APLICAÇÃO DE DETETORES SEMICONDUTORES NA … · 2.1 –DOENÇAS MALIGNAS DO SANGUE O Sangue O sangue, elemento circulante do sistema vascular sanguíneo, é formado por uma parte

UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO

CENTRO DE CIÊNCIAS MATEMÁTICAS E DA NATUREZA

INSTITUTO DE FÍSICA

FÍSICA COM HABILITAÇÃO EM FÍSICA MÉDICA

PROJETO FINAL DE CURSO

APLICAÇÃO DE DETETORES SEMICONDUTORES NA

DOSIMETRIA IN VIVO EM TRATAMENTOS DE IRRADIAÇÃO DE

CORPO INTEIRO

Luciana Tourinho Campos

Projeto final de curso desenvolvido no Instituto Nacional de Câncer (INCA/MS)

submetido ao Instituto de Física da Universidade Federal do Rio de Janeiro, como

requisito necessário à obtenção de grau de Físico – Habilitação em Física Médica.

Orientadores:

Lúcia Helena Bardella

Claudio Castelo Branco Viegas

RIO DE JANEIRO, RJ – BRASIL

JANEIRO DE 2004

i

CAMPOS, LUCIANA TOURINHO

Aplicação de Detetores

Semicondutores na Dosimetria In Vivo

em Tratamentos de Irradiação de Corpo

Inteiro [Rio de Janeiro] 2004

XI, 82 p. 29,7 cm

(IF/CCMN//UFRJ, BSc,

Física Médica, 2004

Monografia – Universidade Federal

do Rio de Janeiro, IF/CCMN

1. Dosimetria In Vivo

2. Diodo

3. TBI

I. IF/CCMN/UFRJ II Título (série)

ii

Aos meus pais,

Que sempre acreditaram em mim,

Que tanto me apoiaram em todos os momentos,

Que souberam me compreender e

Entender o meu jeito de ser.

iii

“De tudo ficaram três coisas:

A certeza de que estamos sempre começando...

A certeza de que precisamos continuar...

A certeza de que seremos interrompidos antes de terminar...

Portanto, devemos:

Fazer da interrupção um caminho novo...

da queda, um passo de dança...

Do medo, uma escada...

Do sonho, uma ponte...

Da procura, um encontro.”

Fernando Pessoa

iv

AGRADECIMENTOS:

À Lúcia Helena pela orientação, por dedicar momentos preciosos a mim, pelo

imenso carinho e pela paciência, por tirar dúvidas fundamentais na execução deste

trabalho, sem a qual eu não teria finalizado.

Ao Claudio, presente de Deus, pela orientação, pelas horas de discussão e

ensinamentos cedidos pacientemente e pelo grande incentivo e apoio em todos os

momentos.

A todo Corpo Docente do Instituto de Física que me ajudou a me tornar a

profissional que sou hoje.

A todos os staffs da Física Médica do INCA que sempre estiveram dispostos a

colaborar no que fosse preciso.

Ao Pedro Paulo um agradecimento especial pelas inúmeras dicas que só

vieram a enriquecer o trabalho, valeu mesmo!!!!!!!

A todos os técnicos em radioterapia do INCA por mostrarem-se sempre à

disposição em todos os momentos que precisei interferir em suas rotinas de trabalho.

Aos residentes da Física Médica do INCA: Fernando, Eduardo, Gustavo,

Luciano, Marciel, Patrícia e Josy, por sempre me ajudarem nos momentos que precisei.

Ao pessoal do PQRT por me receberem com imenso carinho.

Aos meus pais, Lúcia e Erlon, pelo apoio, pelas palavras carinhosas e todo

suporte durante toda minha vida.

Ao Elton pela companhia nos inúmeros finais de semana e feriados que

precisei ficar no Rio para estudar.

v

Ao Lucas peço perdão pelos dias de mau humor e cansaço, os quais não pude

te ajudar nos deveres de casa nem estive disposta a brincar e conversar.

Aos amigos de turma: Achilles, Beneth, Claudinha e Léo, pelas risadas que

demos ao longo de toda graduação, pelos dias intermináveis de estudo e por

contribuírem direta e indiretamente para o meu crescimento tanto profissional quanto

pessoal. Valeu!!! Foi muito bom o tempo que passamos juntos...

Ao amigo Roberto que me recebeu com imenso carinho e atenção, obrigada

pelo final de semana de medidas, por sempre estar disposto a contribuir para o meu

crescimento profissional e pela grande amizade.

Aos amigos de tantos anos: Anderson, Cristina, Dani, Danielle e aos novos

amigos Crystian, Cristiano, Gabriela, Mirella, Samanda.

vi

Resumo da Monografia apresentada ao Instituto de Física da Universidade Federal do

Rio de Janeiro, como requisito necessário à obtenção de grau de Físico – Habilitação em

Física Médica.

APLICAÇÃO DE DETETORES SEMICONDUTORES NA DOSIMETRIA

IN VIVO EM TRATAMENTOS DE IRRADIAÇÃO DE CORPO INTEIRO


Janeiro / 2004

Orientadores:

Lúcia Helena Bardella


A radioterapia é uma das principais opções para o tratamento de câncer na

atualidade. Ao longo dos anos, ela evoluiu no sentido da obtenção de ferramentas que

possibilitassem um aumento gradativo das doses nos tecidos tumorais e uma diminuição

das doses nos tecidos sadios, aumentando sua eficácia.

A irradiação de corpo inteiro (TBI, do inglês Total Body Irradiation) constitui

uma das etapas de tratamento da leucemia e outras formas de linfoma com o uso de

radioterapia. A dosimetria in vivo é uma ferramenta essencial n1o programa de

qualidade em radioterapia. De fato, uma avaliação da incerteza final entre a dose

prescrita e a dose realmente liberada ao paciente é uma maneira efetiva de avaliar o

procedimento.

A dosimetria in vivo é particularmente necessária nas irradiações de corpo

inteiro devido à incerteza no posicionamento.

Este trabalho tem como objetivo a aplicação de detetores semicondutores,

chamados diodos, na dosimetria in vivo em tratamentos de irradiação de corpo inteiro.

Antes da utilização dos diodos nos pacientes, faz-se necessário um estudo de sua

resposta em um fantoma similar ao corpo humano, bem como a avaliação da resposta do

diodo em termos de linearidade, repetitividade, reprodutibilidade, bem como a sua

calibração para a situação de uso.

vii

Abstract of monograph to Instituto Física of Universidade Federal do Rio de Janeiro as

partial fulfillment of the requirements for the degree of Physicist – Habilitation Medical

Physics.

APLICATION OF SEMICONDUCTOR DETECTORS DURING IN VIVO

DOSIMETRY FOR TOTAL BODY IRRADIATION TREATMENT.


January / 2004

Advisors: Lucia Helena Bardella


Actually radiotherapy is one of principal options for cancer treatment. At years,

radiotherapy developed at sense to obtain tools that possibility a gradual increase at

doses in tumor tissues and a decrease at doses in healthy tissues, increasing your

efficiency.

The total body irradiation constitutes one of technical at treatment of leukemia

and others forms of lymphoma. In vivo dosimetry is an essential tool in Radiotherapy

Quality Program. Indeed, an evaluation of uncertainty between the prescription dose

and the dose delivered to the patient is a manner effective of value the conduct of

proceed.

In vivo dosimetry is necessary in total body irradiation due the uncertainty at

position.

The aim of this work is an application of semiconductor detectors during in vivo

dosimetry in total body irradiation treatments.

Before the use of diodes at patient, it is necessary a study of your response at

phantom similar to human body and also the evaluation of the response diode at terms

of linearity, repeatability, reproducibility with dose and your calibration for each

clinical use.

viii

ÍNDICE

1 – INTRODUÇÃO............................................................................................................

1

2 – FUNDAMENTOS TEÓRICOS.................................................................................. 2 2.1 – DOENÇAS MALÍGNAS DO SANGUE..............................................................

2

O Sangue................................................................................................................ 2 Tipos de Doenças Malignas do Sangue................................................................. 3

2.2 – TRANSPLANTE DE MEDULA ÓSSEA............................................................ 4 Tipos de Transplante de Medula Óssea................................................................ 4 Etapas do Transplante de Medula Óssea............................................................... 4

2.3 – DOSIMETRIA IN VIVO....................................................................................... 7 Considerações Práticas..........................................................................................

8

3 – MATERIAIS................................................................................................................. 10 3.1– DIODO ISORAD-p................................................................................................

10

3.1.1 – CONSTRUÇÃO DO DIODO........................................................................ 10 3.1.2 – CARACTERÍSTICAS DA RESPOSTA DO DETETOR ISORAD – p ...... 11

Dependência com a variação da temperatura........................................................ 11 Dependência com a distância................................................................................ 11

3.2 – ELETRÔMETRO PDM VICTOREEN................................................................ 12 3.3 – CONJUNTO DOSIMÉTRICO DE REFERÊNCIA.............................................. 13 3.4 – SIMULADORES................................................................................................... 14 3.5 – ACELERADOR CLINAC 2300 C/D....................................................................

16

4 – MÉTODOS.................................................................................................................... 19 4.1 – TRATAMENTO DE IRRADIAÇÃO DE CORPO INTEIRO.............................

19

4.2 – CONSTRUÇÃO DA CURVA DE PORCENTAGEM DE DOSE PROFUNDA 22 4.3 – MEDIÇÃO DO VALOR DO PTPR..................................................................... 24 4.4 – MEDIÇÃO DO FATOR TBI................................................................................ 27 4.5 – CALIBRAÇÃO DO DIODO................................................................................ 28 4.6 – ESTUDO DAS CARACTERÍSTICAS DE RESPOSTA DO DIODO................. 30

4.6.1 – REPETITIVIDADE....................................................................................... 30 4.6.2 – REPRODUTIBILIDADE COM A DOSE.................................................... 31 4.6.3 – LINEARIDADE........................................................................................... 32 4.6.4 – DEPENDÊNCIA COM A TAXA DE DOSE................................................ 33

4.7 – MEDIDAS NO SIMULADOR ANTROPOMÓRFICO.........……...................... 34 4.8 – MEDIDAS IN VIVO.............................................................................................. 38 4.9 – INCERTEZAS.......................................................................................................

40

5 – RESULTADOS............................................................................................................. 42 5.1 – CONSTRUÇÃO DA CURVA DE PORCENTAGEM DE DOSE PROFUNDA

42

5.2 – MEDIÇÃO DO PTPR........................................................................................... 44

ix

5.3 – MEDIÇÃO DO FATOR TBI................................................................................ 46 5.4 – CALIBRAÇÃO DO DIODO................................................................................ 47 5.5 – CARACTERÍSTICAS DA RESPOSTA DO DIODO.......................................... 48

5.5.1 – REPETITIVIDADE....................................................................................... 48 5.5.2 – REPRODUTIBILIDADE COM A DOSE.................................................... 50 5.5.3 – LINEARIDADE. .......................................................................................... 52 5.5.4 – DEPENDÊNCIA COM A TAXA DE DOSE................................................ 56

5.6 – MEDIDAS COM O DIODO NO SIMULADOR................................................. 57 5.7 – MEDIDAS IN VIVO.............................................................................................. 59 5.8 – INCERTEZAS.......................................................................................................

64

6 – CONCLUSÕES............................................................................................................

65

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS............................................................. 66

APÊNDICES.................................................................................................... 69

APÊNDICE A........................................................................................ 69 APÊNDICE B........................................................................................ 69 APÊNDICE C........................................................................................ 70 APÊNDICE D........................................................................................ 71 APÊNDICE E........................................................................................

