela função de dose
radial. A anisotropia polar das fontes é estimada pela função de anisotropia37–39
.
Estes cálculos são utilizados para uma fonte posicionada no centro de uma esfera com
água. O subscrito L inserido na função de geometria e função de dose radial denota a
aproximação linear (2D) de uma fonte cilíndrica. Os três últimos termos da equação 1
renderão valores adimensionais38
.
As coordenadas utilizadas para esta equação estão representadas na Figura 3.
,
,
,, rFrg
rG
rGSrD L
ooL
LK
,rD
,rGL
rgL ,rF
21
Figura 3 - Sistema de coordenadas cilíndricas utilizadas pelo protocolo TG-4336
.
O protocolo TG-43 apresentou mais uniformidade e rastreabilidade para os cálculos
de dose, quando comparados com as recomendações de anteriores. Algumas limitações
ainda permanecem para representar melhor a prática clínica, dentre as quais, destacam-se:
a taxa de dose descrita pelo TG-43 considera o espalhamento das radiações
ionizantes em um meio homogeneo, composto por um volume “infinito” de água,
assim as heterogeneidades dos tecidos e as dimensões e formatos de cada paciente
são desconsideradas;
os efeitos das atenuações entre múltiplas fontes também não são considerados,
avaliando-se somente a sobreposição das doses absorvidas;
os aplicadores e demais acessórios não são considerados, porém alterações nas
distribuições de dose ocorrem no meio analisado devido à presença destes
materiais.
1.6.2 Protocolo TG-186
Na tentativa de tornar os cálculos de dose em braquiterapia mais realisticos,
formalismos foram desenvolvidos para preencher algumas lacunas relacionadas à incerteza
22
na determinação dos valores de dose para cada situação. Considerando as limitações
apresentadas no TG-43, um grupo de trabalho foi desenvolvido pela AAPM, em conjunto
com a Sociedade Americana de Braquiterapia (American Brachytherapy Society - ABS),
Group Australiano de Braquiterapia (Australasian Brachytherapy Group – ABG) e Grupo
Europeu de Braquiterapia (Groupe Européen de Curiethérapie-GEC) da Sociedade
Europeia para Radioterapia e Oncologia (ESTRO) para uniformizar a prática de cálculos
de dose em braquiterapia utilizando algoritmos de cálculo de dose baseados em modelos
(model-based dose calculation algorithms – MBDCAs)40
.
Além de descrever os principais fundamentos e modelos utilizados no cálculo de
dose, o TG-186 cita as principais etapas para a transição do TG-43 para o TG-186 e relata
os requisitos para o comissionamento de tais sistemas, informações e os procedimentos de
imagem dos pacientes40
.
Os algoritmos baseados em modelos (MBDCA) têm por caracteristica calcular a
distribuição de dose volumétrica utilizando as informações geométricas do paciente,
considerando a composição (por aproximações) dos tecidos nas regiões onde o tratamento
será realizado. Dos algoritmos existentes, três destacam-se para aplicações em
braquiterapia: Método por convolução/superposição de cone colapsado (Collapsed-cone
superposition/convolution method)40,41
, Monte Carlo (MC) e Soluções das equações de
Boltzmann baseados em grid (Grid-Based Boltzmann Equation Solver – GBBES ou
GBBS).
O protocolo TG-186 recomenda que a dose absorvida em um volume seja reportada
como: dose calculada e transportada conforme a composição de cada voxel (meio) - (Dm,m).
Desta forma, todas as informações relacionadas a composição e contornos são analisadas e
calculadas pelos algoritmos baseados em modelos (MBDCA). Outras formas de
representação da dose absorvida são possíveis, como exemplo, a dose calculada em água e
transportada no meio (Dw,m) e a dose calculada em água e transportada em água (Dw,w) –
TG-43, porém não são recomendadas pelo protocolo40
1.6.3 Heterogeneidades
A descrição detalhada e acurada do transporte das radiações ionizantes na matéria é
ainda motivo de debate na comunidade científica43
. O avanço dos modelos e algoritmos
para os cálculos de dose absorvida permitiu planejar distribuições de dose com maior
23
acurácia, entretanto, em algumas situações diferenças elevadas (ordem de 40%)44
podem
ser obtidas.
Para fins terapêuticos, utilizar a água como meio simulador mais próximo ao do
tecido humano é válida, pois cerca de 70% dos elementos do corpo humano é constituído
por água. Naturalmente, os protocolos dosimétricos em radioterapia foram baseados em
distribuições em meio aquoso, em condições técnicas que não consideram a geometria
antropomórfica36, 37, 45
.
Em radioterapia, as interações predominantes dos fótons com a matéria são por
meio dos espalhamentos Compton e fotoelétrico40
. As interações são dependentes
principalmente da energia incidente dos fótons e da composição (densidade e número
atômico) do meio. Para exemplificar, a Figura 4 mostra a razão do coeficiente de atenuação
de massa-energia em água para cada tecido humano avaliado, variações em um fator 7
(osso trabecular) podem ser encontrados, principalmente para regiões de menores energias
(≤ 100 keV).
Estes coeficientes são utilizados para o cálculo de dose absorvida em muitos
algoritmos. Desta forma, o cálculo de dose absorvida em regiões com a presença de
diversos meios, com composições distintas, podem possuir incertezas elevadas caso
algoritmos baseados em meios homogeneos, como a água, sejam utilizados.
Embora estes fenômenos sejam menos pronunciados para as energias emitidas pelo
radionuclídeo irídio-192 (355 keV), a energia depositada no meio possui uma contribuição
significante devido aos espalhamentos secundários, assim os fótons de baixa energia
resultante destes espalhamentos devem ser considerados para os cálculos de dose
absorvida.
Em algumas situações clínicas envolvendo fontes de irídio-192, diferenças de até
15% são encontradas comparando a dose absorvida por meio dos algoritmos Dw,w-TG-43 e
Dm,m, respectivamente46
. Em tratamentos de câncer de mama com irídio-192,
Lymperopoulou et al. mensuraram que as doses absorvidas no pulmão são 10% maiores
quando o algoritmo Dw,w-TG-43 é utilizado47
.
24
Figura 4 - Razão do coeficiente de atenuação de massa-energia de alguns tecidos do corpo
pela água (adaptada da referência39
).
1.7 Sistemas de Planejamento Computadorizado em Braquiterapia
Os sistemas de planejamento computadorizados, ou simplesmente sistemas de
planejamento, são equipamentos que dentre outras coisas calculam os parâmetros
necessários para que o tratamento seja realizado, conforme a prescrição médica.
Basicamente, o sistema de planejamento adquire a imagem anatômica interna dos pacientes
(utilizando imagens de raios-X, Tomografia Computadorizada ou Ressonância Magnética).
Após a aquisição, as estruturas internas de interesse radioterápico são delineadas (para
procedimentos tridimensionais – 3D) ou estimadas (casos convencionais),
consequentemente as configurações de tratamento possíveis são planejadas e
contabilizadas pelo sistema de planejamento. Em braquiterapia de alta taxa de dose, os
sistemas de planejamento informam o intervalo de tempo que a fonte deverá permanecer
em uma determinada posição. Na maioria dos casos, múltiplas posições são requeridas para
atingir satisfatoriamente os objetivos do tratamento.
25
Excetuando as características individuais de cada sistema de planejamento, os
algoritmos implementados para cálculos em braquiterapia são baseados no protocolo TG-
43 ou nos métodos de cálculos com correções para heterogeneidade, algoritmos baseados
em modelos citados anteriormente. A seguir, uma breve descrição sobre as Soluções das
equações de Boltzmann baseados em grid e Métodos por Monte Carlo. Tais sistemas são
utilizados por softwares comerciais (GBBS) ou desenvolvidos por diversos grupos de
pesquisa (MC).
1.7.1 Soluções das equações de Boltzmann baseados em grid (GBBS)
Neste algoritmo, as equações integrais de transporte linear de Boltzmann (Linear
Boltzmann Transport Equation – LBTE) são resolvidas iterativamente utilizando as
discretizações das variáveis de espaço-fase: energia – via multigrupos, espaço –
aproximações por elementos finitos ou diferenças finitas, ângulo – método das ordenadas
discretas; porém outros métodos podem ser utilizados35, 40, 48–50
. Aplicações para estas
equações envolvem o transporte de partículas carregadas, neutras e emissões associadas a
fótons-elétrons simultaneamente.
O algoritmo GBBS faz a discretização do volume avaliado em uma rede (grid, em
inglês) de volumes menores (voxels). Isto permite que cada voxel possa ser assinalado com
uma densidade, procedimento este realizado por meio da aquisição apropriada das imagens
tomográficas. Finalmente, o kermaiii
em água é a quantidade utilizada pelo algoritmo para
fornecer a distribuição dosimétrica no plano avaliado, considerando o transporte das
radiações com presença de heterogeneidades39, 50
.
Atualmente, o algoritmo GBBS é disponível em teleterapia e braquiterapia
(somente para as fontes de irídio-192 – HDR), e distribuído pela empresa Varian Medical
Systems com o nome AcurosTM
, implementados em um sistema de planejamento comercial
denominado BrachyVisionTM
. As incertezas dos cálculos realizados pelo algoritmo GBBS
estão relacionados com o grau de refinamento das discretizações angulares, energia e
espaço. Os dados obtidos com a biblioteca de aplicadores e demais acessórios podem
introduzir incertezas adicionais.
Uma das principais vantagens deste algoritmo é a rapidez para o cálculo de dose em
um contexto clínico. Um dos motivos é que este algoritmo assume que os elétrons são
iii Acrônimo para Kinetic Energy Released per unit Mass.
26
absorvidos localmente, ou seja, ele não realiza o transporte de elétrons secundários (até o
momento), devido à complexidade e o tempo consumido para realizar o transporte destas
partículas. As respostas fornecidas pelo algoritmo são em termos de kerma em água, que
para as energias dos fótons de irídio-192 são próximas a dose absorvida, porém em regiões
limitadas a interfaces onde a aproximação kerma e dose não são satisfatórias, podem sofrer
maiores discrepâncias nos cálculos39, 51
.
1.7.2 Método por Monte Carlo (MC)
Frequentemente utilizado para simulações de transporte de partículas, os métodos
por Monte Carlo simulam eventos de características estocásticas (como o transporte de
radiação ionizante) para estimar a quantidade estudada. Em simulações envolvendo o
transporte das radiações ionizantes, os métodos por Monte Carlo resolvem as equações de
transporte simulando a passagem da radiação ionizante em um determinado meio e as suas
respectivas probabilidades de interação e gerações de partículas (fótons) secundárias35, 52
.
Simulações por Monte Carlo são essenciais para diversos problemas em transportes de
radiações ionizantes, onde em muitos casos outras estimativas ou mensurações são
impraticáveis.
O número de eventos simulados por Monte Carlo é diretamente proporcional a
resultados com menor incerteza, assim a simulação de situações complexas, como a
distribuição de dose absorvida em um paciente, torna-se longa (em um contexto clínico),
mesmo com sistemas computacionais otimizados para um alto processamento de dados35,
39, 51. Para reduzir o tempo necessário para realizar as simulações, aproximações são
introduzidas aos códigos para tornar viável o uso deste algoritmo em sistemas de
planejamento53–55
.
Códigos computacionais baseados em Monte Carlo foram desenvolvidos para o
estudo do transporte da radiação ionizante e os mais utilizados atualmente são:
PENELOPE52
, MCNP656
, EGSnrc57
, GEANT458
, FLUKA59
, dentre outros. Tais códigos
são aplicados para simulações de problemas em radioterapia, bem como suas respectivas
distribuições.
Por princípio, os códigos de Monte Carlo são capazes de simular qualquer
geometria e calcular a dose absorvida em qualquer região dentro de um volume,
consequentemente, vários materiais podem ser simulados (incluindo composições do
tecido humano). Isso permite cálculos de dose mais realistas e acurados, inclusive com o
27
transporte para meios heterogêneos. Entretanto, as limitações técnicas e o tempo diminuto
para realizar os planejamentos, torna promissor o uso dos sistemas de Monte Carlo na
prática clínica 39, 40
.
Apesar das limitações inerentes aos sistemas de planejamento, os métodos de
Monte Carlo são vastamente utilizados em radioterapia, como por exemplo: em fatores de
correções dosimétricos, dosimetria das fontes de braquiterapia, análise de aplicadores,
acessórios e blindagens em salas de tratamento com radiações ionizantes, corroborar
experimentos, quantificar efeitos de geometria e regiões onde as condições de equilíbrio
eletrônico não são satisfatórias, dentre outras aplicações60–66
.
1.8 Dosímetros
A obtenção de quantidades acuradas e precisas, para a determinação da dose
absorvida, está intrinsicamente associada aos instrumentos utilizados em suas
mensurações. Desde o início da utilização das radiações ionizantes em medicina, os
dosímetros estiveram presentes para determinar ou relacionar grandezas físicas
mensuráveis com a dose correspondente ao meio analisado.
A evolução das técnicas em radioterapia trouxe a necessidade para o
desenvolvimento de instrumentos mais confiáveis (em termos metrológicos) e capazes de
fornecerem as suas respectivas respostas com o menor nível de incerteza possível, uma vez
que tais valores são utilizados para o planejamento do tratamento mais eficiente para o
paciente, bem como, estimar as possíveis complicações decorrentes que possam ocorrer
após a administração da radioterapia.
