oen AUTARQUIA ASSOCIADA UNIVERSIDADE DE SO PAULO

CLCULO INDEPENDENTE DAS UNIDADES MONITORAS

MRCIO ROGRIO MLLER

Dissertao apresentada como parte dos requisi tos para obteno do Grau de Mestre em Cincias na rea de Tecnologia Nuc lear-Apl icaes.

Or ientadora: Dra. Laura Natal Rodrigues

2005

I N S T I T U O DE P E S Q l ISAS ENERGTICAS E NI C L E A R E S Autarquia associada Universidade de So Paulo

CALCULO INDEPENDENTE DAS UNIDADES MONITORAS E T E M P O S DE

T R A T A M E N T O EM RADIOTERAPIA

MRCIO ROGRIO MLLER / , ,

! / ''no \ -r^ i

Dissertao apresentada como parte dos requisitos para obteno do Grau de Mestre em Cincias na rea de Tecnologia Nuclear - Aplicaes,

Orientadora: Dra. Laura Natal Rodrigues

SO PAULO

20()5

COWSSO vtr:m\^ D FK'Err^A fJLCLEAR/SP-IPE)

II

INSTITUTO DE PESQUISAS ENERGTICAS E N U C L E A R E S Autarqua associada Universidade de So Paulo

C A L C U L O INDEPENDENTE DAS UNIDADES MONITORAS E T E M P O S DE

T R A T A M E N T O EM RADIOTERAPIA

\LARCIO R O G R I O MULLER

Dissertao apresentada como parte dos requisitos para obteno do Grau de Mestre em Cincias na rea de Tecnologia Nuclear - Aplicaes.

Orientadora: Dra. Laura Natal Rodrigues

SO P A U L O

2005

file:///LARCIO

111

Dedico este trabalho minha me Mara J. S. MUer {Jn Memortan) que esteve ao meu lado no incio desta etapa, mas infelizmente no pde ver a sua concluso.

IV

AGRADECTMENTOS

De maneira especial minha onentadora Dra. Laura Natal Rodrigues, pela

orientao clara e precisa, pelo mcentivo e pela disposio incondicional; sua pacincia e

firmeza, mesmo durante um momento de desanimo, me tlzeram recuperar a capacidade de

trabalho.

Ao Dr. Cleber Nogueira de Souza por me receber, orientar e motivar desde a

poca de graduao at o inicio deste trabalho.

A equipe do Instituto de Radioterapia do Hospital das Clinicas da Universidade

de So Paulo - InRad - HC/ FMUSP, na pessoa da Dra. Rosngela Corra Villar, pelo livre

acesso s pessoas, informaes e equipamentos para elaborao do presente trabalho.

Ao fsico mdico do InRad - HC/FMUSP o M.Sc. Marco Antnio da Silva,

que dispensou tempo e energia para me auxiliar apresentando conceitos, dados e tirando

dvidas durante vrios momentos no decorrer deste ano. Seu auxlio foi fundamental para

elaborao deste trabalho.

toda equipe do Centro de Metrologia das Radiaes do IPEN, na piessoa da

Dra. Linda Caldas, pelo livre acesso s instalaes e pelo agradvel convvio durante esta

etapa.

Aos Professores Jos L. M. Morales e Valdeci Carneiro Jr., amigos de hoje e

de sempre, nossos caminhos se cruzaram vrias vezes e assim como nesta etapa,

certamente estaremos juntos em outros momentos.

Aos companheiros de ps-graduao Andr, Cristiane. Eduardo, Fbio, Flvio,

Juan, Oscar, Patrcia e Prisclla, pela amizade e companhia nesta rdua etapa.

Aos Professores Dorival A. de Mello, Rogrio Chiavassa e Vitor Brum, que em

diferentes pocas acreditaram na minha capacidade em momentos cruciais e, dessa forma,

contriburam de maneira singular para o meu crescimento profissional e pessoal.

minha amiga, Ester Oliveira da Silva MUer, que se tomou minha esposa

durante essa etapa, pelo companheinsmo, por entender minha constante ausncia e

principalmente pelo apoio durante os momentos difceis que se passaram logo no inicio de

nosso casamento.