72

ANEXO............................................................................................................ 76

x

LISTA DOS PRINCIPAIS SÍMBOLOS

CI Leitura da Câmara de Ionização

DAP Distância Ântero-Posterior

DEnt Dose de Entrada

DFP Distância Fonte-Parede

DLM Dose na Linha Média

DMax Dose na Profundidade de Máximo

DMed Leitura do Diodo

DPres Dose Prescrita

DPS Distância Parede-Superfície

FCRef Fator de Calibração Atual

FCTBI Fator de Calibração TBI

LM Linha Média

kLin Fator de Correção para Linearidade

kTD Fator de Correção para Taxa de Dose

kTemp Fator de Correção para Temperatura

PDP Porcentagem de Dose Profunda

PTPR Pseudo Razão Tecido-Fantoma SSD Distância Fonte-Superfície

TPR Razão Tecido-Fantoma

UM Unidade de Monitor

xi

Fundamentos Teóricos

1 – INTRODUÇÃO

Nos últimos anos tem crescido a necessidade de empregar ações sistemáticas

para garantir a qualidade dos tratamentos de radioterapia de forma a proporcionar aos

pacientes o melhor tratamento possível. Com base nisso, é de fundamental importância

o conhecimento da dose a que será submetido um paciente de modo a atender ao valor

prescrito pelo radioterapeuta. A diferença percentual recomendada pela Comissão

Internacional sobre Unidades e Medidas em Radiação (ICRU, do inglês Internacional

Comission on Radiation Units and Measurements) entre a dose absorvida num ponto de

referência no tumor e a dose prescrita para o mesmo ponto deve ser de até ± 5% [1].

Neste contexto, vêm crescendo os esforços de se implantar um programa de

qualidade utilizando detetores semicondutores na dosimetria das radiações ionizantes.

Estes detetores são preferidos por serem mecanicamente resistentes, baratos e

relativamente independentes das variações de pressão e umidade, além de apresentarem

leitura imediata e elevada precisão e acurácia.

Este trabalho apresenta um procedimento para a implantação de um Programa

de Controle de Qualidade utilizando um semicondutor à base de Silício, Isorad-p, nas

medidas in vivo durante o tratamento de irradiação de corpo inteiro (TBI, do inglês

Total Body Irradiation) em acelerador linear Clinac 2300 C/D - Varian, com feixe de

fótons de energia nominal de 15 MV. O diodo foi calibrado e realizou-se um estudo

comparativo das respostas do detetor quando submetido às condições de operação. O

desempenho do diodo foi testado num simulador RANDO – Alderson feminino,

reproduzindo as condições de medidas na prática clínica.

A análise dos resultados permitiu determinar as condições de utilização em

tarefas de rotina e propôs a aplicação na medida in vivo no tratamento de irradiação de

corpo inteiro.

1


2 – FUNDAMENTOS TEÓRICOS

2.1 –DOENÇAS MALIGNAS DO SANGUE

O Sangue

O sangue, elemento circulante do sistema vascular sanguíneo, é formado por

uma parte celular – as hemácias, os leucócitos e as plaquetas – e uma parte líquida, o

plasma.

A parte celular é produzida por um processo chamado hematopoiese no tecido

mielóide (na medula óssea) e no tecido linfóide (nodos linfático e baço).

As hemácias são células que carregam a hemoglobina, responsável pelo

transporte do oxigênio dos pulmões para os tecidos e do dióxido de carbono destes para

ser excretado pelo pulmão*.

Os leucócitos que podem ser de vários tipos: neutrófilos, eosinófilos,

basófilos, linfócitos e monócitos, são os principais componentes do sistema

imunológico, que é o mecanismo contra infecções [2]. A deficiência de glóbulos

brancos diminui a defesa do organismo contra infecções*.

As plaquetas são provenientes da desagregação de células da medula óssea

em fase inicial de maturação. Elas são as células envolvidas na coagulação do sangue,

portanto, previnem hemorragias. A diminuição do seu número pode provocar

sangramentos.

O plasma é um líquido, incolor de composição complexa, que contém entre

outras substâncias: a albumina, as globulinas, a glicose, o cloreto de sódio e a uréia.

A medula óssea produz as hemácias, os leucócitos e as plaquetas [2]. Ela se

encontra no interior dos ossos longos e constitui um tecido mole e esponjoso

vulgarmente chamado de “tutano” 1.

1- Informação obtida no site www.inca.gov.br

2


Tipos de Doenças Malignas do Sangue

Leucemia

A leucemia é um pequeno grupo de doenças com diferentes fisiopatologias,

manifestações clínicas e prognósticas. O seu traço comum é o acúmulo ou proliferação

desregulada de um dos constituintes da série de leucócitos na medula óssea. As células

leucêmicas invadem e substituem os elementos medulares normais. Nenhum local é

poupado, conseqüentemente a medula aspirada em outras áreas revelará o infiltrado

leucêmico. A célula leucêmica também prolifera em outras áreas do sistema retículo

endotelial (baço, fígado e linfonodos). Além do mais, muitas vezes elas invadem órgãos

e tecidos não hematológicos tais como meninges, trato-intestinal, rim e pele.

As leucemias são classificadas de acordo com o tipo celular em mielóide,

linfóide e monocítica. Além disso, são também divididas de acordo com a maturidade

celular. A leucemia aguda é aquela na qual o infiltrado medular consiste

predominantemente de células jovens (células primitivas) e na leucemia crônica o

infiltrado medular consiste de uma proporção de células diferenciadas [3].

Mieloma Múltiplo

O mieloma múltiplo é uma doença maligna dos linfócitos. Na maioria dos

casos é uma afecção da medula óssea, mas pode localizar-se ou iniciar em outros

tecidos [4].

Linfoma

Os linfomas são neoplasias das células dos tecidos linfáticos (linfócitos),

podendo proliferar-se pelos tecidos linfóides, estendendo-se a tecidos extranodais, tais

como o fígado e medula óssea.

3


2.2 – TRANSPLANTE DE MEDULA ÓSSEA

É um tipo de tratamento proposto para algumas doenças malignas que afetam

as células do sangue, como por exemplo: leucemias, mieloma múltiplo e linfomas. Ele

consiste na substituição de uma medula óssea doente ou deficitária, por células normais

de medula óssea, com o objetivo de provocar a reconstituição da medula.

Este transplante, ao contrário de muitos outros, não é mutilador. A quantidade

de medula retirada do doador é apenas uma pequena porcentagem do total e, em curto

prazo, o organismo do doador a reporá, sem que isto custe qualquer prejuízo para seu

organismo.

Vários fatores devem ser considerados para a indicação ou não de um

transplante de medula óssea como opção de tratamento. Devem-se ponderar os riscos e

os benefícios esperados, tais como o tipo de transplante, a idade e o sexo do paciente

além da doença em si. O médico é o profissional, que após analisar essas condições,

avaliará se sua aplicação será possível ou não.

Tipos de Transplante de Medula Óssea

O transplante pode ser autogênico quando a medula óssea ou as células

precursoras da medula provêm do próprio indivíduo transplantado (receptor). Ele é dito

alogênico quando a medula ou as células provêm de um outro indivíduo (doador). O

transplante de medula também pode ser feito através do sangue do cordão umbilical.

Etapas do Transplante de Medula Óssea

Antes do transplante de medula óssea, o paciente fará exames laboratoriais de

controle, além de testes para que se possa selecionar um doador possível, ou seja, aquele

que possui características geneticamente compatíveis com as suas.

4


Após esta etapa, o procedimento pode ser dividido em três etapas:

Coleta da medula óssea;

Condicionamento;

Pega e recuperação medular.

Coleta da Medula Óssea

A doação é feita por meio de uma pequena cirurgia, de aproximadamente

90 minutos, em que são realizadas múltiplas punções com agulhas nos ossos posteriores

da bacia onde é aspirada a medula. Retira-se um volume de medula do doador de, no

máximo, 10% de seu peso. Esta retirada não causa qualquer comprometimento à saúde

do doador.

Condicionamento

A quimioterapia de altas doses associada ou não à radioterapia, administrada

previamente à infusão da medula óssea, tem três objetivos:

Erradicação da medula do receptor,

Erradicação do sistema imune do receptor para que as células do doador

sejam aceitas; e

Proporcionar “espaço” para a nova medula.

Existem inúmeros regimes de condicionamento com radioterapia de corpo

inteiro associados ou não à quimioterapia.

A irradiação de corpo inteiro é o procedimento pelo qual o paciente é

submetido a doses fracionadas (diárias) de radioterapia no corpo todo, antes do

transplante. São chamadas de hiperfracionadas quando aplicadas mais de uma vez ao

dia. O plano de tratamento varia de paciente para paciente, conforme avaliação médica.

O procedimento adotado no INCA é a execução das aplicações em intervalos de, no

mínimo 6 horas, durante no máximo de três dias.

5


Pega e Recuperação Medular

Depois de se submeter a um tratamento que destrói a medula, o paciente

recebe a medula sadia como se fosse uma transfusão de sangue. Essa nova medula é rica

em células chamadas progenitoras, que uma vez na corrente sanguínea, circulam e vão

se alojar na medula óssea onde começará a produzir hemácias, leucócitos e plaquetas2 .

O sucesso do transplante será avaliado posteriormente por meio de exames de

competência da equipe médica.

Assim, o transplante de medula óssea tem sido largamente utilizado desde os

anos 80 e a sobrevida dos pacientes vem aumentando a cada ano.

2 - Informação obtida no site www.siriolibanes.br

6


2.3 – DOSIMETRIA IN VIVO

Durante os últimos anos tem sido evidente a necessidade de empregar ações

sistemáticas para garantir a qualidade dos tratamentos de radioterapia e esta necessidade

tem como justificativa proporcionar aos pacientes o melhor tratamento possível.

A Organização Mundial de Saúde (OMS) [5] definiu Garantia da Qualidade

em Radioterapia como “todas as ações que garantem a consistência entre a prescrição

clínica e sua administração ao paciente, em relação à dose no volume-alvo, à dose

mínima no tecido sadio, à exposição mínima de pessoal e às verificações no paciente

para a determinação do resultado do tratamento”.

Cada instituição deve ter meios para garantir que a qualidade do serviço de

radioterapia que oferece se mantenha dentro dos limites admitidos internacionalmente e

que disponha dos mecanismos necessários para corrigir os desvios que possam levar ao

detrimento do paciente. A maioria das instituições brasileiras seguem o Protocolo de

Garantia de Qualidade TECDOC – 1151 [6] e os protocolos de dosimetria [16]

publicados pela Agência Internacional de Energia Atômica (IAEA, do inglês

Internacional Atomic Energy Agency).

O tratamento de um tumor mediante radiação ionizante é um processo

contínuo com etapas bem diferenciadas:

Diagnóstico e Prescrição do tratamento, a qual é de responsabilidade do

médico oncologista;

Preparação para o tratamento, a qual inclui a aquisição das informações do

paciente, captação de imagens, definição do volume alvo e órgãos críticos, a

simulação do tratamento, o cálculo de distribuição de dose, o cálculo de

unidades de monitor ou o tempo de tratamento e sua duração;

Execução do tratamento. Consiste no posicionamento do paciente e

irradiação, que inclui a verificação da dose absorvida e a avaliação dos

resultados a curto e a longo prazo [7].

A cada passo da execução do tratamento incertezas são introduzidas. No

entanto, esforços têm sido feitos por várias organizações tais como, a Associação

7


Americana de Físicos Médicos (AAPM, do inglês American Association of Physicists in

Medicine), a Comissão Internacional de Unidades e Medidas da Radiação (ICRU) e a

OMS, recomendando programas de garantia de qualidade que incluem verificação da

dose, verificação do posicionamento do campo e verificação de que os parâmetros de

tratamento da máquina estão corretos [7].