Dada a variedade e especificidade das modalidades utilizadas em radioterapia, obter
um único sistema dosimétrico capaz de fornecer as quantidades dosimétricas desejadas
torna-se uma tarefa inviável atualmente. Comumente, os dosímetros podem possuir
limitações técnicas causadas por fatores externos que impedem a utilização universal no
âmbito das mensurações em física das radiações ionizantes, algumas limitações podem ser
enumeradas como: dependência energética, dependência geométrica, volumes inadequados
para gerar o equilíbrio de partículas carregadas (essencial para alguns modelos
dosimétricos), características técnicas que limitam a utilização para uma determinada
qualidade de radiação ionizante, dentre outras25, 67, 68
.
28
Considerando os diversos métodos dosimétricos, este trabalho irá apresentar os
sistemas mais relevantes para este projeto e uma breve descrição será fornecida com a
literatura correspondente nos itens subsequentes.
1.8.1 Dosimetria Termoluminescente
A termoluminescência é o fenômeno que ocorre em certos materiais, tipicamente
em isolantes e semicondutores, que caracteriza a emissão de luz do próprio material
previamente excitado. Com a irradiação do material termoluminescente (TL), estados
metaestáveis são criados na estrutura do material, tais estados retornam aos níveis
fundamentais com o aumento da temperatura do material, e consequentemente a liberação
ou emissão de energia dos estados metaestáveis ocorre em forma de luz (relaxação) 69–72
.
A luz emitida pelo material TL é proporcional à energia absorvida por ele, assim a
aplicação da técnica termoluminescente em dosimetria das radiações ionizantes é
justificada. Diversos materiais exibem o fenômeno da termoluminescência, alguns deles
são listados na Tabela 273
, incluindo as regiões de linearidade da resposta TL e saturação,
ambos em termos de dose. Esta tabela também quantifica como a resposta TL de um
determinado material apresenta variações quando duas energias distintas são utilizadas.
Este fenômeno é conhecido também como dependência energética e está associado a
fenômenos intrínsecos de cada material66
.
Um dos materiais mais utilizados e investigados pela literatura é o Fluoreto de Lítio
dopado com Magnésio e Titânio (LiF:Mg,Ti ou TLD-100)74
. Os materiais dopantes
presentes no TLD-100 são utilizados para aumentar a sensibilidade do dosímetro e
intensificar a criação de estados metaestáveis, a proporção relatada na literatura é de 180
ppm e 10 ppm de Mg2+
e Ti4++
, respectivamente73, 74
. Diversas formas e tamanhos podem
ser obtidos com o TLD-100, frequentemente os TLD-100 estão disponíveis na forma de
pó, moldando-se ao recipiente desejado.
Por ser um dosímetro relativo, os dosímetros TL requerem calibrações em feixes de
radiação ionizante com valores de dose conhecidos. Assim é possível estimar a dose
absorvida no material comparando-a com os valores obtidos durante a calibração em feixes
de referência38
. Como os dosímetros TL podem ser reutilizados, eles são submetidos ao
tratamento térmico (pós-leitura), para garantir eliminação das respostas residuais de
irradiações prévias.
29
Etapa fundamental para a técnica TL, os tratamentos térmicos são responsáveis
diretamente pela sensibilidade e reprodutibilidade das respostas do material. Para o TLD-
100, dois arranjos de tratamento térmico são utilizados, conhecidos com tratamento à alta
temperatura e à baixa temperatura, respectivamente38, 75
. Resumidamente, o tratamento
térmico a alta temperatura permite a relaxação dos estados metaestáveis de maiores
temperaturas e restauram a sensibilidade natural dos materiais TL. A redução do fading
(perda espontânea dos estados metaestáveis mesmo sem o aquecimento externo) e a
redução da contribuição dos picos de menores temperaturas são realizadas pelo tratamento
térmico de baixa temperatura73
.
Os valores de temperatura e o período utilizado para cada tratamento variam de
acordo com a metodologia empregada por cada grupo de pesquisa. Em geral, as
temperaturas mais utilizadas para o TLD-100 são 400 oC por 1 hora e 100
oC por 2 horas
ou 80 oC por 24 horas, para os tratamentos de alta e baixa temperaturas, respectivamente
73.
A acurácia da técnica TL está estritamente vinculada ao conhecimento dos
parâmetros que podem contribuir para o aumento da incerteza em suas respectivas
respostas. Desta forma, a análise das dependências e de outros fenômenos que podem
alterar a resposta é uma etapa essencial em qualquer estudo com materiais TL.
A utilização dos TLD-100 em braquiterapia perfaz uma das grandes aplicações da
técnica de termoluminescência em radioterapia. Dada a facilidade para o manuseio e os
volumes reduzidos (ordem de mm3), estes dosímetros mostram-se convenientes para
aplicações em fontes de braquiterapia, que possuem tamanhos diminutos e um rápido
decréscimo da dose com o aumento da distância34, 36, 37
. Maiores detalhes podem ser
encontrados em uma recente revisão que aborda as aplicações dos dosímetros TL, TLD-
100, em braquiterapia e é fornecida por DeWerd et. al76
.
30
Tabela 2 - Descrição dos principais materiais TL utilizados, adaptados da referência72
. (1)
Nome popular, como designado pelos fabricantes.
Material TL Nome
Comercial (1)
Zeff
Região linear
de dose (Gy)
Saturação
(Gy)
Resposta energética
(30 keV/60
Co)
LiF:Mg,Ti
TLD-100 8,2 5.10-6
– 1 ~ 105 1,3
LiF:Mg,Cu,P GR-200 8,2 3.10-6
– 10 ~ 10 anômalo
CaF2:Mn TLD-400 16,3 10-5
– 10 ~ 2.102 ~ 13
CaF2:Dy TLD-200 16,3 10-5
– 10 ~ 5.102 ~ 13
CaF2:Tm TLD-300 16,3 1 – 10 ~ 10 ~ 13
Al2O3:C TLD-500 10,2 10-6 - 10
2 ~ 50 ~ 2,8
Al2O3:Mg,Y D-2/D-3 10,2 10-3 - 10
4 ~ 10
4 ~ 2,8
CaSO4:Dy TLD-900 15,5 10-6
– 10 ~ 105 10 - 12
CaSO4:Tm - 15,5 10-6
– 30 ~ 102 10 - 12
Li2B4O7:Mn TLD-800 7,4 10-4 – 3 ~ 10
4 ~ 0,9
Li2B4O7:Cu - 7,4 10-4 – 3 ~ 10
3 ~ 0,8
MgB4O7:Dy - 8,4 10-5 – 1 ~ 10 ~ 1.5
BeO - 7,1 10-4
– 0,5 ~ 102 ~ 1,4
MgO - 10,0 10-4 - 10
4 ~ 10
4 -
1.8.2 Filmes Radiocrômicos
Os filmes radiocrômicos são relativamente recentes em aplicações para a dosimetria
em radioterapia. Desenvolvidos em meados de 1980, os filmes radiocrômicos alteram a sua
coloração quando irradiados (radiação ionizante ou ultravioleta), sem a necessidade de
revelação, desenvolvimento térmico ou óptico77–79
. As principais vantagens dos filmes
radiocrômicos são: dosimetria bidimensional (2D), espessura típica de um filme
radiográfico (≤ mm), robustez, pouca sensibilidade à luz visível e registro permanente dos
perfis de dose79
.
Além da imagem (qualitativa), informações quantitativas de dose são extraídas
quando os filmes radiocrômicos são processados. Geralmente, o método utilizado para a
leitura destes filmes é o por transmissão, ou seja, a quantidade de dose recebida pelo filme
é proporcional ao seu escurecimento, portanto, a dose absorvida é mensurada
quantificando o grau de transmitância ocasionado pelo filme exposto. Comumente
compostos por camadas únicas ou duplas, os filmes radiocrômicos possuem em sua
31
composição ativa materiais orgânicos radiosensíveis, também são cobertos com películas
protetoras, para aumentar a proteção à camada ativa.
Desde a utilização dos filmes radiocrômicos para dosimetria das radiações
ionizantes, muitos filmes foram desenvolvidos. As principais mudanças ocorreram para
ajustar adequadamente a combinação dos elementos presentes nos filmes, sendo que tais
composições afetam diretamente na utilização técnica destes filmes (manuseio), redução
nas interferências ópticas (anéis de Newton), sensibilidade reduzida e respostas lineares
para o espectro analisado79, 80
. A Figura 5 mostra a representação de uma secção
transversal de um filme radiocrômico, modelo EBT3, amplamente utilizado pela
comunidade científica.
Investigações em braquiterapia de alta taxa de dose envolvendo a utilização de
filmes radiocrômico são recentes81–85
. As aplicações variam das aplicações dos filmes
radiocrômicos para a utilização dos controles de qualidade em braquiterapia e a utilização
dos filmes para a verificação do posicionamento da fonte de irídio-192, durante as trocas
de fontes nos aparelhos.
Similares aos dosímetros TL, os filmes radiocrômicos devem ser calibrados com os
feixes de referência para respostas em quantidades de interesse dosimétrico, porém estes
filmes devem ser calibrados por lote, já que as respostas de filme para filme podem sofrer
alterações entre lotes diferentes79
. Os fatores principais que podem aumentar a incerteza
das respostas nos filmes radiocrômicos são a dependência energética, processamento do
filme (métodos de análise da resposta dos filmes – scanner ou densitômetro), composição
diferentes dos valores nominais, dentre outros.
Figura 5: Desenho esquemático representando as camadas de um filme radiocrômico.
32
1.8.3 Câmaras de Ionização
As câmaras de ionização são os dosímetros mais utilizados em radioterapia. Elas
fornecem respostas precisas para diversos tipos de feixes radioativos, disponíveis em
vários volumes e podem ser utilizadas como instrumentos de calibração primária em
laboratórios de padrões metrológicos.
Com um grande histórico de aplicações em dosimetria das radiações ionizantes, as
câmaras de ionização evoluíram para dispositivos cada vez mais sofisticados e sua
utilização são mandatórias em teleterapia e braquiterapia13, 26, 45, 67, 86–90
. Basicamente, a
câmara de ionização é composta por um eletrodo central, isolantes (anéis de guarda) e uma
cápsula (parede ou janela dependendo da configuração da câmara)67
. A Figura 6 esboça um
arranjo básico de uma câmara de ionização, as dimensões e formatos variam conforme o
modelo e fabricante. A radiação ioniza o ar dentro do volume ativo da câmara, as
partículas carregadas decorrentes da interação são coletadas pela cápsula ou eletrodo, por
meio do campo elétrico gerado pela diferença de potencial entre o eletrodo e a cápsula; as
cargas coletadas são então quantificadas por um eletrômetro. A quantidade de carga
gerada é proporcional à dose absorvida67
. Embora não comuns em muitas clínicas, câmaras
de ionização preenchidas com líquido são disponíveis, estas câmaras são geralmente
aplicadas em dosimetria para campos pequenos, onde o volume dos dosímetros e os efeitos
de irradiação parcial do volume da câmara são reduzidos91, 92
.
Os tipos mais comuns de câmaras de ionização utilizadas em radioterapia são:
cilíndricas, placas paralelas e câmaras de ionização tipo poço26, 67
. Em braquiterapia, a
câmara poço (Well Chambers) é a mais utilizada para mensurar a intensidade kerma-ar das
fontes de irídio e fontes de baixa taxa de dose93–95
.
Figura 6 - Seção transversal de uma câmara de ionização tipo cilíndrica.
33
Excetuando-se as câmaras de ionização tipo poço, os demais tipos de câmaras são
pouco explorados em braquiterapia para mensurações dosimétricas. O tamanho diminuto
das fontes aplicadas em braquiterapia pode acarretar dificuldades como: a irradiação
parcial da câmara e a baixa intensidade da resposta quando comparadas com as ordens de
grandeza em teleterapia, deste modo, o uso destes modelos de câmara deve ser feito com
cautela.
Não obstante, câmaras de ionização cilíndricas foram investigadas por alguns
grupos em braquiterapia de alta taxa de dose, principalmente para fontes de irídio-19290, 96–
100. Assim, as aplicações concentram-se em medidas da taxa de dose em água, conforme
parâmetros do TG-43, e de intensidade de kerma-ar, a metodologia, modelo e análise da
resposta fornecida por cada câmara variam de acordo com o estudo.
34
2 OBJETIVOS
Este projeto propõe uma aplicação de métodos dosimétricos experimentais para
avaliar os efeitos de heterogeneidade em algoritmos utilizados nos sistemas de
planejamento computadorizados em braquiterapia de alta de dose com fontes de irídio-192.
Os métodos dosimétricos experimentais estudados neste projeto são comparados com
simulações numéricas por Monte Carlo e com um sistema de planejamento comercial,
capaz de calcular a dose absorvida por meio de um algoritmo que considera as
heterogeneidades, no meio analisado.
Adicionalmente, este trabalho sugere uma metodologia de aplicação do sistema
experimental desenvolvido para análise de sistemas de planejamentos computadorizados
em braquiterapia, com correção para heterogeneidades, a serem desenvolvidos ou
implementados em um contexto clínico.
2.1 Originalidade
A originalidade deste projeto é a contribuição para o desenvolvimento de um
sistema dosimétrico experimental, que avaliará as interferências de materiais heterogêneos
nas medidas de braquiterapia em alta taxa de dose, utilizando fontes de irídio-192.
Visto que a incorporação de algoritmos aptos para o cálculo da dose absorvida em
braquiterapia com alta taxa de dose com a presença de heterogeneidade é recente e existe a
complexidade de obter respostas dosimétricas em meios heterogêneos, este trabalho propõe
o desenvolvimento de uma metodologia para a avaliação dos efeitos da heterogeneidade
com o uso de dosímetros experimentais. Via de regra, os algoritmos empregados para o
cálculo de heterogeneidades são comparados com simulações numéricas (Monte Carlo),
entretanto a utilização de meios experimentais fornecem as respostas dos fenômenos
físicos que ocorrem em uma determinada situação, uma vez que as simulações numéricas
utilizam aproximações para a avaliação da dose nos sistemas avaliados. A
complementariedade entre modelos teóricos e experimentais torna-se mandatória para a
redução na incerteza dos tratamentos em braquiterapia.
Referências na literatura delimitadas a este tema são esparsas no âmbito da
braquiterapia, limitando-se a casos clínicos específicos, para a validação de algoritmos de
cálculo de dose com capacidade para considerar meios heterogêneos.
35
O sistema dosimétrico experimental apresentado neste trabalho baseia-se em
configurações simples, inéditas quando considerados a utilização de materiais
heterogêneos, apta para o desenvolvimento em clínicas e hospitais, porém mantendo o
rigor científico e técnico necessário para a redução das incertezas nos processos estudados.
Devido à diversidade dos tratamentos e acessórios em braquiterapia com alta taxa de dose,
este projeto propõe o uso de um sistema experimental comum, onde as possíveis incertezas
adicionais a cada tipo de tratamento poderiam ser inseridas.
A inserção de métodos experimentais permite a comparação independente dentre os
algoritmos e os respectivos sistemas de planejamento existentes. Além de favorecer a
cultura da acurácia e precisão nos cálculos em radioterapia, estas comparações tendem ao
aperfeiçoamento mútuo do sistema dosimétrico experimental e dos algoritmos empregados
nos cálculos de dose com heterogeneidade. Estas abordagens ainda não foram investigadas
ou empregadas nas referências avaliadas neste trabalho.
36
3 MATERIAIS E MÉTODOS
A avaliação dos sistemas dosimétricos para investigações de heterogeneidade em
braquiterapia está diretamente associada com a criação e desenvolvimento de um objeto
simulador que apresente regiões de heterogeneidade. Os requisitos necessários para o
desenvolvimento deste objeto podem ser enumerados como:
Facilidade para o manuseio: Objetos simuladores que necessitam de períodos
longos para sua preparação e consequente utilização são indesejáveis para o
controle de qualidade em braquiterapia, visto o escasso tempo que os especialistas
têm disponível em radioterapia. Assim, sistemas com manuseio mais simplificados
possuem maiores vantagens para a adoção em um ambiente clínico e naturalmente
tendem a minimizar os erros ocasionados por posicionamento ou montagens
errôneas.
Custo: O emprego de materiais que representem a heterogeneidade do corpo
humano podem se traduzir em um alto valor agregado, acarretando maior custo
para a construção de objetos simuladores. Desta forma, o emprego de materiais
acessíveis torna a utilização do objeto simulador ampla para os controles de
qualidade em braquiterapia de alta taxa de dose.
Capacidade para dois ou mais sistemas dosimétricos: A disponibilidade de vários
sistemas dosimétricos favorecem as interpretações dos possíveis fenômenos físicos
que ocorrem em experimentos como os utilizados neste trabalho, portanto a adoção
de mais uma técnica dosimétrica permite a abordagem multilateral do problema,
uma vez que cada sistema dosimétrico possui limitações distintas.
3.1 Objeto Simulador
A Figura 7 mostra o desenho esquemático do objeto simulador desenvolvido neste
projeto. Este objeto consiste de placas quadradas, com 10 x 10 cm2 de área superficial, que
podem ser combinadas entre si, para reproduzir o padrão de heterogeneidade (ou
homogeneidade) esperado.
As placas podem ser empilhadas em formato cúbico, as regiões ilustradas na Figura
7 indicam os locais onde os materiais heterogêneos podem ser utilizados. As espessuras
37
para cada região variam de 1 até 2 cm, espessuras maiores do que estas não foram
utilizadas pois são pouco representativas no contexto antropomórfico. A espessura total do
objeto simulador varia de 5,2 até 6,2 cm (dependendo do sistema dosimétrico utilizado),
com um volume máximo de 620 cm3, permitindo mobilidade ao sistema para medidas
remotas. Para as fontes de irídio-192, as condições de espalhamento são satisfatoriamente
atingidas para os volumes utilizados neste projeto39
.
As placas utilizadas no objeto simulador foram usinadas em uma fresadora
horizontal, com precisão inferior a 0,5 mm, garantindo o alinhamento satisfatório para as
proposições deste projeto.
No objeto simulador, a distância dos dosímetros ao centro foi projetada para
permitir condições satisfatórias de equilíbrio eletrônico de partículas e assegurar que as
contribuições na dose absorvida devido a partículas betas emitidas das desintegrações do
irídio-192 sejam praticamente nulas. Segundo Baltas et. al. o espectro de partículas beta é
representativo para distâncias inferiores as 2,0 mm101
. Maiores detalhes sobre as distâncias
entre os dosímetros e o centro da fonte de irídio-192 serão fornecidas nos itens
subsequentes.
38
Figura 7 - Objeto Simulador desenvolvido para a verificação de heterogeneidades em
braquiterapia de alta taxa de dose. Acima: Secção transversal esquemática (os valores
numéricos possuem a unidade em cm). Abaixo: Imagem do objeto simulador durante os
experimentos.
39
3.1.1 Materiais utilizados no Objeto Simulador
Foram utilizados quatro tipos de materiais para representar as heterogeneidades em
braquiterapia de alta taxa de dose. Os materiais selecionados foram: Virtual WaterTM
(VW
- Med-Cal Incoporation) água-equivalente, material equivalente de tecido mamário
(BR50/50), alumínio e cortiça. Estes materiais foram usinados para formarem as placas
(com área superficial de 10 x 10 cm2 e espessuras variando de 1 a 2 cm) utilizadas no
objeto simulador.
O VW (ou Solid WaterTM
em algumas referências) é um material utilizado para
representar condições de espalhamento próximas a água líquida, neste caso, de grande
interesse para mensurações em meio água-equivalente. Composto por uma base de material
polimérico com os respectivos aditivos. Com densidade próxima a 1,03 g.cm-3
, o VW é
utilizado com frequência para dosimetria em braquiterapia39, 66, 83, 102
.
O material de tecido mamário-equivalente, usualmente denominado como BR50/50
(CIRS, Incorporation), por possuir em sua formulação uma proporção de 50% em tecido
glandular e o restante em tecido adiposo, composições típicas ao de uma mama feminina é
utilizado em sistemas dosimétricos e de controle de qualidade no campo do
radiodiagnóstico103, 104
. Escassas referências na literatura são encontradas para aplicações
em radioterapia (limitando-se a aplicações em medidas dosimétricas39
), porém nenhum
requisito limita sua adoção para medidas dosimétricas em braquiterapia.
Não muito comuns em estudos dosimétricos, o alumínio e a cortiça foram
escolhidos para representar duas classes distintas de materiais, com alta e baixa densidade,
respectivamente. Composição equivalente ao dos ossos corticais (mais densos), o alumínio
possui boas propriedades para usinagem, posicionamento e custo baixo (quando
comparados com materiais equivalentes). O alumínio utilizado neste projeto é do tipo
1100, de alta pureza, comercializados pela empresa Kaiser Aluminum company. O uso do
alumínio é descrito em aplicações de radioterapia105–109
. A cortiça possuí características
semelhantes ao tecido pulmonar. Suas características fazem-na apta para moldá-la em
diversos formatos e permite um posicionamento reprodutível. A utilização da cortiça como
substituto em tecido pulmonar, em radioterapia (principalmente em faixas de energia de
MegaVoltagem), são encontradas em diversas aplicações107, 110–116
.
Deste modo, a seleção destes materiais foi baseada nas seguintes considerações: 1)
Simulam as heterogeneidades presentes no corpo humano, 2) Manipulação e a usinagem
são compatíveis com a realização experimental, 3) Reprodutibilidade durante os
40
posicionamentos nos experimentos (todos materiais possuem forma sólida) e 4) Realização
fácil e exequível em um ambiente clínico.
3.1.2 Arranjos Experimentais
Muitas combinações são possíveis para o posicionamento dos materiais no objeto,
nas três regiões existentes. Observando as diversas opções viáveis, este projeto selecionou
onze arranjos experimentais, descritos na Tabela 3. Cada arranjo experimental abrange
configurações distintas, para representar sistemas próximos a condições de espalhamento
com materiais heterogêneos e regiões de interface similares ao do corpo humano, por
exemplo, pulmão e ossos.
A Tabela 3 descreve os arranjos experimentais selecionados neste trabalho. Para
cada arranjo, três letras representam a configuração utilizada no objeto simulador,
conforme as regiões selecionadas (Figura 7). As siglas para cada material foram as
seguintes: A, B, C e V para o alumínio (Al), material tecido mamário (BR50/50), cortiça
(C) e material água-equivalente (VW), respectivamente. Por exemplo, o arranjo AVV
denota a configuração formada por alumínio para a região 1 e VW nas regiões 2 e 3. Os
arranjos onde os materiais são similares, nas regiões 2 e 3, os materiais possuem espessura
de 2 cm, desta forma, melhores reprodutibilidades são alcançadas e o posicionamento dos
dosímetros é idêntico aos demais arranjos.
41
Tabela 3: Configurações utilizadas no objeto simulador.
Arranjos Região 1 (2 cm) Região 2 (1 cm) Região 3 (1 cm)
VVV VW VW VW
VBB VW BR50/50 BR50/50
VAA VW Al Al
VCC VW Cortiça Cortiça
BVV BR50/50 VW VW
AVV Al VW VW
CVV Cortiça VW VW
BAC BR50/50 Al Cortiça
CAB Cortiça Al BR50/50
BAA BR50/50 Al Al
VCA VW Cortiça Al
3.2 Irradiações com Irídio-192
As irradiações com a fonte de irídio-192 foram realizadas com um equipamento
utilizado por hospitais e clínicas, o modelo utilizado foi o GammaMedplus iX (Varian
Medical Systems). Embora este equipamento seja designado para aplicações clínicas, neste
projeto foi utilizado, em parceria com o Centro de Pesquisas em Radiações Médicas da
Universidade de Wisconsin-Madison (University of Wisconsin Medical Radiation
Research Center - UWMRRC), um equipamento dedicado para pesquisas e calibrações de
referência com fontes de irídio-192, alta taxa de dose.
Para assegurar a reprodutibilidade durante as irradiações com fontes de irídio-192,
o objeto simulador foi posicionado em uma base de VW, com dimensões de 14,5 x 11,5 x
2,0 cm3. Um poliestireno expandido (isopor) foi adicionado para minimizar a contribuição
dos espalhamentos provenientes da superfície da mesa durante a realização dos
experimentos. Os materiais não utilizados durante os experimentos foram retirados da
42
superfície da mesa, dentro de um raio aproximado de 45 cm, reduzindo ainda mais a
interferência dos materiais externos nas medidas dosimétricas.
Durante os experimentos utilizou-se cateter plástico para aplicações em
braquiterapia bronquial com diâmetro de 0,167 cm (5-French) e comprimento por 131,0
cm. Este cateter foi posicionado em placa de VW, com 0,2 cm de espessura, especialmente
usinada para proporcionar grande acurácia durante as medidas, visto que durante as
movimentações da fonte de irídio-192 aumentam a incerteza no posicionamento. Para
evitar as incertezas devido ao decaimento da fonte radioativa, o experimento com cada
sistema dosimétrico foi realizado durante o mesmo dia.
Embora múltiplas posições da fonte de irídio-192 (dwell time) são usuais nos
tratamentos em braquiterapia, neste projeto decidiu-se utilizar uma única posição para
todos os experimentos. A utilização de múltiplas posições aumenta a contribuição da dose
trânsito (dose emanada durante a movimentação da fonte desde a posição segura até a
posição específica), conforme relatado por Fonseca et. al85, 117
. Utilizando uma única
posição, melhor acurácia e precisão do posicionamento da fonte são obtidas o que permite
uma comparação realista entre os sistemas de planejamento e as imagens de tomografia
computadorizada.
3.3 Sistemas Dosimétricos Experimentais
3.3.1 Dosimetria Termoluminescente
Os dosímetros utilizados neste projeto foram os Fluoretos de Lítio, dopados com
Magnésio e Titânio (LiF:Mg,Ti), mais conhecidos na literatura como TLD-100, com
dimensões de 3,2 x 3,2 x 0,9 mm3.
O tratamento térmico para os dosímetros TLD-100 consiste das seguintes etapas:
400 oC por 1 hora, resfriamento a temperatura ambiente (~ 22
oC) durante 30-35 minutos,
seguido de 80 oC por 24 horas. O intervalo mínimo entre as irradiações e o tratamento
térmico foi de 24 horas, este período permite a plena estabilização dos níveis energéticos
da estrutura cristalina para futuras irradiações. O mesmo intervalo de tempo foi utilizado
para a realização das leituras, neste caso, permite-se que os picos de baixa temperatura
retornem ao estado fundamental.