O sucesso do tratamento de radioterapia depende, principalmente, da acurácia

da dose absorvida no volume alvo e tecidos saudáveis. O protocolo ICRU-24 [1]

recomenda uma incerteza limite de ± 5% na administração da dose absorvida no volume

alvo.

Portanto, a dosimetria in vivo torna-se um bom instrumento para eliminar os

erros sistemáticos e conseguir uma boa acurácia no tratamento do paciente [8], e deveria

ser considerada em, pelo menos, todas as primeiras sessões de tratamento [9].

Considerações Práticas

Ao se implementar um procedimento de medida in vivo, é necessário o

questionamento de alguns aspectos:

O objetivo da medição: dose na pele, dose em uma determinada profundidade

ou dose na profundidade de máximo;

O dosímetro mais indicado levando em consideração suas especificidades e

calibração;

Se a dose pode ser estimada e se esta se encontra numa área de elevado

gradiente de dose;

A acurácia necessária e as medidas a serem tomadas para tal.

Com a dosimetria in vivo também é possível fazer um teste de verificação do

planejamento. Medidas de dose de entrada podem verificar a calibração da máquina,

filtros e outros modificadores do feixe. Medidas de saída podem, além desses fatores,

verificar o alinhamento do feixe, a espessura radiológica do paciente, ou seja, a correta

espessura devido as diferentes atenuações de energia.

Antes de qualquer medição é necessário calibrar o detetor para aplicação

clínica em que se pretende utilizá-lo.

8


Após as medições é necessário aplicar fatores de correção e, então, calcular a

dose esperada no ponto de interesse, com o objetivo de comparação com a dose medida.

Se houver uma diferença significativa, todos os parâmetros do tratamento devem ser

verificados.

A concordância do planejamento do tratamento com a unidade de monitor

calculada deve ser verificada, bem como todos os modificadores de feixe.

Feitas as devidas correções, uma segunda medida deve ser feita a fim de

confirmar a concordância da dose esperada com a dose medida.

Uma elevada acurácia pode ser obtida num procedimento de dosimetria in vivo

se os devidos fatores de correção forem corretamente aplicados. E, conseqüentemente,

este procedimento levará à deteção de problemas com o equipamento (calibração) e

erros sistemáticos (planejamento, cálculo de unidade de monitor ou preparação de

acessórios) caso hajam.

Desta maneira, a dosimetria in vivo pode ser considerada como parte do

Programa de Garantia de Qualidade. No entanto, para sua implementação, há a

necessidade de profissionais, equipamentos e um relevante trabalho organizacional. Por

isso, deve se levar em consideração os custos envolvidos, bem como a necessidade da

instituição [10].

9

Materiais

3 – MATERIAIS

3.1 – DIODO ISORAD-p

Existem vários modelos de diodos Isorad-p, cada qual para uma determinada

energia. Neste trabalho foi utilizado o diodo Isorad-p de série vermelha com capa de

build-up intrínseca, para a faixa de energia entre 15 e 25 MV.

Figura 3.1 – 1: Diodo Isorad-p com Capa de Build-Up Intríseca para a Faixa de Energia entre 15 e 25 MV.

3.1.1 – CONSTRUÇÃO DO DIODO

A Figura 3.1.1 – 1 mostra um corte longitudinal (sem escala) do diodo

utilizado. O ponto A indica a região sensível do detetor.

Figura 3.1.1 – 1: Diodo Isorad-p (Medidas em Milímetros).

10

Materiais

3.1.2 – CARACTERÍSTICAS DA RESPOSTA DO DETETOR ISORAD-p

Dependência com a Variação da Temperatura

O detetor apresenta uma variação de aproximadamente 0,3% de incremento no

valor lido para cada grau Celsius acima da temperatura de calibração do diodo, durante

a medição, segundo o manual do detetor [11] e avaliado por Viegas [12].

Dependência com a Distância

De acordo com o manual do detetor, o gráfico da Figura 3.1.2 – 1 mostra a

dependência do diodo para a variação da distância fonte-superfície (DFS ou SSD, do

inglês Source-Surface Distance).

Figura 3.1.2 – 1: Variação da Resposta do Diodo com a SSD.

Esta figura é apenas para uma energia de acelerador linear. A dependência do

diodo com a distância muda com a energia do feixe, com a condição de espalhamento e

com o tipo de acelerador. Fatores de correção devem ser aplicados para as condições

específicas [11].

Visto que o diodo foi calibrado na distância utilizada, nenhum fator de

correção para distância foi aplicado neste trabalho.

11

Materiais

3.2 – ELETRÔMETRO PDM VICTOREEN

Neste trabalho foi utilizado eletrômetro PDM Victoreen, fabricado pela Sun

Nuclear Corporation, modelo 37-721, número de série 1158003.

O eletrômetro tem uma resolução de 0,1 x 10-2 Gy , precisão de 0,5% e taxa de

dose limite de 30 Gy/min [13]. Na Figura 3.2 – 1 é apresentado este eletrômetro.

Figura 3.2 – 1: Eletrômetro PDM Victoreen.

12

Materiais

3.3 – CONJUNTO DOSIMÉTRICO DE REFERÊNCIA

O conjunto dosimétrico de referência utilizado é composto de um eletrômetro

Keithley modelo 35040, número de série 86600, e uma câmara de ionização Wellhöfer

tipo Farmer, modelo IC70 e número de série 205.

O conjunto dosimétrico possui certificado de calibração, em anexo neste

trabalho, emitido pelo Laboratório Nacional de Metrologia das Radiações Ionizantes

(LNMRI) do Instituto de Radioproteção e Dosimetria (IRD).

Este conjunto dosimétrico apresentado na Figura 3.3 – 1 foi utilizado para a

calibração do diodo, para levantar a curva de percentual de dose profunda, para a

medição da razão tecido-fantoma e para os testes de avaliação da resposta do diodo

Isorad-p.

Figura 3.3 – 1: Conjunto Dosimétrico de Referência.

13

Materiais

3.4 – SIMULADORES

O procedimento para a execução de uma medida in vivo segue,

essencialmente, a mesma metodologia aplicada a qualquer tipo de análise radiométrica.

Assim, o sistema de deteção precisa ser calibrado utilizando-se, para isso, padrões que

são medidos nas mesmas condições da amostra, no caso, o corpo humano. Os padrões

utilizados neste tipo de calibração são chamados de simuladores físicos

antropomórficos, pois procuram reproduzir, com suficiente semelhança, os órgãos de

interesse e a distribuição da dose para cada situação específica.

O simulador antropomórfico utilizado foi o RANDO-Alderson Feminino

(Figura 3.4 – 1) construído de material variado; sendo a mais comum o Presdwood, um

material equivalente ao tecido muscular.

O simulador RANDO-Alderson foi desenvolvido no sentido de reduzir as

desvantagens de não uniformidade dos materiais de simulação em forma e tamanho.

Mesmo entre simuladores RANDO-Alderson, entretanto, existem algumas variações

devido a diferenças normais encontradas em esqueletos humanos.

O simulador RANDO-Alderson é composto de um esqueleto humano natural

(sem os membros superiores e inferiores), recoberto com material de

densidade 0,985g/cm3 e número atômico efetivo de 7,3. Estes valores são baseados nas

Medidas do Homem Padrão (ICRP, 1975), representa proporcionalmente a composição

mais comum de gorduras, fluidos, músculos, e outros tecidos do corpo humano. Os

pulmões, moldados na situação expandida de ar, têm o mesmo número atômico, e

densidade de 0,32 g/cm3. O simulador corresponde a um adulto típico com estatura

de 175 cm e massa corporal de 73,5 kg. Está dividido em 36 fatias numeradas de 2,5 cm

de espessura. Cada fatia possui pequenos orifícios distribuídos a cada 3 cm ou 1,5 cm,

dependendo da fatia, onde podem ser acomodados dosímetros

termoluminescentes (TLD) [14]. Este simulador foi utilizado para avaliar a dose

medida pelo diodo simulando um tratamento de TBI.

Também foi utilizado um simulador geométrico cúbico (Figura 3.4 – 2)

preenchido com água de dimensões (30x30x30) cm3 externamente e (29x29x29) cm3

internamente.

14

Materiais

Figura 3.4 – 1: Simulador Antropomórfico RANDO Alderson Feminino.

Figura 3.4 – 2: Simulador Geométrico.

Os simuladores descritos acima foram utilizados para a calibração do diodo,

nos testes de características de resposta do detetor, para medição do percentual de dose

profunda e medição da razão tecido-fantoma.

15

Materiais

3.5 – ACELERADOR LINEAR CLINAC 2300 C/D

O acelerador linear utilizado foi um Clinac 2300 C/D fabricado pela Varian

Oncology Systems. As principais características do Clinac 2300 C/D podem ser vistas

na Figura 3.4 – 1.

O Clinac 2300 C/D oferece uma variabilidade de taxa de dose de 100 a

600 UM/min (unidades de monitor por minuto), uma seleção de feixe de fótons de

energia de 6 e 15 MV e seis energias de feixes de elétrons que variam de 4 a 20 MeV,

além de ser equipado com o colimador multi-folhas e filtro dinâmico (EDW, do inglês

Enhance Dynamic Wedge).

Figura 3.5 – 1: Principais Características do Acelerador Linear.

16

Materiais

Parte do acelerador é montado no gantry (que significa braço, em inglês), o

qual gira sobre uma plataforma onde contém sistemas eletrônicos e hidráulicos, que

podem ser vistos na Figura 3.5 – 2. O feixe de radiação que emerge do colimador é

sempre em direção ao eixo do gantry . O eixo do feixe central intercepta o eixo do

gantry num ponto chamado isocentro. Lasers no teto e nas paredes laterais da sala são

projetados para coincidir com o isocentro do equipamento para facilitar o

posicionamento do paciente. Existem também lasers sagitais, porém não são utilizados

no tratamento de irradiação de corpo inteiro.

Figura 3.5 – 2: Principais Componentes do Acelerador Linear.

17

Materiais

1. Klystron – fonte de microondas para a aceleração dos elétrons.

2. Circulador – isola a Klystron das microondas refletidas.

3. Bomba de vácuo – para termos vácuo no tubo do acelerador

4. Fonte de elétrons – fornece elétrons que são ejetados na estrutura aceleradora.

5. Estrutura aceleradora – onde os elétrons são acelerados.

6. Alvo – para a produção de raios-X; pode ser retrátil para feixes de elétrons.

7. Magneto – defletem os elétrons que saem do tubo acelerador para que colidam

com o alvo ou nas lâminas espalhadoras para feixes de elétrons.

8. Filtro Achatador – cone metálico para modificar a isodose.

9. Lâminas Espalhadoras – para termos feixes de elétrons.

10. Câmara de ionização – fornecem leituras das “unidade de monitor”, que são

proporcionais a dose.

11. Sistema óptico – para produzir um campo luminoso coincidente com o campo

de irradiação.

12. Indicador óptico – da distância foco-superfície.

13. Colimadores – blocos de tungstênio que se movem por meio de motores para

termos campos de irradiação.

14. Isocentro – o eixo central do campo e o eixo central de rotação dos

colimadores são coincidentes e interceptam o eixo de rotação do braço em um

ponto virtual denominado isocentro.

15. Contrapeso – para equilibrar a distribuição de massa do acelerador.

16. Campo de Irradiação – feixe de fótons ou de elétrons.

17. Braço (gantry) – estrutura que pode girar 360°.

18. Guia de Onda – carrega a microonda da Klystron ao tubo acelerador.

19. Indicadores Digitais – indicam a angulação do braço, dimensões do campo no

isocentro e o ângulo de rotação da coluna [15].

18

Métodos

4 – MÉTODOS

4.1 – TRATAMENTO DE IRRADIAÇÃO DE CORPO INTEIRO

No Instituto Nacional de Câncer (INCA), o tratamento de irradiação de corpo

inteiro é feito normalmente com feixe de fótons de energia de 6 MV ou 15 MV, sendo

esta última a mais utilizada.