43
Todos os dosímetros foram lidos em uma leitora automática, modelo Harshaw 5500
(Thermo Scientific Corporation). Esta leitora possibilita o pré-carregamento de até
cinquenta dosímetros simultâneos, o posicionamento do TLD no compartimento de leitura
é realizado pela própria leitora. Para evitar sinais espúrios durante a leitura dos TLDs, um
fluxo constante de gás nitrogênio é acionado automaticamente durante a leitura de cada
TLD, este fluxo também auxilia o resfriamento de cada cristal durante as trocas dos TLDs.
Para a leitura dos TLDs, foi utilizado uma taxa de temperatura aproximada de 15
oC.s
-1, a aquisição do sinal luminescente efetivo ocorre entre 50 e 350
oC, assim o sinal
considerado pela leitura TL é igual ao produto do sinal luminescente efetivo durante o
intervalo de temperatura supracitado. Neste trabalho, optou-se por utilizar a resposta
integral (na região de temperatura selecionada) da curva TL emitida pelo dosímetro, com
isto economiza-se tempo para o processamento dos dados do TLD, sem grandes prejuízos
para a acurácia, em termos da resposta.
Os dosímetros foram caracterizados individualmente, deste modo, cada dosímetro
foi assinalado com um fator de calibração próprio e sua posição no conjunto não foi
modificado ao longo dos experimentos. A manipulação de cada TLD no objeto simulador e
para as leituras foi realizada com o auxílio de pinças a vácuo.
Durante a seleção, novecentos (900) dosímetros foram irradiados em uma fonte de
Cs-137 para avaliar quais destes dosímetros possuíam a menor variação dentre as
irradiações realizadas. Os dosímetros foram posicionados a 300 cm do centro da fonte e
foram irradiados com 0,5 R (equivalente ao kerma de 0,878 cGy em ar). No total, foram
realizados três ciclos de irradiações associados aos respectivos tratamentos térmicos. Os
TLDs escolhidos foram aqueles que obtiveram os coeficientes de variação menores do que
5,0%, para três ciclos de irradiações.
Ao fim da seleção inicial, duzentos (200) dosímetros, que obtiveram os coeficientes
de variação menores do que 5,0% foram selecionados. Vários fatores estão relacionados
com a dispersão da resposta de cada TLD, dentre os quais destacam-se as etapas de cada
tratamento térmico e as variações de resposta do sistema de leitura, assim, optou-se por
realizar uma nova seleção para a escolha dos dosímetros que possuíssem coeficientes de
variação ainda menores e aqueles que possuem as respostas similares, ou seja, dosímetros
próximos em valores nominais.
Para comparar as respostas de cada TLD com as respostas dos demais, foi utilizado
o formalismo determinado Chip Factor (CF), mostrado pela equação 2:
44
mediana
ii
R
RCF (2)
onde Ri é a resposta do dosímetro analisado e Rmediana perfaz a mediana da resposta dos
dosímetros do determinado conjunto. Idealmente, o CF deve possuir valores iguais a uma
unidade. Como na seleção anterior, os dosímetros foram irradiados nas mesmas condições.
A Figura 8 mostra o processo de alinhamento e irradiações, na fonte de césio-137,
dos TLDs avaliados neste projeto. A mesma metodologia foi utilizada para cada etapa
realizada. Todos os TLDs foram irradiados em acrílico (material água-equivalente) e para
propiciar as condições de equilíbrio eletrônico, uma placa de acrílico com 0,2 cm de
espessura foi colocada em frente ao conjunto de TLDs.
Figura 8 - Dispositivo para irradiações com a fonte de Cs-137.
As incertezas das respostas TL não estão diretamente associadas às características
intrínsecas ao dosímetro.
O sistema de leitura também é responsável pelas incertezas ocasionadas no
processo TL. Para quantificar e corrigir tais efeitos, este trabalho utilizou a correção da
linearidade da resposta TL. Esta correção considera a irradiação dos TLDs sob diferentes
45
valores de dose absorvida. Para este fim, os TLDs selecionados foram separados em
grupos de cinco e cada grupo foi irradiado em uma fonte de cobalto-60, modelo
Theratronics, (que possuem valores de dose absorvida rastreáveis a padrão primário) com
doses absorvidas de 25, 50, 100, 250, 500, 750 e 1000 cGy.
Para cada valor de dose, a resposta média de cada grupo de TLDs é dividida pela
dose entregue, ou seja, é determinada uma razão do valor médio das respostas TL pela
dose absorvida nominal.
Assumindo um comportamento exatamente linear nas respostas dos TLDs, para
todas as doses absorvidas avaliadas, estas razões deveriam possuir valores idênticos. Após
a obtenção das razões, elas são normalizadas para um valor de dose absorvida específico,
deste modo, é possível estimar uma função que prediz o quanto a resposta TL varia em
função da dose absorvida. Os níveis de dose absorvida foram utilizadas para comparar o
comportamento do grupo de TLDs selecionados neste projeto.
Paralelamente, a linearidade fornece os valores de calibração para cada TLD, uma
vez que as irradiações são rastreáveis metrologicamente a padrões primários. A Figura 9
exemplifica como as irradiações com a fonte de cobalto-60 foram realizadas. O
posicionamento e alinhamento foram similares aos utilizados nas irradiações com a fonte
de césio-137, porém para criar as condições de equilíbrio eletrônico, uma placa com
espessura de 0,5 cm foi utilizada.
As respostas TL (RTLD) obtidas neste projeto foram calculadas por meio da equação
3:
60
Co
i
controleiTLD L
CF
RRR (3)
onde Ri é a resposta derivada da leitora TL, Rcontrole é a média da resposta dos TLDs não
expostos, CFi é o chip factor para cada TLD e LCo-60 é linearidade dos TLDs utilizando a
fonte de cobalto-60.
As mensurações no objeto simulador proposto neste trabalho foram realizadas
posicionando o TLD no centro de um orifício (com dimensões similares ao do TLD – 0,33
x 0,33 x 0,1 cm3) em um suporte de VW com dimensões nominais de 10 x 10 x 0,1 cm
3.
Para cada arranjo experimental (Figura 7), foram utilizados cinco TLDs, aqueles
que tiveram as maiores e menores respostas foram excluídos das análises. O período de
irradiação dos TLDs foi selecionado para proporcionar a dose absorvida (em água) de 100
46
cGy (região linear para os dosímetros TLD-100). Entretanto, este valor não denota a dose
absoluta (condições de espalhamento diferem do meio água-equivalente), uma vez que este
valor de dose serve somente para estimar o período de irradiação.
Figura 9 - Irradiações dos TLDs com a fonte de Co-60.
Como investigado por Nunn et. al.118
, os TLD-100 possuem uma dependência
energética intrínseca, significativa para fótons de baixa energia (< 1250 keV). Este
fenômeno também ocorre para as energias envolvendo o irídio-192. Raffi et. al.39, 66
analisou esta dependência para as energias do irídio-192 comparando-as com a do césio-
137, os resultados mostraram que a dependência energética, nesta situação, é da ordem de
4%. A metodologia empregada por Raffi et. al. para analisar a dependência energética
utiliza métodos numéricos e experimentais e são descritas com maiores detalhes nas
referências39, 66
.
Neste projeto, o maior interesse está relacionado com a resposta do dosímetro
quando regiões com heterogeneidades estão presentes, para as irradiações com fontes de
irídio-192. Assim, assume-se que as diferenças nos espectros de energia e
consequentemente em termos de dependência energética, possuem efeitos de ordens
menores quando comparadas com os efeitos induzidos pela presença de heterogeneidade
no meio.
47
3.3.2 Filmes Radiocrômicos
Os filmes radiocrômicos utilizados neste projeto foram o Gafchromic tipo EBT3
(Ashland Inc.), que denota a terceira geração de filmes deste gênero. Apesar do seu recente
desenvolvimento, a literatura descreve aplicações deste tipo de filme em experimentos
envolvendo fontes de irídio-19281, 82, 84
.
O mesmo lote de filmes foi utilizado em todos os experimentos, Lote#A05151201
dentro do prazo especifico para a validade dos filmes. Todos os filmes foram cortados em
pedaços com 3 x 3 cm2 utilizando um sistema de corte que minimiza os rompimentos entre
as camadas do filme. Adicionalmente, todos os procedimentos de manuseio e
armazenamento dos filmes foram baseados nas recomendações do protocolo da AAPM
TG-5579
.
A digitalização dos filmes foi realizada pelo scanner Epson Expression, modelo
10000 XL (Epson America Inc.). Os filmes utilizados neste trabalho foram digitalizados na
orientação retrato, que de acordo com as referências119–121
, é a mais sensível para as
alterações das respostas no filme. Espaçadores de acrílico foram utilizados para aumentar a
reprodutibilidade de posicionamento no scanner, a contribuição destes espaçadores para as
imagens digitalizadas é praticamente nula conforme experimentos prévios. Para a
rastreabilidade dos filmes, os cantos superiores foram marcados para denotar a face e a
orientação das digitalizações. As digitalizações foram configuradas para produzir o modo
rgb (red-green-blue) como modo de 48-bit, onde são 16 bit para cada canal de cor, no
entanto somente um canal de cor fora selecionado. A resolução de cada digitalização foi de
72 pontos por polegada (dpi)120
.
Os filmes foram digitalizados antes e após as irradiações, durante este processo,
precauções adicionais foram adotadas para evitar a exposição dos filmes para a luz
ambiente. Após a exposição dos filmes, um período de 48 horas decorreu até a
digitalização, para o pleno desenvolvimento químico do filme120
.
O método de analise da resposta dos filmes foi realizado conforme recomendações
de McCaw et al.120
. Embora tal método seja derivado do filme modelo EBT2, as
características da composição química de cada filme são idênticas dentre os modelos,
portanto, sem interferir na acurácia da resposta. A densidade óptica (DO) é o parâmetro
avaliado nos filmes radiocrômicos. A expressão utilizada para a obtenção da densidade
óptica média é representada na equação 4:
48
vv
vunvun
vunvmédiaVPVP
VPVPDODODO
exp,,0exp,
exp,,0exp,
10exp,exp, log (4)
onde DOexp,v e DOunexp,v são a DO mensuradas no canal de cor vermelho das imagens dos
filmes expostos e não expostos, respectivamente. As quantidades VPunexp,v, VPexp,v, são os
Valores de Pixel, mensurados no canal de cor vermelho, para os filmes expostos e não
expostos, respectivamente. VP0,unexp,v e VP0,exp,ver são os mesmos valores de pixel
anteriores, porém realizadas em uma folha opaca. Estes parâmetros são importantes para
avaliar quaisquer variações do scanner durante as análises das imagens, geralmente este
procedimento é conhecido como transmissão a luz-zero (zero-light transmission)120
.
As imagens digitalizadas foram analisadas com o software ImageJ, a região de
interesse para a extração do VP foi semelhantes em todos os filmes analisados, equivalente
a uma área próxima a 4,5 x 4,5 mm2, localizada no centroide da superfície de cada filme,
correspondente a região onde o posicionamento da fonte encontra-se em alinhamento com
o filme. Além do VP, o software ImageJ quantifica o desvio-padrão do VP, portanto é
possível estimar a dispersão dos VP para cada imagem.
Recentemente Palmer et. al.84
investigou que as doses entregues ao filmes
radiocrômicos tipo EBT3, utilizando fontes de irídio-192 de alta taxa de dose devem ser
maiores do que 40 cGy, devido a elevada incerteza e o ruído ocasionado por valores de
dose menores do que este nível. Para avaliar as variações de dose relativa em nossa
metodologia de leitura, os filmes radiocrômicos foram irradiados com a fonte de irídio-192
com doses absorvidas variando de zero a 1000 cGy (0, 25, 50, 100, 150, 200, 300, 350,
400, 500, 600, 800 e 1000 cGy). Estas doses foram calculadas utilizando o protocolo TG-
4337
, que considera somente a dose absorvida em meio aquoso, de modo que placas de VW
com dimensões totais de 40 x 40 x 20 cm3 foram posicionada de forma a criar as condições
de espalhamento preconizadas. Neste experimento, a parada da fonte de irídio-192
coincide com o centroide dos filmes radiocrômicos e a distância entre a fonte e o filme é
igual a 3,0 cm.
A Figura 10 mostra o aparato experimental utilizado. As placas que ficam
posicionadas acima do filme foram retiradas para melhor visualização. Utilizando a
metodologia de análise dos filmes supracitada, as densidades ópticas foram obtidas e
comparadas para cada nível de irradiação utilizado.
49
Em acordo com o trabalho de Palmer et. al.84
, as maiores incertezas foram
registradas para as doses absorvidas menores do que 100 cGy.
Figura 10 - Arranjo experimental para as investigações nos filmes EBT3 com fontes de
irídio-192.
As irradiações dos filmes radiocrômicos em condições similares ao do protocolo
TG-43 foram utilizadas para avaliar a linearidade em função da dose absorvida nos filmes.
Devido a natureza da transmitância da luz, a densidade óptica possui um comportamento
exponencial em função da quantidade de dose absorvida. Neste trabalho, as DO (equação
4) foram corrigidas por meio de função obtida da dose absorvida em água versus curva de
densidade óptica, ambos resultantes das irradiações da fonte de irídio-192 em condições de
espalhamento em VW.
A função resultante foi gerada pelo software MATLAB, utilizando uma ferramenta
que analisa a função mais adequada para o conjunto de dados inseridos. A função
selecionada possui um coeficiente de variação (R2) igual a 0,9995, representada na equação
5:
50
caexDw xb )( (5)
nesta equação, Dw e x são a dose em água-equivalente (em unidades de cGy) e a densidade
óptica, respectivamente. Os termos a, b e c são os parâmetros de ajuste da curva.
Entretanto, as irradiações dos filmes radiocrômicos utilizados neste trabalho não
irão limitar-se a meios homogêneos em água e uma caracterização completa dependeria da
análise individual de cada material utilizado. A função de linearidade do filme (equação 5)
foi considerada útil para expressar a curva de resposta dos filmes radiocrômicos a serem
utilizados neste experimento. Esta premissa é considerada útil para medidas de dose
relativas, como as utilizadas neste trabalho, mas podem ser incorretas para investigações
envolvendo valores de dose absoluta.
Considerando os fatores anteriormente citados, os períodos de irradiações dos
filmes radiocrômicos no objeto simulador com a presença de heterogeneidades foram
selecionados para administrar uma dose absorvida nominal de 300 cGy (conforme
formalismo utilizado no protocolo TG-43), para uma distância entre fonte e filme igual a
3,0 cm.
Para os arranjos experimentais, três filmes foram utilizados para as mensurações. O
valor médio das três irradiações é que foi utilizado para os estudos envolvendo a
heterogeneidade presente no objeto simulador. As irradiações foram feitas de forma
consecutiva, reduzindo as incertezas devido ao posicionamento de cada filme durante os
experimentos.
3.3.3 Câmara de Ionização
As mensurações utilizando o sistema ionométrico foram realizadas com a câmara
Exradin A1SL (Standard Imaging Inc.), designada comumente com A1SL. O volume
sensível da câmara, aproximadamente 0,053 cm3, permite uma alta razão de sinal-ruído
quando comparada com as câmaras de ionização com volumes menores, denominadas
microcâmaras (<0,01 cm3). Câmaras com volumes maiores, como por exemplo, câmaras
tipo Farmer (0,6 cm3) produzem efeitos de irradiação parcial do volume e não são
indicadas para fontes de irídio-192.
51
O trabalho de Sarfehnia et al.90
utilizou a câmara A1SL para mensurar a dose
absorvida em água proveniente de irradiações com irídio-192, com incerteza expandida da
ordem 1,44% (k=1). Adicionalmente, a câmara A1SL foi utilizada para avaliar a dose
absorvida em água em um sistema experimental que utiliza duas câmaras diametralmente
opostas com a fonte de irídio-192 situada no centro (sandwich approach), esta metodologia
foi proposta por Araki et al.100
e a incerteza expandida deste processo foi estimada em
1,7% (k=1). Austerlitz e Campos98
desenvolveram um objeto simulador que permite a
inserção de uma câmara A1SL (“BrachyPhantom”), com a finalidade de mensurar a dose
absorvida em água das fontes de irídio-192. A referência descreve que a ordem da
incerteza expandida é de 2,12% (k=1).
Para verificar se a câmara A1SL possui dependência energética, para as energias do
irídio-192, quando comparadas com as energias provenientes das fontes de calibração foi
usado o método das interpolações87
. Descrito originalmente por Goetsch et al.87
este
método assume que a energia média ponderada do irídio-192 é aproximadamente a
“metade” entre as energias oriundas da fonte de césio-137 e dos raios-X moderadamente
filtrados com potencial nominal de 250 kV (conhecido como UW250-M), onde as energias
médias equivalem a 662 keV e 146 keV, respectivamente. Assim, o fator de calibração
interpolado entre as duas energias fornece o fator utilizado para a fonte de irídio-192,
evitando correções por dependência energética. A fonte de césio-137 e os raios-X UW250-
M são ambos padrões metrológicos, deste modo, a hierarquia metrológica é mantida. O
método das interpolações é utilizado atualmente como o padrão primário interino
americano para a fonte de irídio-192 de alta taxa de dose87, 122
.
Ao utilizar o método das interpolações, verificou-se que a câmara A1SL produziu o
mesmo fator de calibração (mesma taxa kerma-ar), considerando as incertezas envolvidas
no processo, para ambas energias (Cs-137 e UW250-M), deste modo, é possível afirmar
que para esta região energética avaliada, a câmara A1SL não possui dependência
energética considerável.
Medidas preliminares foram realizadas para avaliar a linearidade de resposta da
câmara de ionização A1SL, em irradiações com a fonte de irídio-192. As medidas foram
executadas no objeto simulador utilizando a configuração homogênea, ou seja, somente
com placas de VW e a distância nominal entre a fonte e o centro da câmara de ionização
foi de 3,5 cm.
Para as medidas de heterogeneidade do objeto simulador, a câmara de ionização
A1SL e os componentes do objeto simulador foram armazenados na sala onde encontra-se
52
a fonte de irídio-192 por no mínimo por 10 h. Esta prática garante que o equilíbrio térmico
entre a sala e os sistemas dosimétrico seja alcançado, uma vez que o volume sensível da
câmara depende da correções de temperatura-pressão e tais medidas são realizadas com
acurácia somente no interior da sala e não no volume sensível da câmara. A câmara A1SL
foi conectada em um eletrômetro MAX4000 (Standard Imaging Inc.) e as leituras foram
realizadas no modo baixo de coleção, pA ou pC (potencial utilizado foi de +300V, mesmo
valor de potencial utilizado para as calibrações do eletrômetro), devido ao baixo sinal
proveniente da fonte de irídio-192 quando comparadas com aquelas em teleterapia. Apesar
do baixo sinal mensurado nestes experimentos, a corrente de fuga foi negligenciável para
os tempos de irradiações utilizados neste trabalho (< 0,01% para uma irradiação de 5
minutos). As respostas da câmara A1SL foram coletadas em unidades de carga (pC)
utilizando um período de coleção igual a 30 segundos.
Para assegurar a reprodutibilidade das respostas da câmara A1SL, dez medidas
consecutivas foram realizadas para cada arranjo experimental investigado neste trabalho.
Com a finalidade de evitar os efeitos de dose de trânsito e prover a estabilização de coleção
de carga, as leituras foram adquiridas 3 minutos após a exposição inicial da fonte de irídio-
192. Os períodos de coleção foram aferidos com um cronômetro digital durante as medidas
em cada arranjo experimental.
A resposta corrigida da câmara A1SL (Mc) foi calculada com base nas
recomendações do protocolo da AAPM TG-61123
polioneleTPc PPPPMM (6)
na equação 6, M é a carga coletada pelo eletrômetro, PTP and Pele são as correções de
pressão-temperatura e a calibração do eletrômetro (neste trabalho, o valor de Pele é
equivalente a 1,001 para modo de baixa coleção), respectivamente. Os fatores Pion e Ppol
são os fatores de eficiência de coleção iônica e correções por polaridades; neste trabalho
ambos os fatores foram considerados como unitários, pois estes fatores são mais
expressivos para feixes da ordem de Megavoltagem (MV ou MeV) do que para as energias
do irídio-192.
53
3.4 Simulações Monte Carlo
Os arranjos experimentais descritos no item 3.1.2 foram simulados por meio de
simulações Monte Carlo (MC). Todas as simulações foram realizadas com o código geral
PENELOPE52
, versão 2011, e com o código modular penEasy, versão 2013124
.
A fonte de irídio-192 utilizada neste trabalho, GammaMedplus iX foi simulada
conforme as dimensões e materiais descritos por Rasmussen et al.125
. As energias do
espectro emitido pelo irídio-192 foram importadas do National Nuclear Data Center
(NNDC) - Laboratório Nacional de Brookhaven (BNL – Estados Unidos da América),
conforme recomendações de Rivard et al.61
.
Nas simulações realizadas, as condições de equilíbrio de partículas foram adotadas,
principalmente devido a baixa energia dos fótons da fonte de irídio-192126
, portanto a dose
absorvida e o kerma de colisão foram considerados equivalentes126
. Este procedimento
torna as simulações mais eficientes, sem prejudicar a acurácia dos resultados. A energia de
corte dos fótons adotada neste projeto foi de 1 keV para todos os materiais simulados. Os
parâmetros da simulação foram aferidos85
utilizando os parâmetros do TG-43: constante de
taxa de dose e função de dose radial. Este procedimento foi adotado para verificar
quaisquer inconsistências nas simulações, uma vez que estes valores estão disponíveis na
literatura.
Os dosímetros foram simulados com o maior detalhamento possível. O TLD-100
foi simulado com dimensões de 0,3 x 0,3 x 0,09 cm3 e uma composição elementar
percentual de 73,28% Li, 26,70% F, 0,02% Mg e 0,001% Ti, com uma densidade de 2,64
g.cm-3
, conforme referências66, 118
. As dimensões dos filmes radiocrômicos EBT3 foram
extraídas das especificações nominais do fabricante (espessura total de 280 m, onde 30
m é a espessura da camada ativa do filme e 125 m para o substrato de poliéster), a
composição da camada ativa e do substrato de poliéster foram similares às utilizadas por
Sutherland e Rogers127
. Para a câmara de ionização A1SL, a composição e o formato de
seus materiais foram baseados em documentos oficiais fornecidos pela empresa Standard
Imaging, cedidas para fins de reprodução neste projeto. A Figura 11 mostra um desenho
esquemático representando a seção transversal da câmara A1SL utilizada para as
simulações, somente para descrição detalhada da câmara A1SL, mais de dez materiais com
composições diferentes foram utilizados.
54
Figura 11 - Seção transversal da câmara A1SL (acima) com a fonte de irídio-192 utilizadas
nas simulações com heterogeneidade.
Os materiais utilizados para representar as condições de heterogeneidade foram
simulados para representar com máxima fidedignidade possível a composição e geometria
dos materiais utilizados nas práticas experimentais128
. A composição dos materiais tecido
equivalente, VW e BR5050 foram obtidas dos trabalhos de Murphy et al.102
e Poletti et
al.129
, respectivamente. Para a cortiça, não foram encontrados na literatura valores
consensuais sobre a composição elementar deste material, contudo uma vez que possui
grau de similaridade com o tecido pulmonar, as simulações foram realizadas assumindo
que a cortiça é equivalente ao tecido pulmonar, seguindo as definições do International
Commission of Radiation Protection (ICRP)52
. Esta consideração foi baseada em medidas
prévias da densidade da cortiça utilizada neste projeto, cujos resultados foram
aproximadamente de 0,25 g.cm-3
, valor próximo ao adotado pelo ICRP (=0,30 g.cm-3
)124
.
Os demais materiais utilizados nas simulações foram obtidos a partir da lista de materiais
catalogados pelo código PENELOPE e outros foram obtidos da literatura disponível124, 130
.
As técnicas de redução da variância, comumente aplicadas em simulações de Monte
Carlo para aumentar a eficiência das simulações, foram utilizadas somente para as
simulações com a câmara de ionização A1SL. Este recurso foi adotado devido a baixa
eficiência dos eventos (fótons iniciais) em interagir com ar dentro do volume sensível da
câmara, necessitando de simulações extremamente longas para níveis de incerteza
adequados. As técnicas de variância utilizadas foram a Interaction Force (IF) e a simple
particle splitting. Simulações prévias foram realizadas para verificar se os valores adotados
55
para as técnicas de redução da variância poderiam influenciar os resultados, quando
comparadas com as simulações sem a utilização da técnica de redução das variâncias.
Nesta investigação, os valores adotados para as técnicas de redução por variância foram
equivalentes.
3.5 Sistema de Planejamento Computadorizado
3.5.1 Algoritmo Acuros
Os cálculos de dose absorvida com as fontes de irídio-192 foram realizados pelo
software BrachyVision (BV) versão 10.0, com capacidade para executar os cálculos
baseados em modelos, por meio do algoritmo Acuros, ambos comercializados pela
empresa Varian Medical System.
Este algoritmo utiliza as seções de choque atômicas baseadas nos códigos
CEXPS131
(seções de choque para elétrons e fótons baseados em multigrupos de
Legendre), que inclui os espalhamentos Compton, fotoelétrico e produção de pares,
considerando as energias do irídio-192, os espalhamentos Rayleigh foram excluídos devido
à baixa contribuição nesta faixa energética50, 131
.
Os cálculos de dose neste sistema de planejamento são executados selecionando a
densidade do material contida em cada voxel. Para este fim, os valores de densidade são
obtidos das imagens importadas do tomógrafo simulador para o sistema de planejamento e
por meio de tabelas utilizadas para a conversão da escala hounsfield (HU) para densidade.
O algoritmo Acuros assume que a dose absorvida é equivalente ao kerma de colisão em
água, a fluência escalar total é calculada e a dose absorvida no volume de interesse (VI) é
reportada49, 50
.
As densidades da base de dados do BV, utilizadas pelo algoritmo Acuros, variam
de 0,001 (ar seco em condições normais de temperatura e pressão) até 8,0 g.cm-3
(aço
inoxidável de alta densidade), caso algum material possua densidade fora desta faixa, o
algoritmo assinala a densidade mais próxima aos limites analisados. O BV possui uma lista
baseada em informações de diversos materiais com destaque para os materiais que
compõem os tecidos e órgãos do corpo humano (pulmão, tecido adiposo, músculo,
cartilagem e ossos), bem como materiais utilizados em acessórios, aplicadores, e outros
tais como: alumínio, titânio, ar seco e aço inoxidável50
.