O paciente é posicionado próximo ao laser (próximo à parede), sendo o

tamanho de campo (40 x 40) cm2, no isocentro, reproduzindo na parede um campo (186

x 186) cm2. O gantry é angulado a 90° e o colimador a 45°, projetando no campo

luminoso toda a dimensão do paciente. A taxa de dose utilizada durante a irradiação é a

menor existente no aparelho, ou seja, de 100 UM/min. A taxa de dose onde está o

paciente deve estar entre 0,07 e 0,1 Gy/min.

Com a finalidade de retirar do feixe os fótons e elétrons de baixa energia e

superficializar a dose, é colocada uma placa de acrílico de (1,70 x 1,00) m2 e 1 cm

espessura.

O paciente faz aplicações nas posições ântero-posterior e póstero-anterior com

os braços cruzados rente ao tronco, conforme Figura 4.1 – 1 abaixo:

Figura 4.1 – 1: Posição Ântero-Posterior do Paciente.

19

Métodos

Normalmente, a dose total utilizada neste tratamento é de 10 Gy (dose total),

sendo ministrada ao paciente em 5 frações (de 1 Gy por campo) em 2,5 dias de

tratamento, sendo duas aplicações diárias, com intervalo mínimo de seis horas.

Como o contorno do corpo humano é irregular e varia consideravelmente, é

necessário homogeneizar a distribuição de dose nas regiões de diferentes espessuras.

Antes do tratamento, é necessário medir a distância ântero-posterior média

( DAP ) do paciente. Para tal, são tomadas n medidas Mi de DAP, como por exemplo,

cabeça, tronco e pernas, aí então calcula-se o DAP conforme a Equação 4.1 – 1:

∑=

=n

1iiM.

n1DAP Equação 4.1 – 1

Com o DAP calcula-se a linha média (LM), que é metade do DAP , conforme

a Equação 4.1 – 2. É nesta linha média a profundidade de prescrição de dose. Isto é

necessário porque no tratamento de irradiação de corpo inteiro, o interesse é tratar todo

o corpo. Não há um volume alvo específico.

2DAPLM = Equação 4.1 – 2

A distância fonte-isocentro (SAD, do inglês source-axis distance) é calculada

levando em conta as limitações geométricas da sala de tratamento em questão e é

calculado a partir da Equação 4.1 – 3 abaixo:

LMDPSDFPSAD +−= Equação 4.1 – 3

onde, DFP é a distância fonte-parede e DPS é a distância parede-superfície do paciente

mais próxima a fonte. A DFP é fixa e mede 379,5 cm, enquanto LM varia conforme a

espessura do paciente.

20

Métodos

Na Figura 4.2 – 1 é possível ver uma ilustração destas distâncias.

Figura 4.1 – 2: Esquema de Distâncias.

A partir da dose prescrita e do valor calculado do SAD, a unidade de monitor

necessária para que o paciente receba a dose prescrita é dada pela Equação 4.1 – 4:

)LM(PTPR.)SAD/350.(FC.FCDUM 2

REFTBI

esPr= Equação 4.1 – 4

onde o FCTBI é um fator de calibração medido com um SAD de 350 cm na

profundidade 10 cm com um campo de (40 x 40) cm2 no isocentro. O FCRef é o fator de

calibração atual de referência do acelerador para o campo de referência (10 x 10) cm2,

taxa de 0,01 Gy/UM e SAD de 100 cm. O PTPR é o parâmetro que corrige a

profundidade de prescrição de dose e será definido no Capítulo 4.3.

21

Métodos

4.2 – CONSTRUÇÃO DA CURVA DE PORCENTAGEM DE DOSE

PROFUNDA

A porcentagem de dose profunda (PDP) é razão entre a dose absorvida em

uma determinada profundidade e a dose absorvida em uma profundidade de referência,

geralmente a profundidade de dose máxima, ou seja, a profundidade de equilíbrio

eletrônico. A região onde a dose profunda é máxima é chamada de região de build-up.

O PDP depende da energia, da profundidade, do tamanho de campo, do espalhamento e

da distância fonte-superfície.

Para montar o arranjo experimental de medição do PDP, o simulador RANDO

foi utilizado tendo a parte do tórax retirada e substituída pelo simulador geométrico.

Para simular as pernas foram utilizados dois tubos de PVC preenchidos com água.

A câmara de ionização foi posicionada dentro do simulador geométrico

preenchido com água, a uma distância de 337 cm, com tamanho de campo, no isocentro,

de (40 x 40) cm2.

Foram tomadas três leituras com a câmara de ionização para várias

profundidades num intervalo de 0,60 cm e 15 cm de acordo com o arranjo experimental

da Figura 4.2 –1. Para a obtenção destas medidas, a placa de acrílico estava posicionada

na frente do simulador reproduzindo o tratamento com maior fidelidade.

Figura 4.2 – 1: Arranjo Experimental da Medida da Curva de PDP.

22

Métodos

A partir destas medidas, foi encontrada a profundidade de dose máxima para

estas condições e, então, normalizadas todas as profundidades medidas por este valor,

levantando assim, a curva de PDP conforme a Equação 4.2 – 1:

Max

xx D

D(%)PDP = Equação 4.2 – 1

onde é a dose na profundidade em questão, DxD Max é a dose na profundidade de

máximo e PDPx é o percentual de dose profunda na profundidade x. Os valores de dose

foram calculados a partir do Protocolo de Dose IAEA TRS-398 [16].

Através da curva de percentual de dose profunda, a dose de entrada medida no

paciente com o diodo foi convertida para a dose na profundidade de interesse.

Para se calcular a dose na profundidade de prescrição, deve-se multiplicar a

dose de entrada pelo percentual de dose profunda (PDPx), da profundidade equivalente à

linha média.

Conforme Equação 4.2 – 2 tem-se a dose na linha média (DLM) a partir da

leitura do diodo, chamada de DEnt.

Equação 4.2 – 2 xEntLM PDP.DD =

23

Métodos

4.3 – MEDIÇÃO DO VALOR DO PTPR

A Razão Tecido Fantoma ou TPR (do inglês Tissue – Phantom Ratio) é

definida como a razão entre a dose em uma profundidade do simulador geométrico para

um certo tamanho de campo e a dose em uma profundidade de referência, usualmente

5 ou 10 cm. O TPR é, em geral, uma razão que pode ser normalizada para qualquer

profundidade de referência. Na Equação 4.3 – 1, é apresentada a definição matemática

de TPR.

fRe

P)d,C( D

DTPR = Equação 4.3 – 1

onde TPR(C,d) é o TPR com tamanho de campo C na profundidade d. DP é a dose nesta

profundidade e, analogamente, dRef é a profundidade de referência e DRef é a dose na

profundidade de referência [17]. Esta definição está ilustrada na Figura 4.3 – 1.

Figura 4.3 – 1: Diagrama ilustrando a definição de TPR.

O PTPR é denominado aqui como pseudo TPR porque é um TPR medido a

uma distância de 350 cm com campo de (40 x 40) cm2. Para a medição do PTPR foi

montado o mesmo arranjo experimental utilizado para a construção da curva de PDP.

24

Métodos

O simulador geométrico foi posicionado a uma SSD (distância fonte-

superfície) de 340 cm. A câmara de ionização foi posicionada a 10 cm da superfície

(SAD de 350 cm) no centro do campo (40x40) cm2 no isocentro, conforme arranjo

experimental mostrado na Figura 4.3 – 2.

Figura 4.3 – 2: Arranjo Experimental para Medição do PTPR.

Para a obtenção do PTPR, foram tomadas três leituras de 0,47 cGy para as

profundidades de 5, 10, 15 e 20 cm, com energia de 15 MV.

A média das leituras obtidas com a câmara de ionização em cada profundidade

estudada foi normalizada para a condição de referência, a qual foi tomada como a

profundidade de 10 cm, conforme Equação 4.3 – 2.

10CICIPTPR x

x = Equação 4.3 – 2

onde PTPRx é o pseudo TPR na profundidade x, e xCI é a media das leituras da câmara

de ionização na profundidade x e 10CI é a média das leituras da câmara de ionização

na profundidade de 10 cm.

25

Métodos

Em cada situação medida a câmara de ionização permaneceu no SAD de 350

cm, sendo o simulador movido para a posição adequada de acordo com a profundidade

de interesse.

A partir destes pontos foi efetuado um ajuste linear e encontrada uma equação

de reta para obtenção dos valores de PTPR no intervalo de 5 a 20 cm de profundidade.

26

Métodos

4.4 – MEDIÇÃO DO FATOR TBI

Também foi necessário obter um fator de correção de irradiação de corpo

inteiro, FCTBI, pois este tratamento é feito com um campo (40 x 40) cm2 no isocentro.

Para obter este fator foi necessário fazer a dosimetria do feixe seguindo o

Protocolo de Dose da IAEA TRS-398 [18] e obter um fator de calibração a 10 cm de

profundidade para um SAD de 100 cm, esta mesma dosimetria foi feita a um SAD de

350 cm e obtido um fator de calibração. Portanto o FCTBI, será a razão do fator de

calibração de um SAD de 100 cm por um fator de calibração medido a um SAD de

350 cm, conforme Equação 4.4 – 1.

100

350TBI FC

FCFC = Equação 4.4 – 1

27

Métodos

4.5 – CALIBRAÇÃO DO DIODO

Calibrar um instrumento de medida significa realizar um conjunto de

operações em condições específicas, de modo que seja estabelecida uma relação entre

os valores indicados pelo instrumento e os correspondentes valores conhecidos da

grandeza que está sendo medida.

O resultado da calibração permite determinar o desvio de indicação do

instrumento, sendo geralmente expresso em um certificado através de fatores de

calibração.

No campo da dosimetria das radiações, as grandezas dose absorvida e

KERMA (energia cinética absorvida por unidade de massa, do inglês, kinectic energy

ratio mass absorption) no ar são realizadas por Laboratórios de Dosimetria Padrão

Primário com calorímetros, câmaras de ionização tipo ar livre e tipo cavitária. Estes

padrões são utilizados para calibrar dosímetros padrões que são mantidos pelos

Laboratórios de Dosimetria Padrão Secundário e usados para calibrar dosímetros

clínicos (conjunto de câmara de ionização e eletrômetro) utilizados nas clínicas de

radioterapia. Nas clínicas de radioterapia estes dosímetros são usados para calibrar

outros detetores quando necessário; denominada calibração cruzada [18].

O conjunto eletrômetro-diodo não vem com calibração de fábrica. No entanto,

é necessário garantir que as medições sejam extremamente confiáveis, além de

assegurar a qualidade e a rastreabilidade ao Sistema Internacional de Medidas.

Portanto, faz-se necessário uma calibração na instituição para as condições de

utilização.

Foram utilizados para todas as irradiações um feixe de fótons com energia

nominal de 15 MV produzidos por um acelerador linear Varian Clinac 2300 C/D.

Também, foram utilizados a câmara de ionização IC70 com eletrômetro Keithley para

monitoramento da dose que seria atribuída aos diodos.

Um simulador geométrico foi posicionado a uma distância SSD de 337 cm,

com campo (40 x 40) cm2 no isocentro. Os diodos foram posicionados do lado de fora

do simulador perpendicular à direção do eixo central do feixe de fótons. A calibração

foi feita com um diodo de cada vez para que não houvesse espalhamento e um não

interferisse nas medidas do outro.

28

Métodos

Uma placa de acrílico de 2 mm de espessura foi colocada entre o simulador e

o diodo para que simulasse uma fina camada de isopor que seria usada posteriormente

nas medidas com o paciente, a fim de permitir o isolamento térmico.