56
3.5.2 Parâmetros do Sistema de Planejamento e Imagens Tomográficas
Imagens tomográficas são necessárias para a realização dos cálculos no sistema de
planejamento computadorizado, especialmente quando estes possuem algoritmos baseados
em modelos. Neste trabalho, cada arranjo experimental utilizado no objeto simulador foi
tomografado, para que todas as configurações fossem analisadas e a dose absorvida
calculada sob a presença de heterogeneidades.
O tomógrafo utilizado foi o 64-slice modelo Discovery CT750 HD, da empresa GE
Healthcare. As imagens foram adquiridas por meio do modo de aquisição axial de
imagens e devido ao baixo volume dos dosímetros (quando comparados com os volumes
de tratamento típicos), as imagens foram adquiridas com o menor corte possível (0,0625
cm).
Em todos os arranjos onde o alumínio estava presente, os parâmetros do tomógrafo
foram alterados para reduzir a atenuação causada pelo alumínio durante a aquisição das
imagens avaliadas. Desta forma, aumentando-se os parâmetros de potencial e corrente do
tubo de raios-X do tomógrafo, foi possível reduzir a atenuação e visualizar a região
delimitada pelo material alumínio.
Para melhor acurácia durante os cálculos de dose no sistema de planejamento, uma
fonte de irídio-192 fictícia foi posicionada durante todas as aquisições das imagens
tomográficas para auxiliar o posicionamento da fonte de irídio-192 durante a etapa de
planejamento no sistema computadorizado. A Figura 12 ilustra a aquisição de uma imagem
tomográfica utilizada para o cálculo dose no sistema de planejamento. Na Figura 12 a
direita, é possível observar o posicionamento da câmara de ionização e abaixo a fonte de
irídio-192 fictícia, ambos inseridos no objeto simulador. Para reduzir a incerteza entre as
imagens de objetos simuladores diferentes, demarcações na mesa da tomografia foram
registradas para aumentar a reprodutibilidade no posicionamento, entre imagens diferentes.
Uma vez que as imagens tomográficas são importadas para o sistema de
planejamento, paralelamente, o volume de cálculo e o tamanho da grade de cálculo são
definidos. O volume de cálculo foi definido para assegurar que o volume de todo o objeto
simulador fosse considerado durante os cálculos dosimétricos. Para cada grupo dosimétrico
experimental, uma região de volume de cálculo foi definida, uma vez que a espessura de
cada elemento utilizado para criar as condições de heterogeneidade é constante, a variação
deve-se ao sistema dosimétrico (TLD, EBT3 ou A1SL) utilizado para cada arranjo.
57
Sabendo que as dimensões dos sistemas dosimétrico são muito próximas entre si, somente
um dosímetro de cada tipo foi utilizado durante as tomografias.
O tamanho da grade de cálculo define as dimensões de cada voxel, este parâmetro
define a “resolução” de cada elemento contido no volume delimitado. Ratifica-se que cada
voxel é assinalado com uma densidade estimada pelo sistema de planejamento, portanto,
quão menor é o tamanho de cada voxel, maior será a resolução para o cálculo de dose no
meio. O tamanho de grade selecionado neste projeto foi de 0,05 x 0,05 x 0,0625 cm3,
gerando aproximadamente 8,3.106 voxels para cada arranjo experimental estudado.
Figura 12 - Aquisição das imagens tomográficas. Esquerda: Visão panorâmica do objeto
simulador. Direita: Detalhe do objeto simulador tomografado.
O programa BrachyVision possui uma ferramenta que possibilita desenhar os
contornos a partir da escala HU, mas em algumas regiões o contorno do material torna-se
dúbio ou inexistente, dependendo de cada caso. Para evitar incertezas devido à delimitação
do volume de cálculo utilizado, este trabalho delineou os contornos de cada arranjo do
objeto simulador individualmente. Os volumes de interesse de cada dosímetro foram
também delineados individualmente, este volume servirá para fornecer as respostas de dose
média e o respectivo desvio padrão. Mesmo os arranjos sendo delineados individualmente,
as imagens com características semelhantes foram comparadas com uma ferramenta
(disponível no sistema de planejamento) que mensura a distância entre dois pontos
diferentes.
58
3.5.3 Comparações com o algoritmo TG-43
Como o algoritmo do protocolo TG-43 é muito utilizado em diversas práticas
clínicas em braquiterapia, este trabalho mensurou a dose absorvida calculada pelo sistema
de planejamento utilizando o algoritmo TG-43 e Acuros.
Seguindo a mesma metodologia utilizada por Mikell e Mourtada49
, o tempo de
parada e posição da fonte, delineamento dos volumes e tamanho da grade de cálculo foram
mantidos exatamente iguais entre ambos os cálculos, assim somente a opção por utilizar o
algoritmo TG-43 ou Acuros é que foram aplicadas, em decorrência, as possíveis diferenças
a serem registradas devem somente ao algoritmo de cálculo de dose.
3.6 Análises dos Dados
As influências das heterogeneidades foram avaliadas comparando-as com as
respostas, para um determinado conjunto dosimétrico, em arranjo homogêneo, ou seja, sem
a presença de materiais heterogêneos. Todos os dados mensurados (ou calculados) foram
normalizados com o arranjo homogêneo, conforme a equação 7:
100(%)
VVV
VVVH
R
RRdif (7)
Na equação7, RH e RVVV representam a resposta do arranjo dosimétrico utilizando
materiais heterogêneos e o arranjo homogêneo (VVV), respectivamente. As condições dos
experimentos foram constantes (tempo de irradiação para cada sistema dosimétrico
avaliado), exceto a mudança dos materiais para criar os efeitos de heterogeneidade. Assim,
os valores de diferença são atribuídos exclusivamente para as heterogeneidades
(considerando os níveis específicos de incerteza de cada processo).
59
4 RESULTADOS E DISCUSSÕES
4.1 Dosímetros Termoluminescentes
4.1 Seleção dos dosímetros TLD-100
A Figura 13 apresenta os resultados obtidos dos dosímetros TLD-100 após a
calibração. Nesta figura, os TLDs são agrupados em termos de Chip Factor (equação 2),
que denota a variação entre o valor mediano do grupo de TLDs selecionados.
Observa-se que os 55 TLDs selecionados, estão em uma faixa correspondente a
0,996 - 1,005 (valores adimensionais) mostrando que os dosímetros utilizados nesta etapa
possuem respostas muito similares em relação ao grupo de dosímetros avaliados. Apesar
de cada TLD-100 ser caracterizado individualmente, a análise do CF é apropriada quando
dois ou mais dosímetros TL são utilizados para mensurar uma mesma região.
A caracterização individual permite melhor acurácia para as medidas dosimétricas
no objeto simulador com heterogeneidades, pois cada TLD avaliado não representa a
resposta média do grupo. Em muitos casos, quando os dosímetros são avaliados em grupo,
é desejável que a distribuição dos resultados apresentados na Figura 13 possua uma
distribuição tipicamente normal (Gaussiana).
0,9950 0,9975 1,0000 1,0025 1,0050
0
2
4
6
8
10
TL
Ds (
#)
CF
Figura 13 - Histograma que relaciona o Chip Factor dos dosímetros TLD-100 selecionados
neste trabalho.
60
4.2 Linearidade de Resposta TL
A curva de linearidade da resposta TL, realizadas por meio de irradiações em uma
fonte de cobalto-60, é representada pela Figura 14. O comportamento supralinear é mais
acentuado para doses superiores a 100 cGy, até 250 cGy fatores de supralinearidade de
dose são da ordem de 10%. Em doses maiores, como 1000 cGy, o fator de linearidade
equivale a aproximadamente 40%, quando normalizadas para 25 cGy.
Os dados da Figura 14 foram ajustados para uma função polinomial (ordem 3),
assim, todos os valores de resposta provenientes da leitora foram ajustados por meio da
função polinomial. O coeficiente de determinação (R2) da função polinomial foi 0,99918,
revelando excelente concordância com os dados experimentais.
Todos os TLD-100 utilizados tiveram suas respostas corrigidas por meio deste
processo, embora as respostas dos dosímetros sejam próximas uma das outras, este
processo reduz a contribuição dos efeitos de supralinearidade, mesmo para respostas TL
onde a contribuição deste fenômeno é reduzida. Ratifica-se que este fenômeno está
relacionado com as propriedades de aquisição da resposta TL da leitora (linearidade da
fotomultiplicadora) e não somente as características do TLD-100.
1000 10000 100000
1,0
1,1
1,2
1,3
1,4
1,5
25 cGy
750 cGy
1000 cGy
100 cGy
500 cGy
250 cGy
Re
sp
osta
Re
lativa
(n
orm
aliz
ad
a e
m 2
5 c
Gy)
Leitura TL (nC)
50 cGy
Figura 14 - Curva de linearidade da resposta TL, normalizadas para 25 cGy.
61
4.2 Filmes Radiocrômicos
4.2.1 Dose Absorvida em Água
As irradiações em meio água-equivalente dos filmes EBT3 em função da densidade
óptica média de cada filme são ilustradas na Figura 15. O comportamento exponencial da
curva apresentada pela Figura 15 é coerente aos valores obtidos pela literatura83
. A seleção
da cor do canal que realiza leitura pode influenciar nas incertezas das respostas geradas
pelo filme, pois a escolha do canal depende da faixa energética utilizada para as irradiações
dos filmes. Neste trabalho, o parâmetro de cor não foi avaliado, pois o maior interesse é na
resposta relativa fornecida pelo filme. Em experimentos que envolvem diretamente doses
absolutas, tal parâmetro pode contribuir na acurácia da determinação dos valores de dose.
As análises citadas anteriormente são dependentes das características de cada lote
de filme, assim o procedimento de verificação da resposta de cada lote do filme, em termos
de dose absorvida no meio de interesse, é fundamental para as mensurações em dosimetria
por filmes radiocrômicos, pois as características de fabricação de cada lote podem alterar a
composição da camada ativa.
0,0 0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6
0
200
400
600
800
1000
Do
se
ab
so
rvid
a (
cG
y)
DOmédia
Figura 15 - Resposta da Densidade Óptica dos filmes radiocrômicos EBT3, irradiados em
uma fonte de irídio-192, em meio homogêneo.
62
4.3 Câmara de Ionização
4.3.1 Estabilidade de Resposta
A estabilidade de resposta da câmara A1SL é mostrada Figura 16. Para melhor
visualização, as respostas foram normalizadas para trinta irradiações sucessivas, utilizando
o mesmo potencial e um tempo de coleção (30 s) similar ao realizado para as medidas com
o objeto simulador deste trabalho.
Os resultados mostraram que a respostas da câmara de ionização são reprodutíveis
para as irradiações com a fonte de irídio-192. Observa-se na Figura 16 que as respostas
normalizadas da câmara de ionização A1SL permaneceram inferiores a ±0,13%,
comprovando a viabilidade para aplicações com fontes de irídio-192.
Atividades aparentes típicas para fontes de irídio-192 em braquiterapia de alta taxa
de dose variam, geralmente, entre 370 GBq (10 Ci) a 148 GBq (4 Ci), para as distâncias
entre a fonte e o centro da câmara de ionização estimados neste trabalho, as respostas
nominais mensuradas pelo eletrômetro são da ordem de 500 até 100 pC, para a faixa
analisada. Deste modo, as medidas no objeto simulador com heterogeneidades foram
realizadas para otimizar as maiores atividades da fonte de irídio-192.
0 5 10 15 20 25 30
0,997
0,998
0,999
1,000
1,001
1,002
1,003
Re
sp
ota
s N
orm
aliz
ad
as
# Medidas
Figura 16 - Linearidade da resposta da câmara A1SL.
63
4.4 Simulações Monte Carlo
4.4.1 Comparações com o protocolo TG-43
As simulações numéricas realizadas com a fonte GammaMedplus iX por meio do
código PENELOPE 2011 foram empregadas para avaliar se os parâmetros utilizados pelas
simulações estão em coerência com os dados publicados na literatura para estas fontes.
Duas simulações distintas foram executadas, intensidade kerma-ar (Sk) e dose
absorvida em água a 1 cm da fonte e a 90 graus (azimutal). A razão entre tais grandezas
fornece a constante de taxa de dose (), fator que está diretamente associado as
características da fonte analisada37
. Estas simulações foram realizadas conforme a
metodologia proposta por Ballester et al130
.
O valor da constante de taxa de dose () obtido nas simulações do protocolo TG-43
foi (1,111 ± 0,002) cGy h-1
U-1
, que concorda em aproximadamente -0,49% com o valor
atualizado da constante de taxa de dose para a fonte GammaMedplus iX27, 130, 132
.
A diferença dos valores da função radial de dose (g(r)) para a distância de 3 cm
experimentais, foram menores que 1% em relação ao valor fornecido pela literatura 27, 130
.
Portanto, a comparação dos valores obtidos nestas simulações, como os valores descritos
na literatura, mostraram que os parâmetros selecionados neste trabalho, para a fonte de
irídio-192, são aptos para a realização das simulações com o objeto simulador heterogêneo.
4.5 Objeto Simulador
4.5.1 Dosímetros Experimentais
As Figuras 17 (a-c) mostram as respostas obtidas para os arranjos experimentais
dos três sistemas dosimétricos utilizados neste trabalho. O método de análise adotado
assume que as variações das respostas relativas devem-se às condições de espalhamentos
criados a partir da introdução dos materiais heterogêneos ou a permutação entre estes
materiais, no arranjo desejado. A dependência energética e a linearidade de dose (para os
TLDs e a câmara de ionização, enquanto que os filmes radiocrômicos EBT3 é correta
somente para as curvas baseadas em dose em água) dos sistemas dosimétricos são
64
premissas plausíveis, considerando que elas interferem somente com a introdução dos
materiais heterogêneos e não devido ao espectro energético das fontes de irídio-192.
Considerando cada nível de variação específico, todos os três sistemas dosimétricos
experimentais utilizados neste trabalho distinguiram a introdução de materiais
heterogêneos no objeto simulador. Os resultados mostraram que a introdução do material
BR50/50 (tecido mamário equivalente) nos arranjos VBB e BVV (Figura 17a e Figura 17b,
respectivamente) ocasionaram diferenças menores do que 1,6%, quando comparadas com o
arranjo homogêneo, considerando os sistemas TLD e a câmara de ionização A1SL. Este
fenômeno não foi demonstrado pelos filmes radiocrômicos no arranjo BVV, onde uma
diferença de -4,9% foi registrada. Porém, para os arranjos envolvendo o material alumínio,
as diferenças percentuais mensuradas pelos três sistemas experimentais foram, na média,
aproximadamente +3% e -10%, para os arranjos VAA e AVV, respectivamente. Para os
demais arranjos, Figura 17c, os desvios entre os sistemas dosimétricos foram maiores se
comparados com os arranjos VXX e XVV (onde X denota quaisquer materiais
heterogêneos utilizados neste trabalho), embora nos arranjos BAC, CAB e BAA as
diferenças percentuais foram maiores do que 2,5%, quando comparadas ao arranjo de
referência (homogêneo).
Os resultados experimentais para o arranjo VCA foram mais próximos ao arranjo
homogêneo, quando comparados como os arranjos citados anteriormente, exceto para os
filmes EBT3, que apresentaram desvios próximos a -3,3%.
Similarmente ao alumínio, os resultados obtidos com a introdução da cortiça
revelaram diferenças maiores se comparadas aos arranjos que possuem o material
BR50/50. Os filmes EBT3 mostraram um desvio superior dos demais dosímetros para os
arranjos VCC, CVV, CAB e VCA. Parte da possível explicação deste desvio está
relacionado a posição da cortiça no objeto simulador, ou seja, atuando como um material
retroespalhador ou atenuador. Nos arranjos VCC e VCA, a cortiça produz menos fótons
espalhados do que a Virtual Water, devido a sua baixa densidade. Entretanto, para os
arranjos CVV, os resultados provenientes dos filmes EBT3 sugerem que o efeito atenuador
da cortiça é similar ao ocasionado pelo material água equivalente (-0,42%), assim para
materiais de baixa densidade, a posição de retroespalhamento é mais intensa do que a
posição de atenuação.
65
VBB VAA VCC
-16
-14
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
a)
TLD
EBT3
A1SL
Dife
ren
ça
(%
)
BVV AVV CVV
-16
-14
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
TLD
EBT3
A1SLDife
ren
ça
(%
)
b)
BAC CAB BAA VCA
-16
-14
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
c)
TLD
EBT3
A1SL
Dife
ren
ça
(%
)
Figura 17 - Resultados dos arranjos experimentais no objeto simulador, a) arranjos VBB,
VAA e VCC; b) arranjos BVV, AVV e CVV e c) arranjos BAC, CAB e VCA. Linhas
tracejadas representam a normalização para o arranjo de referencia (VVV).
66
Recentemente, Bekerat et. al.133
mostraram que os filmes radiocrômicos comerciais
tipo EBT3 possuem um aumento e diminuição da resposta para as regiões energéticas de
40 keV e 20 keV, respectivamente, estes efeitos de dependência energética poderiam
ocasionar os desvios das respostas relativas mensuradas neste trabalho, uma vez que os
fótons espalhados são dependentes da composição do meio e da espessura do material.
Outro aspecto interessante é o “endurecimento” do espectro de energia devido à
introdução do material alumínio. Os fótons de baixa energia e que contribuem para a dose
absorvida no dosímetro são atenuados com maior intensidade do que a configuração
homogênea.
4.5.2 Simulações de Monte Carlo
As diferenças obtidas pelas simulações no código PENELOPE 2011 são
representadas na Figura 18(a-c).
Simulações envolvendo os TLD e os filmes radiocrômicos EBT3 registraram
diferenças praticamente idênticas em todos os arranjos investigados. As diferenças
sistemáticas apresentadas pelos resultados experimentais do filme EBT3 e outros métodos,
principalmente considerando os arranjos VVC e VCA não foram encontradas nas
simulações.
Considerando as simulações envolvendo a câmara de ionização A1SL
demonstraram diferenças elevadas, até 5,0%, comparando-as com as diferenças registradas
pelo TLD e EBT3, para os arranjos AVV, CAB, BAA e VCA. Estas simulações obtiveram
incertezas médias da ordem de 3,0% (k=1). As incertezas das simulações com a câmara de
ionização A1SL foram maiores quando comparadas com os demais métodos dosimétricos,
pois a probabilidade de interação dentro do volume sensível da câmara (composta
majoritariamente por ar seco) é muito baixa. Alterações nos fatores envolvendo as técnicas
de redução da variância poderiam reduzir as incertezas dos resultados envolvendo as
câmaras, porém tais modificações poderiam ser tendenciosas aos resultados e desta forma
decidiu-se manter valores mais conservadores.
Comparado com os resultados experimentais, as simulações confirmaram as
respostas relativas dos sistemas dosimétricos, em condições de heterogeneidade. As
simulações com os três sistemas dosimétricos mostraram que diferença inferior a 1,0% é
mensurada quando o material BR50/50 é inserido no objeto simulador (arranjos VBB e
BVV).
67
VBB VAA VCC
-16
-14
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
a)
MC-TLD
MC-EBT3
MC-A1SL
Dife
ren
ça
(%
)
BVV AVV CVV
-16
-14
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
b)
MC-TLD
MC-EBT3
MC-A1SL
Dife
ren
ça
(%
)
BAC CAB BAA VCA
-16
-14
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
c)
MC-TLD
MC-EBT3
MC-A1SL
Dife
ren
ça
(%
)
Figura 18 - Resultados das simulações PENELOPE/penEasy, a) arranjos VBB, VAA e
VCC; b) arranjos BVV, AVV e CVV e c) arranjos BAC, CAB e VCA. Linhas tracejadas
representam a normalização para o arranjo de referencia (VVV).
68
A cortiça exibe uma sobre resposta quando este material é colocado na posição de
retroespalhador (arranjo VCC) e como possui um poder menor de atenuação do que o
material água-equivalente (VW) registrou uma diferença positiva no arranjo CVV.
Os arranjos BAC, CAB, BAA e VCA registraram diferenças similares aos métodos
experimentais. A única exceção encontrada foi para a simulação da câmara de ionização no
arranjo BAA, uma diferença negativa, diferente das simulações com o TLD e o filme
EBT3, também diferentes dos sistemas experimentais. Considera-se que a simulação da
câmara A1SL, no arranjo BAA, é equivalente aos resultados experimentais e aos do
sistema de planejamento Acuros, dentro das faixas de incertezas de cada processo. Estudos
adicionais são necessários para interpretações em simulações envolvendo câmaras de
ionização, principalmente em regiões com presença de heterogeneidade.
4.5.3 Sistema de Planejamento Computadorizado – Acuros
As diferenças provenientes dos cálculos de dose utilizando o sistema de
planejamento (TPS), com o algoritmo Acuros, são ilustradas na Figura 19(a-c). Em termos
gerais, os resultados do sistema de planejamento concordam com o sistema experimental e
com as simulações numéricas, isto ratifica que o algoritmo Acuros é adequado para
quantificar a presença de heterogeneidades, em cálculos dosimétricos envolvendo
braquiterapia de alta taxa de dose. O sistema de planejamento, conjuntamente com o
algoritmo Acuros, foi capaz de extrair os valores de dose dos volumes sensíveis dos
dosímetros utilizados neste trabalho, sendo tais volumes menores quando comparados com
as dimensões de volumes antropomórficos.
Na Figura19(a), o sistema de planejamento obteve resultados similares aos métodos
experimentais e simulações Monte Carlo. O cálculo de dose no filme EBT3, para o arranjo
VBB, mostrou uma pequena diferença quando comparados com os experimentos e
simulações por Monte Carlo, -1,34%, para o mesmo dosímetros e arranjo, os resultados do
experimento e da simulação foram -0,3 e -0,09, respectivamente. Porém, a resposta inferior
dos filmes EBT3 está dentro da faixa de incerteza dos cálculos no sistema de
planejamento.
Respostas muito consistente foram obtidas para os três métodos dosimétricos para
os arranjos XVV, corroborando os resultados experimentais com as simulações. Como
esperado, os efeitos de atenuação são mais reprodutíveis do que os de retroespalhamento,
ou seja, os modelos físicos incorporados nos sistemas de planejamento, com algoritmo
69
baseado em modelos, e nas simulações de Monte Carlo são mais efetivos quando os efeitos
de transmissão são avaliados, ao contrário dos efeitos de retroespalhamento, comparando
com os resultados experimentais.
Os arranjos BAC, CAB, BAA e VCA mostraram um padrão de resposta
comparável com as outras técnicas. CAB apresentou uma grande diferença dentre os três
sistemas dosimétricos, as diferenças percentuais do sistema de planejamento, para o
arranjo CAB com TLD foi de 2,33%, contra 6,10% dos resultados experimentais. Embora
os dados para o arranjo VCA sejam comparáveis com os dados experimentais e com os
valores obtidos por meio das simulações de Monte Carlo, todos os dosímetros
apresentaram uma diferença inferior ao do arranjo VVV, resultado similar aos das
simulações por Monte Carlo; exceto para o filme EBT3, que registrou uma diferença
positiva no arranjo VCA, nas medidas experimentais.
Os resultados obtidos, referente às investigações no objeto simulador com
heterogeneidades são ilustrados na Figura 20, incluindo as incertezas relativas a cada
processo avaliado.
70
VBB VAA VCC
-16
-14
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
a)
TPS-TLD
TPS-EBT3
TPS-A1SL
Dife
ren
ça
(%
)
BVV AVV CVV
-16
-14
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
b)
TPS-TLD
TPS-EBT3
TPS-A1SL
Dife
ren
ça
(%
)
BAC CAB BAA VCA
-16
-14
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
c)
TPS-TLD
TPS-EBT3
TPS-A1SL
Dife
ren
ça
(%
)
Figura 19 - Diferenças percentuais registradas pelo sistema de planejamento empregando o
algoritmo Acuros, a) arranjos VBB, VAA e VCC; b) arranjos BVV, AVV e CVV e c)
arranjos BAC, CAB e VCA. Linhas tracejadas representam a normalização para o arranjo
de referencia VVV.
71
01-V
BB
02-V
AA
03-V
CC
04-B
VV
05-A
VV
06-C
VV
07-B
AC
08-C
AB
09-B
AA
10-V
CA
-16
-14
-12
-10
-8
-6
-4
-2
0
2
4
6
8
TLD
EBT3
A1SL
MC-TLD
MC-EBT3
MC-A1SL
TPS-TLD
TPS-EBT3
TPS-A1SL
Dife
ren
ça
(%
)
Figura 20 - Compilação dos resultados obtidos pelo objeto simulador e os sistemas
dosimétricos, incluindo as incertezas relativas.
4.6 Comparações com o protocolo TG-43
A Tabela 4 mostra as diferenças percentuais entre o algoritmo Acuros e o protocolo
TG-43, estas diferenças foram obtidas de modo similar a equação7, porém normalizadas
para o algoritmo Acuros. As diferenças relativas variaram de -0,7% até 12,4%. Isto revela
que para casos específicos, a utilização do protocolo TG-43 não é acurada em cálculos de
dose envolvendo heterogeneidades.
Em cenários clínicos, diferenças elevadas podem ser registradas, como descrito pela
literatura39, 47
. A avaliação de como tais diferenças impactarão os objetivos de cada
tratamento é específica a cada caso, mas uma estimativa apurada destas características
auxiliam os profissionais a estimar incertezas envolvidas quando regiões anatômicas com
heterogeneidades são tratadas.
72
Tabela 4: Diferenças percentuais calculadas entre o protocolo TG-43 e o algoritmo Acuros
para os três sistemas experimentais investigados neste trabalho. Os valores percentuais
indicam o desvio entre o TG-43 e Acuros.
Arranjo Diferença Percentual (%)
TLD EBT3 A1SL
VVV 4,15 5,07 4,81
VBB 4,47 5,21 4,28
VAA 1,73 3,83 2,69
VCC 6,21 7,86 6,88
BVV 4,26 4,87 4,79
AVV 10,75 12,19 12,43
CVV -1,08 -0,68 -1,11
BAC 1,22 2,97 2,15
CAB -4,40 -1,77 -2,20
BAA 2,05 1,90 1,61
VCA 5,27 5,11 3,83
4,7 Considerações Gerais
Devido a variedade de fontes de irídio-192, alta taxa de dose, acredita-se que as
diferenças técnicas entre as fontes são inferiores a incerteza inerente aos processos
experimentais, permitindo a utilização da metodologia aqui descrita para outros modelos
de fonte. Rasmussen et al,125
investigou como as variações dentre os modelos de fonte
influenciam para a determinação da intensidade kerma-ar de cada fonte; seus resultados
revelaram que as variações atribuídas a diferentes modelos de fonte são negligenciáveis
perante as incertezas globais da câmara de ionização tipo poço, assim o fator de calibração
de tais câmaras independe da fonte utilizada na determinação do padrão metrológico125
.