A calibração do diodo propriamente dita, consiste na irradiação do diodo com

uma dose conhecida. Com o eletrômetro no modo calibrate, informa-se a identificação

do detetor (número de série do aparelho) e qualidade da energia (se um feixe de fótons

ou de elétrons). O tempo de irradiação tem que ser suficiente para que o eletrômetro

acumule, no mínimo, 100 contagens.

Dessa forma atribui-se a dose avaliada na câmara de ionização posicionada a

10 cm de profundidade, corrigida para o máximo de dose (1,5 cm) aos diodos na

superfície do simulador.

Após a dose atribuída, o eletrômetro fornece os fatores de calibração que

devem ser anotados, pois não serão apresentados pelo eletrômetro novamente.

29

Métodos

4.6 – ESTUDO DAS CARACTERÍSITICAS DA RESPOSTA DO

DIODO

4.6.1 – REPETITIVIDADE

Repetitividade é o grau de concordância entre os resultados de medições

sucessivas de um mesmo mensurando, efetuadas sob as mesmas condições de medição.

Estas condições são denominadas condições de repetitividade. Elas incluem:

Mesmo procedimento de medição;

Mesmo observador;

Mesmo instrumento de medição;

Mesmo local;

Repetição em curto período de tempo.

A repetitividade pode ser expressa, quantitativamente, em função das

características de dispersão dos resultados [19]. Tem por finalidade avaliar a precisão do

detetor em relação às medidas.

O teste de repetitividade foi realizado com um diodo de cada vez posicionado

na superfície exterior do simulador geométrico no centro do campo (40 x 40) cm2 no

isocentro. A energia do feixe de fótons utilizada foi de 15 MV, a taxa de dose

600 UM/min e um SSD de 337 cm. Foram tomadas três leituras com a câmara de

ionização a 10 cm de profundidade. Estas medidas foram realizadas devido à

necessidade de monitorar a estabilidade da irradiação dentro do intervalo de obtenção de

medidas.

A seguir, foram obtidas três leituras do diodo nas mesmas condições da

câmara. A partir destas três leituras (Di) de cada diodo, fez-se uma normalização pela

média das mesmas ( D ), para cada diodo, obtendo-se Ri , com a finalidade de se

observar a dispersão das respostas nas mesmas condições de dose e localização em

relação ao feixe, segundo a Equação 4.6.1 – 1:

30

Métodos

DD

R ii= Equação 4.6.1 – 1

4.6.2 – REPRODUTIBILIDADE COM A DOSE

Reprodutibilidade é o grau de concordância entre os resultados das medições

de um mesmo mensurando, efetuadas sob condições variadas de medição. Para que

haja validade, é necessário que sejam especificadas as condições alteradas. As

condições alteradas podem incluir:

Princípio de medição;

Método de medição;

Observador;

Instrumento de medição;

Padrão de referência;

Local;

Condição de utilização;

Tempo de medição.

A reprodutibilidade pode ser expressa, quantitativamente, em função das

características de dispersão dos resultados já devidamente corrigidos [19].

O teste de reprodutibilidade escolhido foi com variação de dose. Para tanto,

foi utilizado o mesmo arranjo experimental usado no teste de repetitividade. Foram

selecionadas unidades de monitor necessárias à obtenção de doses entre 0,9 e 1,2 Gy, a

10 cm de profundidade, com intervalos de 0,1 Gy. Foram tomadas três medidas para

cada dose em questão. A partir destas leituras (Di) foi obtido uma normalização pela

média das mesmas ( D ) para cada dose e obtido Nx conforme a Equação 4.6.2 – 1.

DD

N ix = Equação 4.6.2 – 1

31

Métodos

4.6.3 – LINEARIDADE

Neste teste foi verificada a proporcionalidade da resposta do detetor com o

aumento da dose absorvida. O mesmo arranjo experimental do teste de

reprodutibilidade foi utilizado neste teste.

Como descrito anteriormente, as medidas foram realizadas com doses entre

0,9 Gy e 1,2 Gy. Foram tomadas três medidas para cada dose com o diodo e com a

câmara de ionização.

Tomou-se a média das leituras do diodo e construiu-se um gráfico com a

respectiva medida de dose obtida com a câmara de ionização. A partir dos pontos foi

encontrada uma reta para que fosse possível encontrar a leitura no diodo na dose de

referência 1,2 Gy. O fator de correção para a linearidade (kLin.x), conforme a

Equação 4.6.3 – 1 para cada dose x, pode ser calculado da seguinte forma: primeiro

toma-se a razão entre a média das leituras do diodo ( xD ) e a média das doses obtidas

com a câmara ( CI ). Em seguida, toma-se a razão entre a leitura no diodo (D1,2Gy) e a

dose obtida na câmara para a dose de referência (CI1,2Gy), tomada como 1,2 Gy. O fator

de correção kLin,x será o inverso da razão entre esses valores encontrados.

1

CIDCIDk

Gy2,1Gy2,1

x

x,Lin

−=

Equação 4.6.3 – 1

A partir dos pontos encontrados foi efetuado um ajuste linear (de coeficientes

angular A e linear B) para cada diodo e encontrada uma equação de correção para

linearidade em função da leitura de dose D.

BADkLin += Equação 4.6.3 – 2

32

Métodos

4.6.4 – DEPENDÊNCIA COM A TAXA DE DOSE

Toda o procedimento de calibração do diodo, assim como os estudos das

características da resposta do diodo foram feitos a uma taxa de dose de 600 UM/min, a

qual não é a rotina de tratamento de irradiação de corpo inteiro no aparelho utilizado. A

escolha da taxa de dose maior deve-se ao fato de que para realizar a calibração do diodo

e o estudo das características deste, eram necessárias várias medidas com a necessidade

de um menor tempo de utilização possível para que o acelerador linear não fosse

sobrecarregado. Devido a estes fatores, avaliou-se a resposta do detetor com a variação

da taxa de dose.

Para isto, o diodo foi posicionado exatamente como nos testes de Linearidade

e Reprodutibilidade com a dose. Com uma dose de 1,2 Gy foram feitas três medidas

com a taxa de dose 100 UM/min e repetido o mesmo procedimento para a taxa de dose

600 UM/min.

Estas medidas foram normalizadas pela média e tomado o inverso da razão

encontrando-se o fator de correção para taxa de dose (kTD) conforme Equação 4.6.4 – 1:

1

TD600

100

DDk

−

=

Equação 4.6.4 – 1

onde D 100 é a média das medidas do diodo com a taxa de dose 100 UM/min e D 600 é a

média das medidas do diodo com a taxa de dose de 600 UM/min.

33

Métodos

4.7 – MEDIDAS NO SIMULADOR ANTROPOMÓRFICO

O objetivo desta etapa foi testar o arranjo experimental e os equipamentos

antes de fazer a medida no paciente.

O arranjo experimental foi montado de forma a simular o tratamento de

irradiação de corpo inteiro. Para isto, foi usado o simulador antropomórfico RANDO-

Alderson feminino.

Como o simulador não tem pernas nem coxas, foram utilizados dois tubos de

PVC com 10 cm de diâmetro e 50 cm de comprimento, preenchidos com água, para

simular as pernas. Não foram utilizados tubos para simular os braços, pois durante o

tratamento, como descrito anteriormente, os braços do paciente ficam rentes ao tronco.

A partir do simulador, mediu-se uma distância ântero-posterior ( DAP ) de

16 cm, idêntico ao procedimento realizado com o paciente.

Com isto, tomou-se a metade desta medida para a profundidade de prescrição

de dose, chamada linha média. Foram utilizados também lençóis a fim de diminuir as

irregularidades do corpo como no tratamento. Devido ao paciente ser coberto com

lençóis e, de certa forma, ser “empacotado” foi necessário isolar o diodo. Este

isolamento teve duas finalidades:

Primeiramente, o detector Isorad-p, apresenta uma resposta sensível à

temperatura e por isso não deve ser colocado diretamente sobre o paciente [3];

Como os lençóis colocados acima do paciente criam uma zona de calor com o

paciente, também foi necessário isolar o detetor deste lado e, por isso, foi

utilizada uma semi-esfera de isopor com 6 cm de diâmetro.

É possível ver este isolamento na Figura 4.7 – 1:

34

Métodos

Figura 4.7 – 1: Isolamento para o Detetor.

Nesta etapa, foi utilizado apenas um diodo. O diodo 2 foi escolhido por

apresentar uma melhor característica de resposta que o diodo 1.

Para avaliar a resposta do diodo com a mudança de profundidade de prescrição

de dose, foi montado o arranjo experimental de acordo com a Figura 4.7 – 2. Foram

escolhidas três diferentes profundidades utilizando-se placas de acrílico de 1,19 g/cm3

de densidade, de forma a aumentar o DAP e variar a profundidade de prescrição de

dose.

Com os valores da densidade e espessura da placa de acrílico foi calculado a

equivalente espessura de água e, novamente, um DAP com novas profundidades de

prescrição.

35

Métodos

Figura 4.7 – 2: Arranjo Experimental para o Teste no Simulador.

Foi utilizada uma unidade de monitor necessária para obter 1 Gy na linha

média e foram tomadas três medidas para cada profundidade, totalizando 9 medidas,

todas em campo anterior. Esta dose foi escolhida devido a ser a mais comum neste tipo

de tratamento na Instituição.

As leituras do diodo sofreram correção para linearidade (kLin), temperatura

ambiente (kTemp), na ocasião ligeiramente diferente da calibração e taxa de dose (kTD),

conforme Equação 4.7 – 1:

TDTempLinMedEnt k.k.k.DD = Equação 4.7 – 1

onde chamamos de dose de entrada (DEnt) a leitura do diodo (DMed) devidamente

corrigida pelos fatores de correção.

Deve-se usar o resultado da Equação 4.7 – 1 na Equação 4.7 – 2 e, então,

encontrar a dose na linha média (DLM) onde é prescrita a dose no tratamento de

irradiação de corpo inteiro.

36

Métodos

Equação 4.7 – 2 xEntLM PDP.DD =

Os resultados serão apresentados na forma de desvios percentuais relativos

(Desvio %) entre as doses calculadas na linha média (DLM) e as doses prescritas (DPres),

de acordo com a Equação 4.7 – 3.

100.D

DD%DesvioesPr

esPrLM −= Equação 4.7 – 3

37

Métodos

4.8 – MEDIDAS IN VIVO

Nesta etapa, após o arranjo experimental ser testado e avaliado com o

simulador antropomórfico, foram realizadas medidas in vivo. Um paciente foi avaliado

onde foram feitas seis medidas em cada um dos campos; ântero-posterior e póstero-

anterior.

Após o paciente ser posicionado na cama pelo técnico na sala de tratamento, o

diodo foi localizado perpendicularmente à direção do eixo central do feixe de radiação e

fixado ao paciente por meio de esparadrapos.

Com a medida do diodo, após as devidas correções, foi calculado o desvio em

relação à dose prescrita pelo médico.

A seguir, nas Figuras 4.8 – 1, 2 e 3, encontram-se algumas imagens obtidas durante a tomada dos dados.

Figura 4.8 – 1: Posicionamento do Paciente no Campo Anterior.

38

Métodos

Figura 4.8 – 2: Etapa do Posicionamento do Paciente no Campo Posterior.

Figura 4.8 – 3: Posicionamento do Paciente no Campo Posterior.

39

Métodos

4.9 – INCERTEZAS

O objetivo de uma medição é determinar o valor do mensurando, isto é, o

valor da grandeza específica a ser medida. Uma medição começa, portanto, com uma

especificação apropriada do mensurando, do método de medição e do procedimento de

medição.

Em geral, o resultado de uma medição é somente uma aproximação ou

estimativa do valor do mensurando e, assim, só é completa quando acompanhada pela

declaração da incerteza dessa estimativa.