Porém, tal argumento não é válido para diferentes radionuclídeos, como o cobalto-
60 e césio-137, pois as diferenças nos espectros de energia e as diferentes espessuras de
materiais requeridas podem acarretar em incertezas elevadas ao processo.
73
Observa-se que nos tratamentos de braquiterapia com alta taxa de dose a utilização
de aplicadores é constante23, 89, 134–136
. Ratifica-se a importância da completa caracterização
dosimétrica (experimental e computacional) destes aplicadores. Adicionalmente, os dados
adquiridos destas caracterizações necessitam ser aferidos em cada sistema de
planejamento, aos que utilizam algoritmos baseado em modelos ou protocolo TG-43 (para
estimar as possíveis diferenças com outros algoritmos). Além dos algoritmos, estes
aplicadores devem ser assinalados com a correta descrição do material de composição e
consequentemente com a escala CT (HU) apropriada. Desta forma, uma base de dados dos
aplicadores utilizados contribui para a redução da incerteza para a estimativa de dose
absorvida no paciente.
4,7 Avaliação das incertezas
4,7,1 Experimental
As estimativas das incertezas referentes aos arranjos experimentais estão na Tabela
5 a 7, para os sistemas dosimétricos utilizados neste trabalho: TLD, EBT3 e câmara A1SL,
respectivamente, As incertezas específicas a cada método foram propagadas e analisadas
conforme a sugestão do trabalho de DeWerd et al137
.
A Tabela 5 mostra as incertezas estimadas para as medidas com o dosímetro TLD-
100, adotando um método equivalente ao adotado por Raffi et al39, 66
. As incertezas das
leituras do TLD-100 foram assinaladas como a média da reprodutibilidade (Tipo A)
durante as medidas e de acordo com a estabilidade da leitora durante as mensurações
sucessivas. Sobre a correção da resposta do TLD, a incerteza referente ao Chip Factor foi
baseada nas irradiações com o césio-137, incluindo as incertezas relativas a determinação
da taxa de dose no local e a reprodutibilidade dos TLDs. As correções da linearidade de
resposta foram estimadas em 1,0%, incluindo as incertezas do processo de ajuste das
curvas e a determinação da dose absorvida da fonte de cobalto-60. Os espalhamentos em
decorrência do objeto simulador e das heterogeneidades foram avaliados e contribuíram
com 0,5% na incerteza deste processo. A incerteza de posicionamento do objeto simulador,
durante os experimentos, foi calculada utilizando uma distribuição retangular.
74
Tabela 5 - Análise das incertezas para o sistema experimental TLD.
Parâmetro
Incertezas Padrões Relativas (%)
Tipo A Tipo B
TLD reprodutibilidade 0,83
Estabilidade Leitora 0,30
Chip factor – Cs-137 0,84
Linearidade Leitora – Co-60 1,00
Espalhamentos Objeto Simulador 0,50
Posicionamento Objeto Simulador 0,58
Incerteza Combinada 0,83 1,18
Incerteza Total (k=1) 1,44
Incerteza Expandida (k=2) 2,88
Para os filmes radiocrômicos, a avaliação de incertezas encontra-se na Tabela 6,
Foram consideradas somente as incertezas envolvidas nas respostas relativas dos filmes
radiocrômicos EBT3. A reprodutibilidade dos três segmentos de filme utilizado para as
medidas foi de 0,58%, As demais incertezas são referentes a posição da fonte e detector
(0,5%), homogeneidade do scanner (0,33) e a incerteza da densidade óptica média (1,0%),
Com exceção da homogeneidade do scanner, as demais incertezas foram extraídas das
referências 83, 85
, assumindo que as incertezas para os filmes radiocrômicos EBT2 (tipo
utilizados por ambas as referências) são equivalentes ao modelo EBT3. Para a incerteza na
correção da resposta, um valor estimado de 0,7% foi considerado. As incertezas de
espalhamentos e posicionamento do objeto simulador foram também consideradas.
75
Tabela 6 - Análise das incertezas para o sistema experimental com filmes radiocrômicos
EBT3.
Parâmetro
Incertezas Padrões Relativas (%)
Tipo A Tipo B
Reprodutibilidade Filmes 0,58
Posicionamento fonte-filme 0,50
Homogeneidade Scanner 0,33
Incerteza DOmed 1,00
Função de calibração Ir-192 0,70
Espalhamentos Objeto Simulador 0,50
Posicionamento Objeto Simulador 0,58
Incerteza Combinada 0,58 1,56
Incerteza Total (k=1) 1,66
Incerteza Expandida (k=2) 3,33
As incertezas para a câmara de ionização tipo A1SL (Tabela 7) foram determinadas
seguindo a aproximação de Fulkerson et al13
. As medidas envolvendo a câmara de
ionização revelaram melhor reprodutibilidade (0,04%) quando comparadas com outros
sistemas dosimétricos. A maior estimativa de incerteza deve-se a contribuição do
posicionamento da câmara durante as trocas dos materiais heterogêneos, para formar o
arranjo escolhido. As incertezas devido às correções de pressão-temperatura (PTP) foram
extraídas de medidas contínuas destas grandezas, ao longo de um período usual de
medidas. Conforme realizado nas estimativas de incertezas do TLD e EBT3, os
espalhamentos provenientes dos materiais e o posicionamento do objeto simulador também
foram incluídos na análise de incerteza das câmaras A1SL.
76
Tabela 7 - Análise das incertezas para o sistema experimental câmara de ionização.
Parâmetro
Incertezas Padrões Relativas (%)
Tipo A Tipo B
Reprodutibilidade 0,04
Posicionamento A1SL 0,6
Calibração Eletrômetro 0,1
Densidade do ar 0,1
PTP 0,26
Espalhamentos Objeto Simulador 0,50
Posicionamento Objeto Simulador 0,58
Incerteza Combinada 0,04 1,02
Incerteza Total (k=1) 1,02
Incerteza Expandida (k=2) 2,03
4,7,2 Simulações Monte Carlo
A Tabela 8 descreve as incertezas consideradas para as simulações Monte Carlo,
utilizando o código PENELOPE 2011. Os valores entre parênteses indicam as incertezas
relativas a câmara de ionização A1SL. Como as incertezas Tipo A para os TLD e os filmes
EBT3 foram similares, adotou-se uma média entre os valores da incerteza Tipo A (0,27%)
para ambos os dosímetros. Devido ao longo período de simulações para a câmara de
ionização, a incerteza Tipo A foi de 3,0%. As incertezas adicionais incluem a contribuição
dos coeficientes de absorção de massa-energia (en/) para as energias do irídio-192,
extraídas do trabalho de Andreo et al43
; a incerteza do espectro de fótons do irídio-192
encontrados na base de dados NNDC foram também consideradas. Adicionalmente,
77
decidiu-se adotar as incertezas dos modelos físicos incorporados no código PENELOPE,
valor proveniente de Vijande et al138
.
Tabela 8 - Análise das incertezas para as simulações com o código PENELOPE 2011. Os
valores entre parênteses indicam as incertezas para as simulações com a câmara de
ionização A1SL.
Parâmetro Incertezas Padrões Relativas (%)
Tipo A Tipo B
Reprodutibilidade 0,27 (3,00)
(en/) 0,11
Espectro fótons 0,5
MC modelos físicos 0,05
Incerteza Combinada 0,27 (3,00) 0,51
Incerteza Total (k=1) 0,58 (3,04)
Incerteza Expandida (k=2) 1,18 (6,09)
4,7,2 Sistema de Planejamento Computadorizado
As incertezas avaliadas para os cálculos do sistema de planejamento
computadorizado são mostrados na Tabela 9. O protocolo TG-138137
estima que a
incertezas do sistema de planejamento utilizados em braquiterapia de alta taxa de dose é
equivalente a 2,6%. Tais estimativas foram baseadas nos valores obtidos pelo protocolo
TG-43, propagando as incertezas devido às interpolações dos valores contidos ou
recomendados pelo protocolo TG-43137
. Para quantificar as incertezas presentes no sistema
de planejamento utilizando algoritmos baseados em modelos, quatro incertezas adicionais
foram introduzidas às recomendações preconizadas pelo TG-138: posicionamento do
objeto simulador, conversões da escala HU, delineamento dos volumes e reprodutibilidade
78
do algoritmo. A incerteza do objeto simulador foi determinada após sucessivos scans de
um mesmo arranjo (mantendo constantes os valores de kV e mAs), as variações das
distâncias foram comparadas com a ferramenta de mensurar as distâncias do BrachyVision,
As incertezas devido às conversões da escala HU foram baseadas nas variações estatísticas
utilizadas no sistema de planejamento. O delineamento de volumes explica as variações
nos delineamentos manuais utilizados neste trabalho. Dada a dificuldade de avaliar as
incertezas envolvidas nos cálculos do algoritmo Acuros (GBBS), considerou-se que 0,6% é
uma estimativa razoável para quantificar a incerteza global do algoritmo Acuros, este valor
foi baseado em estudos realizados no inicio da aplicação do GBBS em braquiterapia de alta
taxa de dose, cujos detalhes são encontrados na publicação de Daskalov et al139
.
Tabela 9 - Análise das incertezas para o sistema de planejamento utilizando o algoritmo
Acuros.
Parâmetro
Incertezas Padrões Relativas (%)
Tipo A Tipo B
TPS TG-138 2,6
HU conversões 0,5
Delineamento Volumes 1,0
Posicionamento Objeto Simulador 0,1
Incerteza algoritmo (GBBS) 0,6
Incerteza Combinada 0,1 2,89
Incerteza Total (k=1) 2,89
Incerteza Expandida (k=2) 5,79
79
5 CONCLUSÕES
A determinação de dose absorvida com acurácia é uma das principais metas da
radioterapia e a introdução dos algoritmos baseados em modelos em braquiterapia de alta
taxa de dose é relevante para as práticas clínicas e mensurações experimentais. Avaliar as
diferenças ocasionadas por heterogeneidades é necessário para assegurar a eficácia e
segurança durante a administração da dose aos pacientes.
Este trabalho desenvolveu um sistema dosimétrico experimental capaz de mensurar
diferenças ocasionadas pela introdução de heterogeneidades. Tais diferenças foram
confirmadas por simulações de Monte Carlo, por meio do código PENELOPE 2011 e
também com um sistema de planejamento comercial (BrachyVision) com algoritmo
baseado em modelos (Acuros), utilizado em braquiterapia de alta taxa de dose. O sistema
experimental quantificou arranjos heterogêneos com diferenças superiores a 11%, quando
comparados como arranjos homogêneos. Este trabalho avaliou que diferenças da ordem de
12% são encontradas quando os algoritmos TG-43 e o Acuros são comparados entre si.
Observando as respostas obtidas pelos filmes radiocrômicos nas medidas
experimentais, mais investigações são necessárias para compreender quais fatores que
produziram respostas com desvios maiores (em alguns arranjos), quando comparadas com
os demais sistemas dosimétricos. Portanto, as limitações dosimétricas para os dosímetros
experimentais avaliados neste trabalho sugerem a adoção de dois ou mais sistemas
experimentais, em investigações envolvendo regiões com heterogeneidade.
A metodologia aqui descrita é recomendada para utilização por outros profissionais
interessados em avaliar os sistemas de planejamento computadorizados que possuem
algoritmos baseados em modelos, com fontes de irídio-192 para alta taxa de dose, a
importação das imagens tomografadas permite que os arranjos aqui descritos possam ser
incorporados ao sistema de planejamento e as diferenças comparadas.
80
6 TRABALHOS FUTUROS
A extensão natural deste trabalho é a aplicação da metodologia descrita neste
trabalho para outros sistemas de planejamento computadorizados, aplicados em cálculos
dosimétricos com correções para heterogeneidade em braquiterapia de alta taxa de dose. O
interesse em avaliar essa metodologia para outros programas utilizados em cálculos
dosimétricos, envolvendo heterogeneidades em braquiterapia de alta taxa de dose, decorre
do fato que comumente outros programas farão uso de outros algoritmos de cálculo, assim
as limitações e respectivas comparações dentre sistemas de planejamento podem ser
realizadas.
Investigações acerca dos fenômenos de heterogeneidade, envolvendo os principais
aplicadores utilizados em braquiterapia de alta taxa de dose serão uma das etapas
decorrentes deste projeto. Estes aplicadores compõem um importante cenário em
braquiterapia, uma vez que muitas modalidades de braquiterapia com alta taxa de dose
fazem uso destes aplicadores, tornando assim a utilização deste objeto simulador mais
próximo do contexto clínico.
Os resultados obtidos neste trabalho mostram que pesquisas adicionais envolvendo
filmes radiocrômicos e as simulações de Monte Carlo, com a câmara de ionização, são
requeridas. Estas investigações poderão prover resultados mais acurados dos fenômenos
físicos que ocorrem quando estes sistemas são utilizados em mensurações onde há
presença de heterogeneidade.
Sugere-se que esta metodologia seja editada, para mensurar as condições de
heterogeneidade quando outros radionuclídeos diferentes do irídio-192 forem utilizados.
Até o momento de conclusão deste projeto, o radionuclideo com utilização para
braquiterapia de alta taxa de dose, além do irídio-192, é o cobalto-60, Entretanto, tais
adaptações não estarão limitadas ao radionuclídeo escolhido.
81
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