Neste trabalho, a fonte de incertezas é, essencialmente, incertezas Tipo A, ou

seja, incertezas obtidas pela análise estatística de uma série de observações. As

incertezas do Tipo B que contribuíram na expressão dos resultados foram as

provenientes dos certificados de calibração da câmara de ionização e do termômetro.

Para expressar a incerteza combinada da dose de entrada (δDEnt) realizamos a

propagação das incertezas dos componentes da Equação 4.7 – 1; a dose lida no diodo e

os fatores de correção utilizados, conforme a Equação 4.9 – 1:

2

Temp

Temp2

TD

TD

2

Lin

Lin

2

Med

Med

Ent

Ent

kk

kk

kk

DD

DD

δ+

δ+

δ+

δ=

δ Equação 4.9 – 1

onde δDMed é a incerteza obtida da resolução do eletrômetro do diodo, de 0,1 cGy.

Assim, foi suposto que os valores possíveis estão dentro de um intervalo de distribuição

com probabilidade retangular, onde o valor esperado é 0,1 e o desvio padrão associado

será δDMed, de acordo com a Equação 4.9 – 2:

121,0

MedD =δ Equação 4.9 – 2

A incerteza do fator de correção de linearidade (δkLin) foi obtida da reta de

linearidade da dose (Equação 4.6.3 – 2), através das incertezas combinadas dos

40

Métodos

coeficientes angular (δA), linear (δB) e do coeficiente de correlação do ajuste (R), em

função da leitura de dose do diodo (DMed), conforme a Equação 4.9 – 3.

R.B.A.D.2D.BAk Med2Med

22Lin δδ+δ+δ=δ Equação 4.9 – 3

A incerteza do fator de correção da taxa de dose (δkTD) foi obtida a partir do

desvio padrão das medidas utilizadas durante a obtenção deste fator.

A incerteza da temperatura (δkTemp) foi obtida a partir do intervalo de

incerteza contido no certificado de calibração do termômetro.

Com a incerteza na dose de entrada (Equação 4.9 – 1), obteve-se a incerteza na

dose da linha média (δDLM) a partir da incerteza do PDP (δPDP) obtida da estatística

das medidas, conforme Equação 4.9 – 4:

22

Ent

Ent

LM

LM

PDPPDP

DD

DD

δ+

δ=

δ Equação 4.9 – 4

Através dessa expressão, obtém-se a incerteza relativa da dose na linha média

de cada fração do tratamento, para um desvio padrão (1s).

A partir do conjunto de doses medidas para cada campo (posterior e anterior),

será apresentado um valor em função do desvio padrão dessas medidas que ajudará a

expressar a variação das mesmas.

41

Resultados

5 – RESULTADOS

5.1 – CONSTRUÇÃO DA CURVA DE PORCENTAGEM DE DOSE

PROFUNDA

Na Figura 5.1 – 1 está apresentada a curva de PDP obtida para energia de

15 MV.

Figura 5.1 – 1: Curva de Porcentagem de Dose Profunda para Energia de 15 MV.

42

Resultados

Na Tabela 5.1 – 1, encontram-se os valores de PDP relacionados com a

profundidade de água.

Tabela 5.1 – 1: Valores de PDP.

Profundidade de água

(cm)

PDP (%)

Profundidade de água

(cm)

PDP (%)

1,0 99,62 8,0 87,17

1,5 100,00 9,0 85,04

2,0 99,58 10,0 83,09

3,0 98,12 11,0 80,98

4,0 96,05 12,0 78,83

5,0 93,78 13,0 76,81

6,0 91,52 14,0 74,76

7,0 89,35 15,0 72,84

Os valores de PDP encontrados apresentaram uma média de 0,13% na

incerteza relativa das medidas para um desvio padrão (1s).

43

Resultados

5.2 – MEDIÇÃO DO PTPR

Conforme o procedimento e arranjo experimental descrito em Métodos no

Capítulo 4, foram encontrados os valores de PTPR apresentados na Tabela 5.2 – 1.

Tabela 5.2 – 1: Valores Obtidos de PTPR.

Profundidade de água (cm) PTPR

5 1,095

10 1,000

15 0,901

20 0,810

A partir dos valores da Tabela 5.2 – 1 foi construído um gráfico, apresentado

na Figura 5.2 – 1.

Figura 5.2 – 1: Ajuste Linear dos Valores de PTPR.

44

Resultados

De acordo com os valores encontrados, foi realizado um ajuste linear para

obtenção de uma equação de reta com a finalidade de calcular o PTPR para os valores

no intervalo de 5 cm a 20 cm. Estes resultados estão apresentados na Tabela 5.2 – 2.

Tabela 5.2 – 1: Valores de PTPR.

Profundidade de água (cm) PTPR Profundidade de água

(cm) PTPR

5 1,095 13 0,941

6 1,076 14 0,921

7 1,057 15 0,901

8 1,040 16 0,883

9 1,019 17 0,865

10 1,000 18 0,846

11 0,980 19 0,828

12 0,960 20 0,810

Estes valores foram utilizados para calcular a unidade de monitor necessária

para obtermos a dose prescrita na linha média do simulador.

A partir da reta de ajuste linear foi obtida uma incerteza de 0,24% nos valores

de PTPR.

45

Resultados

5.3 – MEDIÇÃO DO FATOR TBI

Os valores dos fatores de calibração, FC100 e FC350, encontrados estão

apresentados na Tabela 5.3 – 1.

Tabela 5.3 – 1: Valores de Fatores de Calibração do Acelerador Linear.

SAD (cm)

Campo no Isocentro (cm2)

Fator de Calibração do Acelerador (cGy/UM)

100 10 x 10 1,0229

350 40 x 40 0,0805

Na Tabela 5.3 – 2 é apresentado o resultado do cálculo de FCTBI através da

Equação 4.4 – 1.

Tabela 5.3 – 2: Valor do Fator de Calibração TBI.

FCTBI 0,0787

46

Resultados

5.4 – CALIBRAÇÃO DO DIODO

Conforme o procedimento e arranjo experimental descrito em Métodos no

Capítulo 4, foram encontrados fatores de calibração para os diodos e apresentados na

Tabela 5.4 – 1. N a Tabela 5.4 – 2 é apresentada a temperatura de calibração.

Tabela 5.4 – 1: Fatores de Calibração para os Diodos.

DIODO Fator de Calibração (cGy/nC)

1 (NS 026) 3,2170 x 10-3

2 (NS 027) 4,059 x 10-3

Tabela 5.4 – 2: Valor da Temperatura de Calibração.

Temperatura de Calibração 23 °C

47

Resultados

5.5 – CARACTERÍSTICAS DA RESPOSTA DO DIODO

Neste capítulo são apresentados os resultados dos testes para o reconhecimento

das características de resposta dos dois diodos estudados.

5.5.1 – REPETITIVIDADE

A normalização pela média das medidas está apresentada na Figura 5.5.1 – 1

para o Diodo 1 e na Figura 5.5.1 – 2 para o Diodo 2.

Figura 5.5.1 – 1: Teste de Repetitividade para o Diodo 1.

48

Resultados

Figura 5.5.1 – 2: Teste de Repetitividade para o Diodo 2.

Conforme os gráficos apresentados na Figura 5.5.1 – 1 e Figura 5.5.1 – 2 é

possível observar que tanto o diodo 1 quanto o diodo 2 é bastante repetitivo, pois o

desvio padrão de todas as medidas realizadas apresentaram valor zero.

49

Resultados

5.5.2 – REPRODUTIBILIDADE COM A DOSE

Com a reprodutibilidade procurou-se avaliar a resposta do detetor com a

variação da dose. Com este teste é possível avaliar a acurácia do diodo.

A partir das medidas obtidas foi feita uma normalização pela média das

mesmas para cada dose e construiu-se um gráfico para cada diodo. Os resultados estão

apresentados nas Figuras 5.5.2 – 1 e 2.

Figura 5.5.2 – 1: Teste de Reprodutibilidade com a Dose para o Diodo 1.

50

Resultados

Figura 5.5.2 – 2: Teste de Reprodutibilidade com a Dose para o Diodo 2.

Conforme apresentado nos gráficos das Figuras 5.5.2 – 1 e 2, é possível

constatar que os diodos são acurados e reprodutíveis com a dose, pois o desvio padrão

máximo encontrado nas medidas foi de 0,12%.

51

Resultados

5.5.3 – LINEARIDADE

Primeiramente foi necessário construir um gráfico com as leituras do diodo e a

respectiva dose lida na câmara para que fosse possível encontrar a leitura do diodo para

a dose de referência. Este gráfico é mostrado na Figura 5.5.3 – 1 para o diodo 1.

Figura 5.5.3 – 1: Comparação da Resposta do Diodo 1 com a Dose Medida pela Câmara.

Assim, a leitura do diodo 1 para a dose de referência, está apresentada na Tabela 5.5.3 – 1.

52

Resultados

Tabela 5.5.3 – 1: Dose de Referência para o Diodo 1.

Dose de Referência (Gy)

Diodo 1 (Gy)

1,200 1,201

Desta maneira, foi feita uma normalização das medidas com a leitura da

câmara e a leitura do diodo para a dose de referência e, então, foi encontrado um fator

de correção para cada dose conforme descrito no Capítulo 4.

O gráfico de Linearidade é apresentado na Figura 5.5.3 – 2.

Figura 5.5.3 – 2: Teste de Linearidade para o Diodo 1.

O mesmo procedimento foi realizado para o diodo 2. O gráfico para obter a

leitura do diodo para a dose de referência é apresentado na Figura 5.5.3 – 3.

53

Resultados

Figura 5.5.3 – 3: Comparação da Resposta do Diodo 2 com a Dose Medida pela Câmara.

Assim, a leitura do diodo 2 para a dose de referência está apresentada na

Tabela 5.5.3 – 2.

Tabela 5.5.3 – 2: Dose de Referência para o Diodo 2.

Dose de Referência (Gy) Diodo 2 (Gy)

1,2 1,9

Foi construído um gráfico de Linearidade apresentado na Figura 5.5.3 – 4

com o respectivo Fator de Correção para Linearidade para cada dose.

54

Resultados

Figura 5.5.3 – 4: Teste de Linearidade para o Diodo 2.

Na Tabela 5.5.3 – 3 são apresentadas às respectivas equações para obtenção

dos fatores de correção para Linearidade para os diodos 1 e 2.

Tabela 5.5.3 – 3: Fatores de Correção para a Linearidade para os Diodos.

DIODO Fator de Correção para Linearidade 1 kLin,x = 0,0014 Dx + 0,9983

2 kLin,x = 0,0059 Dx + 0,9928

55

Resultados

5.5.4 – DEPENDÊNCIA COM A TAXA DE DOSE

Como todas as medidas de calibração e testes da resposta dos detetores foram

feitas com a taxa de dose 600 UM/min e o tratamento foi realizado com a taxa de dose

100 UM/min, foi necessária a obtenção de um fator de correção para a taxa de dose. A

Tabela 5.5.4 – 1 apresenta estes fatores.

Tabela 5.5.4 – 1: Fatores de Correção para a Taxa de Dose para os Diodos.

DIODO Fator de Correção para a Taxa de Dose 1 kTD = 1,008

2 kTD = 1,018

56

Resultados

5.6 – MEDIDAS COM DIODO NO SIMULADOR

Após avaliar as características de respostas do detetor, o arranjo experimental

e os equipamentos foram testados no simulador antropomórfico RANDO-Alderson.

Somente após a obtenção de resultados dentro dos limites estabelecidos é que as

medidas foram realizadas no paciente. Nesta etapa, apenas o Diodo 2 foi utilizado.

Foram testadas três DAPs diferentes: 16, 20 e 24 cm. Os fatores de correção aplicados

às medidas com o Diodo 2 são apresentados na Tabela 5.6 – 1.

Tabela 5.6 – 1: Fatores de Correção aplicados ao Diodo 2.

Parâmetro Equação Fator de Correção

Linearidade kLin,x = 0,0059Dx + 0,9928 0,999 a 1,001

Taxa de Dose kTD = 1,018 1,018

Temperatura Ambiente kTemp = 1 + 0,003 (23 –T) 0,995

A temperatura na sala durante as medidas foi de 24,6 °C e se manteve

constante durante todo o período de medição.

Na Tabela 5.6 – 2 são apresentados os valores obtidos na medida com o

simulador feminino RANDO e os desvios percentuais encontrados (Desvio %).

57

Resultados

Tabela 5.6 – 2: Resultados Obtidos do Diodo com as Medidas no Simulador RANDO–Alderson Feminino e os respectivos desvios.

DAP

(cm)

DMed

(cGy)

DEnt

(cGy)

DLM

(cGy)

DPres

(cGy) Desvio

%

16 114,6 116,1 101,2 100,1 +1,1%

16 114,4 115,9 101,0 100,1 +0,9%

16 114,4 115,9 101,0 100,1 +0,9%

20 119,7 121,3 101,0 100,4 +0,6%

20 119,7 121,3 101,0 100,4 +0,6%

20 119,7 121,3 101,0 100,4 +0,6%

24 126,0 127,7 100,6 100,0 +0,7%

24 126,0 127,7 100,6 100,0 +0,7%

24 126,0 127,7 100,6 100,0 +0,7%

A Figura 5.6 – 1 apresenta os resultados para os desvios obtidos com diodo

em gráfico de dispersão de acordo com o limite do nível de aceitação de ± 5%.

Figura 5.6 – 1: Dispersão dos Resultados com o Diodo nas Medidas com o Simulador RANDO–Alderson.

58

Resultados

5.7 – MEDIDAS IN VIVO

Após avaliar e testar o arranjo experimental e o equipamento no simulador

RANDO-Alderson foram feitas medidas in vivo em um paciente, com o mesmo

procedimento. Na Tabela 5.7 – 1, encontram-se os dados do tratamento do paciente.

O DAP do paciente foi medido e o valor de LM calculado. A partir da dose

absorvida prescrita pelo médico radioterapeuta, a ser ministrada em 6 seções com

2 campos cada, calculou-se a quantidade de UM por irradiação.

Tabela 5.7 – 1: Dados do Tratamento do Paciente.

Distância Ântero-Posterior (DAP) 16 cm

Linha Média (LM) 8 cm

Dose Prescrita (DPres) 1,1 Gy

Energia Nominal do Acelerador 15 MV

Abertura de Colimador no Isocentro (40 x 40) cm2

Angulação do Gantry 90°

Angulação do Colimador 45°

Unidade de Monitor (UM) 1410

A distância parede superfície do paciente (DPS), onde o diodo se localizava,

foi medida em todas as frações de tratamento.

Os resultados obtidos com as medidas no paciente com o campo anterior e os

desvios (Desvio %) encontram-se na Tabela 5.7 – 2 e ilustrados na Figura 5.7 – 1.

59

Resultados

Tabela 5.7 – 2: Resultados Obtidos do Diodo com as Medidas no Paciente com Campo Anterior e os respectivos desvios.

DPS

(cm)

DMed

(cGy)

DEnt

(cGy)

DLM

(cGy)

DPres

(cGy) Desvio

%

29 119,8 124,5 108,5 110,0 –1,4 %

30 118,9 123,6 107,7 110,0 –2,1 %

29 120,5 125,3 109,2 110,0 –0,8 %

29 122,0 128,0 110,9 110,0 +0,8 %

29 123,2 127,7 111,3 110,0 +1,2 %

29 123,2 128,0 111,6 110,0 +1,5 %

Figura 5.7 – 1: Dispersão das Doses avaliadas com Diodo 2 para o Campo Anterior do Paciente.

Como é possível observar na Figura 5.7 – 1, todos os resultados encontram–se

na faixa de ±5%, conforme recomendação do ICRU.

Os resultados obtidos do campo posterior e os desvios (Desvio %) encontram-

se na Tabela 5.7 – 3 e ilustrados na Figura 5.7 – 2.

60

Resultados

Tabela 5.7 – 3: Resultados Obtidos do Diodo com as Medidas no Paciente com Campo Posterior e os respectivos desvios.

DPS

(cm)

DMed

(cGy)

DEnt

(cGy)

DLM

(cGy)

DPres

(cGy) Desvio

%

36 125,9 130,86 114,1 110,0 +3,7 %

35 126,6 131,60 114,7 110,0 +4,3 %

36 129,2 134,30 117,1 110,0 +6,5 %

36 127,1 132,10 115,2 110,0 +4,7 %

35 126,2 131,20 114,2 110,0 +3,8 %

36 126,8 131,80 114,9 110,0 +4,5 %

Figura 5.7 – 2: Dispersão das Doses Avaliadas com o Diodo 2 com o Campo Posterior do Paciente.

Como se pode observar a partir dos resultados, obteve-se no campo posterior

uma dose acima do limite aceitável de ± 5%. No dia da obtenção deste dado o paciente

encontrava-se agitado e a máquina de tratamento estava aquecendo além do limite,

devido a problemas de refrigeração.

61

Resultados

As doses obtidas no campo posterior foram maiores quando comparadas com

o campo anterior. O cálculo utilizado para obter a unidade de monitor referente à dose

prescrita pelo médico é feito levando-se em consideração a posição do paciente no

campo anterior. E assim, a mesma unidade de monitor utilizada no campo anterior é

utilizada no campo posterior. Deste modo, a distância parede-superfície do paciente é

tomada a mesma para os campos anterior e posterior. Como as distâncias da parede ao

diodo estavam sendo acompanhadas em todos os posicionamentos, foi observado que o

paciente está mais pra frente no campo posterior, sendo a distância SAD menor que para

o campo anterior.

Levando-se em consideração a distância parede-superfície do paciente,

calcula-se o SAD referente a este campo assim como a dose que seria prescrita para o

campo posterior, denominada de DPres,Corrigida. Com estes resultados calcula-se

novamente o desvio (Desvio %) obtido com as doses medidas, as quais se encontram na

Tabela 5.7 – 4.

Tabela 5.7 – 4: Dados Corrigidos para a Distância e Desvios.

DPres,Corrigida

(cGy)

DLM

(cGy)

Desvio %

114,7 114,1 -0,6

113,8 114,7 +0,8

114,2 117,1 +2,5

114,2 115,2 +0,9

113,8 114,2 +0,4

114,2 114,9 +0,6

62

Resultados

Com os dados da Tabela 5.7 – 4 foi construído um gráfico apresentado na

Figura 5.7 – 3.

Figura 5.7 – 3: Dispersão das Doses Corrigidas para Distância no Campo Posterior do Paciente.

De acordo com a Figura 5.7 – 3 observa-se que todos os resultados

apresentados estão dentro do limite aceitável de ± 5%.

63

Resultados

5.8 – INCERTEZAS

Como descrito no Capítulo 4.9, a incerteza relativa calculada na linha

média para as doses medidas com o diodo na superfície do paciente é

apresentada na Tabela 5.8 – 1.

Tabela 5.8 – 1: Incerteza na Linha Média. Incerteza da Dose na Linha Média 0,62 %

A partir dos resultados obtidos nos campos posterior e anterior,

apresentamos na Tabela 5.8 – 2, o desvio padrão relativo das medidas.

Tabela 5.8 – 2: Desvio Padrão das Medidas. CAMPO Desvio Padrão Relativo

Anterior 1,46 %

Posterior 0,92 %

64

Conclusões

6 – CONCLUSÕES

Mediante os resultados apresentados pode-se observar que a resposta do diodo

é bastante acurada e precisa nas medições in vivo no tratamento de irradiação de corpo

inteiro.

Obteve-se um desvio menor nas doses com o campo anterior devido ao fato do

SAD, neste caso, ser maior que o campo posterior. Com base nesta informação é

possível propor que a unidade de monitor referente à dose prescrita seja calculada tanto

para o campo anterior quanto para o campo posterior, levando em consideração a

distância da parede à superfície do paciente mais próxima à fonte.

Com este trabalho foi possível comprovar que o diodo mostra-se adequado à

medição in vivo como Controle de Qualidade devido à sua resposta imediata e fácil

manuseio. Deste modo, a implementação da metodologia torna-se viável e relevante, já

que, o tratamento de irradiação de corpo inteiro necessita de uma grande eficácia na

distribuição de dose, pois o paciente está sendo preparado para o transplante de medula

óssea e assim, quanto maior a eficácia do tratamento, maior a probabilidade do

transplante ser bem sucedido.

Portanto, fica proposta, a utilização do diodo, como Controle de Qualidade,

para avaliar a dose ministrada ao paciente em pelo menos toda primeira fração do

tratamento.

65

Referências Bibliográficas

REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS

[1] ICRU – 24. International Commission on Radiation Units and Measurements,

Prescribing, Recording and Reporting Photon Beam Therapy, ICRU Report 24,

Publications, Washington DC, 1976.

[2] RAPAPORT, SAMUEL I., “Introdução à hematologia”, Editora Harper e Row

do Brasil LTDA, 1978.

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Editora SP, 8° Edição, 1992.

[4] EDMANN, FRAZ RODRIGUEZ, OLIVEIRA, H. PACHECO, MEDEIROS,

MÁXIMO, “Hematologia Clínica”, Atheneu Editora, RJ – SP, 1983.

[5] OMS – World Health Organization, Quality Assurance in Radiotherapy, WHO,

Geneva, 1988.

[6] IAEA – TECDOC – 1151. Aspectos Físicos de la Garantía de Calidad en

Radioterapia: Protocolo de Control de Calidad. OIEA, Viena, 2000.

[7] G. LEUNENS, J VERSHAETE, W. VAN DEN BOGAERT, J. VAN A.

DUTREIX e VAN DE SCHUEREN, “Human Errors in data transfer during the

preparation and delivery of radiation treatment affecting the final result: garbage in,

garbage out.”

[8] DUGGAN, LISA, KRON, T., HOWWTT, S., SKOV, A., O’BRIEN, P., “A

independet check of treatment plan, prescription and dose calculation as QA

procedure”. Radiotherapy Oncology 42 (1997), pp. 297-301.

66


[9] FIORINO, C., CORLETTO, D., MANGILI, P. BROGGI, S., BONINI, A.,

CATTANEO, G. M., PARISI,R., ROSSO, A., SIGNORO, P.,VILLA, E.,

CALANDRINO, R., “Quality assurance by systematic in vivo dosimetry: results on a

large cohot of pacients”, Radiotherapy Oncology 56 (2000), pp. 85-95.

[10] W.P.M. MAYLES, S. HEISIG, H. M. O. MAYLES, “Treatment Verification

and In Vivo Dosimetry”. In Thawaites, D. I., Williams, J.R. (Eds) Radiotherapy

Physics, 2 nd ed., chapter 11, New York, U.S.A., Oxford University Press, 2000.

[11] SUN NUCLEAR CORPORATION, ISORAD-p Diode User Guide - Melbourne,

FL, U.S.A. - 1997.

[12] VIEGAS, CLAUDIO CASTELO BRANCO, 2003, “Dosimetria In Vivo com

Uso de Detetores Semicondutores e Termoluminescentes Aplicada ao Tratamento de

Câncer de Cabeça e Pescoço”. In: Monografia de Mestrado COPPE/UFRJ, Rio de

Janeiro, Brasil.

[13] NUCLEAR ASSOCIATES, Patient Dose Monitor Instruction Manual, Carle

Place, NY, USA, 1997.

[14] LANZL, L. H., The Rando Phanton and its Medical Applications, Department of

Radiology - The University of Chicago, Illinois, USA, ARL Inc., 1973.

[15] SCAFF, LUIZ A. M., “Física da Radioterapia”, Editora Sarvier, Sp, 1997.

[16] TRS – 398, Absorved Dose Determination in External Beam Radiotherapy: An

Internacional Code of Practice for Dosimetry Based on Stardards of Absorved Dose to

Water. Vienna: Internacional Atomic Energy Agency, IAEA, 2000.

[17] KHAN, FAIZ M. “The Physics of Radiation Therapy”, Editora Incott Williams

& Wilkins, Philadelphia, 1994.

67


[18] SILVA, COSME N. M., NASCIMENTO, DEISE M.F.R. E BARBOSA,

RICARDO A., “Procedimento para Calibração de Dosímetros Clínicos em feixes de

Raios-X e Co-60”, LNMRI – Instituto de Radioproteção e Dosimetria, CNEN, Rio de

Janeiro, 2001.

[19] ABNT, INMETRO, SBM, PROGRAMA RH-METROLOGIA, “Guia para a

Expressão da Incerteza na Medição”,2a Ed. Brasileira em Língua Portuguesa, Rio de

Janeiro, RJ, Brasil, SERIFA Editoração e Informática Ltda., 1998.

68

Apêndice

APÊNDICE

A – DEFINIÇÃO DE DOSE ABSORVIDA

A dose absorvida D é uma grandeza dosimétrica fundamental definida na

Equação A – 1.

dmEdD = Equação A – 1

onde Ed é a energia média cedida pela radiação ionizante à matéria em um volume

elementar e dm é a massa de matéria neste volume elementar. No Sistema Internacional

a unidade de dose absorvida é o joule por quilograma (J/Kg), cujo nome é o gray (Gy).

B – DEFINIÇÃO DE KERMA

O KERMA é a grandeza definida na Equação B – 1.

dmdE

K tr= Equação B – 1

onde é a soma das energias cinéticas iniciais de todas as partículas ionizantes

carregadas liberadas pelas partículas ionizantes não carregadas em um material de

massa . No Sistema Internacional a unidade de KERMA é o joule por quilograma

(J/kg) cujo nome é gray (Gy).

trdE

dm

69

Apêndice

C – DOSIMETRIA DO FEIXE DE FÓTONS DE 15 MV

Para encontrar o fator de calibração do feixe de fótons de 15 MV, foi utilizado

o Protocolo da IAEA – TRS 398, conforme Equação C – 1.

100/PDPk.N.k.k.k.M

)Z(D)cm10(

)MV15(QW,DPolsTPMV15,cm10máxMV15,w = Equação C – 1

onde:

Dw,15MV (ZMax) taxa de dose absorvida na água para a energia de 15 MV na

profundidade máxima (Z

⇒

Max = 3,0 cm);

M valor da carga coletada na voltagem V1, na profundidade de

referência;

⇒MV15,cm10

k Fator de Correção para temperatura, pressão e umidade obtidas a partir

da Equação C – 2;

⇒TP

k Fator de Correção para recombinação iônica na cavidade da câmara

obtida pela Equação C – 3;

⇒s

kPol Fator que corrige a resposta da câmara de ionização para o efeito da

mudança na polaridade devido a tensão de polarização aplicada na câmara;

obtida pela Equação C – 4;

⇒

k Fator de Correção para a qualidade do feixe de 15 MV em relação à

qualidade de referência do Co-60. Este fator é especificado pela razão tecido –

fantoma, TPR

⇒)MV15(Q

20,10. A partir do TPR20,10, consulta – se a tabela 14 na pág 72 do

TRS 398 e obtém –se o KQ(15MV) ;

N Fator de Calibração em termos da dose absorvida na água para o

dosímetro na energia de referência Co-60, apresentado no Anexo deste trabalho.

⇒w,D

70

Apêndice

PP

)T2,273()T2,273(k 0

0P,T +

+= Equação C – 2

onde P, T são valores reais e P0, T0 são valores de referência e são respectivamente

1013,25 mBar e 20 °C.

+

+=

2

12

2

110s M

Ma

MM

aak Equação C – 3

onde as constantes ai são obtidas na Tabela 9 na pág 54 para radiação pulsada, como

razão entre as voltagens V1 e V2, ou seja, V1/V2. As variáveis M1 e M2 são

respectivamente L e V300

)cm10( LV150

)cm10(.

M2MM

k pol−+ +

= Equação C – 4

onde M é a polaridade utilizada na rotina (a mesma usada na calibração, no caso, M –)

e M + e M – são as leituras obtidas nas polaridades positivas e negativas.

Assim a partir da Equação B – 1, obtém – se o fator de calibração para o feixe

de fótons de 15 MV dividindo a taxa de dose absorvida na água pela unidade de

monitor utilizada no feixe de 100 UM, conforme Equação C – 5.

UM100)Z(D

CalibraçãodeFator máxMV15,w= Equação C – 5

D – CÁLCULO DA DOSE ABSORVIDA

Para calcular o valor da dose absorvida no ponto de interesse utilizamos

a Equação D – 1.

Equação D – 1 w,DPolsP,Tw N.k.k.k.M)prof(D =

71

Apêndice

onde:

Valor da dose absorvida numa determinada profundidade; ⇒)prof(Dw

M Leitura do dosímetro com a câmara posicionada na respectiva

profundidade;

⇒

Fator de Correção para temperatura, pressão e umidade obtidas a

partir da Equação C – 2;

⇒P,Tk

Fator de correção para recombinação de íons, obtido da Equação C – 3; ⇒sk

kPol Fator de correção para polaridade; obtida na Equação C – 4; ⇒

Fator de Calibração do dosímetro apresentado em Anexo deste

trabalho.

⇒w,DN

E – FUNCIONAMENTO DO ELETRÔMETRO PDM VICTOREEN

O eletrômetro PDM é de fácil manuseio tendo um menu bastante simples.

Após a chave ON ser acionada aparecerá na tela do equipamento o Menu Principal,

conforme descrito na Figura E – 1.

Main Menu

CALIBRATE PRINT CAL SET UP MEASURE

F1 F2 F3 F4

EXIT ENTER

Figura E – 1: Menu Principal do Eletrômetro.

Cada tecla aciona a função descrita logo acima da mesma, ou seja, F1 para

calibrar, F2 para imprimir, e assim por diante.

A tecla ENTER promove a entrada dos dados ou a mudança para o menu

seguinte e a tecla EXIT, a correção ou o retorno a um menu anterior.

72

Apêndice

Pressionando PRINT CAL, eletrômetro irá imprimir uma lista completa de

todas as calibrações internas. Depois de imprimir a lista o menu retorna ao Menu

Principal.

Pressionando SET UP, é possível ajustar o relógio e a data e selecionar o tipo

de impressora.

O eletrômetro PDM não vem com calibração de fábrica, por isto é necessária

uma calibração antes de se fazer qualquer medição. O equipamento tem capacidade para

20 calibrações que serão guardadas na memória através dos Grupos de Detetores de 1 a

20.

Para calibrar o detetor é necessário selecionar CALIBRATE no Menu

Principal, selecionar um Grupo de Detetor através das teclas DECREMENT ou

INCREMENT, respectivamente F3 e F4. Quando o número desejado for selecionado

deve –se pressionar ENTER.

Após deve –se entrar com o número da máquina através das teclas LEFT ou

RIGHT, respectivamente F1 e F2 e DECREMENT ou INCREMENT,

respectivamente F3 e F4, e então ENTER. Dessa mesma maneira deve –se proceder

para entrar com o tipo de radiação, energia utilizada, número de série do diodo a ser

utilizado no canal 1 e número de série do diodo a ser utilizado no canal 2.

Após a entrada de dados o aparelho necessita de um tempo para ajustes

internos, e então, passa para a próxima tela, descrita na Figura E – 2.

Calibrate: CH1=0000 CH2=0000 TM=0000.0

ABORT START

F1 F2 F3 F4

EXIT ENTER

Figura E – 2: Tela para início da Calibração.

Agora o eletrômetro está pronto para começar a medição, mas para uma

calibração acurada é necessário pressionar START antes que o feixe de radiação seja

acionado. Depois de atingida a dose mínima requerida (no mínimo 100 contagens) para

73

Apêndice

a calibração aparecerá a mensagem YES na tela e então deve-se entrar com a dose

recebida neste intervalo e selecionar a unidade de radiação.

Os passos requeridos para calibrar o detetor estão completos. Na tela aparecerá

o fator de calibração do canal, que deve ser anotado, pois não mais aparecerá e então o

aparelho está pronto para medições

Para se efetuar qualquer medida a partir de um Grupo de Detetor deve –se

selecionar a tecla MEASURE do Menu Principal, descrito na Figura E – 1.

Pressionando esta tecla aparecerão na tela os parâmetros necessários durante as

medições. São eles: fatores de correção adicionais, que podem ser aplicados em adição à

calibração do grupo de detetor, alarmes para o canal 1 e 2, Grupo de Detetor, e TC, que

é a constante de tempo utilizada para cálculos internos. Esta tela está descrita na Figura

E – 3.

Corr: 1=x.xx 2=x.xx Alrm:1=x.xx 2=x.xx

SET UP MEASURE

F1 F2 F3 F4

EXIT ENTER

Figura E – 3: Tela da tecla MEASURE do Eletrômetro.

Para mudar qualquer um dos parâmetros descritos acima se deve selecionar

SET UP. Assim a tela descrita na Figura E – 4 aparecerá.

Measurement Setup Menu

DETGROUP CORR ALARM TIMECONST

F1 F2 F3 F4

EXIT ENTER

Figura E – 4: Tela do Menu SETUP de Medida.

74

Apêndice

Quaisquer dos parâmetros podem ser selecionados pressionando a tecla

apropriada F1 para Grupo de Detetor, F2 para Fatores de Correção, e assim por diante.

Por exemplo, pressionando DET GROUP, mudaremos o Grupo de Detetor a partir das

teclas DECREMENT ou INCREMENT, como descrito acima. Somente os grupos de

detetor calibrados aparecerão na tela. Pressionando ENTER após selecionar o número

de Grupo de Detetor desejado os fatores de calibração serão carregados, caso EXIT seja

pressionado o eletrômetro reterá os fatores de calibração anteriores.

Após este passo é necessário selecionar EXIT para sair do Menu de Medida e

voltar a tela descrita na Figura E – 3 e então, teclar MEASURE, para efetuar a medida.

Neste momento o eletrômetro precisará de alguns segundos para ajustes internos

passará a tela descrita na Figura E – 4.

Ch1: 000.0 000/m Ch2:000.0 000/m cGy

1:2=-------- Tm=0000.0 STOP

F1 F2 F3 F4

EXIT ENTER

Figura E – 4: Tela para início da Medição

Antes de iniciar a irradiação é necessário selecionar START. Depois da

medição ter sido feita pressione STOP para interromper a medida.

Para a realização deste trabalho foi utilizado o grupo 6, canal 2 e diodo número

série 027.

75

Anexo

ANEXO

CERTIFICADO DE CALIBRAÇÃO DO CONJUNTO DOSIMÉTRICO DE

REFERÊNCIA, A CÂMARA DE IONIZAÇÃO IC70 E ELETRÔMETRO

KEITHLEY

76

Anexo

77

Anexo

78

Anexo

79

Anexo

80

Anexo

81

Anexo

82

Documents

APLICAÇÃO DE DETETORES SEMICONDUTORES NA … · 2.1 –DOENÇAS MALIGNAS DO SANGUE O Sangue O sangue, elemento circulante do sistema vascular sanguíneo, é formado por uma parte