Ao meu irmo, o Professor Carios Antnio Mller, o amigo de todos os

momentos e conselheiro de sempre, sua sabedoria e serenidade so fonte de interminveis

dilogos que resultaram no homem que sou hoje.

Ao meu sobrinho Luiz Felipe Mller, seu nascimento, que ocorreu logo aps

um difcil momento, durante esta etapa, encheu de alegria a vida do meu irmo e

conseqentemente a minha.

VI

C A L C U L O INDEPENDENTE DAS UNIDADES MONITORAS E T E M P O S DE

T R A T A M E N T O EM RADIOTERAPIA

Mrcio Rogrio Mller

R E S U M O

Neste trabalho foi desenvolvido e aplicado um sistema de venficao

independente de clculos em Radioterapia, elaborado em linguagem de programao

Visual Basic, O programa computacional executa clculos de unidades monitoras e de

tempos de tratamento, baseado no algoritmo de clculo manual. Os clculos executados

pelo sistema independente foram inicialmente comparados aos clculos manuais

elaborados pelos fsicos mdicos do Instituto de Radioterapia do Hospital das Clinicas da

Universidade de So Paulo. Nesta etapa os resultados encontrados para os mais de

duzentos campos estudados foram similares aos encontrados na literatura; desvios maiores

que 1% foram encontrados em apenas cinco casos que envolveram erros no clculo

manual. A aplicao do sistema independente, nesta etapa, poderia ter identificado erros de

at 2,4%. Com base nestes dados, o sistema foi validado para uso na rotina clinica. Em

um segundo momento, os clculos foram comparados aos clculos elaborados pelo sistema

de planejamento de tratamento computadorizado CadPlan '^ . Nestes casos, novamente, os

resultados se compararam aos resultados publicados em trabalhos similares e permitiram o

levantamento de patamares de aceitao das discrepancias entre os clculos executados

pelo sistema independente e os clculos elaborados a partir do sistema de planejamento,

separados por regio anatmica, conforme recomendado pela literatura recente. Para os

feixes de 6 MV, os patamares de aceitao para desvios entre os clculos de unidades

monitoras, separados por regio de tratamento foram os seguintes: mama 1,7%; cabea e

pescoo 2%; hipfse 2,2%; pelvis 4 , 1 % e trax 1,5%. Para os feixes de 15 MV, o

patamar sugerido para pelvis foi de 4 ,5%.

vu

I N D E P E N D E N T CALCULATION O F T H E M O N I T O R UNITS AND TIMES OF

T R E A T M E N T IN R \ D I O T E R A P Y

Mrcio Rogrio Mller

A B S T R A C T

In this work, an independent verification system of calculations in radiotherapy

was developed and applied, using Visual Basic programming language. The

computational program performs calculations of monitor units and treatment time, based

on the algorithm of manual calculation. The calculations executed for the independent

system had initially been compared with the manual calculations performed by the medical

physicists of the Institute of Radiotherapy of the Hospital das Clinicas da Universidade de

So Paulo. In this step, the results found for more than two hundred fields studied were

similar to those found in the literature; deviafions larger than 1% were found only in five

cases involving errors in manual calculation. The application of the independent system, in

this stage, could have identified errors up to 2,4%. Based on these data, the system was

validated for use in clinical routine. In a second step, calculations were compared with

calculations realized by the treatment computerized planning system CadPIan. When,

again, the results were similar to those published in other works allowing to obtain levels

of acceptance of the discrepancies between the calculations executed for the independent

system and the calculations developed from the planning system, separated by anatomical

region, as recommended according by the recent literature. For beams of 6 MV, the levels

of acceptance for deviations between the calculations of monitor units, separated by

treatment region were the following; breast ^ 1.7%, head and neck + 2 % ; hypophysis

2.2%; pelvis 4 . 1 % and thorax 1.5%. For beams of 15 MV, the level suggested for

pelvis was of 4 .5%.

V I U

LISTA DE FIGl ! IL\S

FIGURA 1 - Histograma apresentando a distribuio da relao dose calculada por meio

manual e a dose calculada pelo sistema de planejamento Helax-TMS'^^ 8

FIGURA 2 - Distribuio da (MU^^^) para casos de prstata ' ' 9

FIGURA 3 - Distribuio da (MU^,,^ ) para casos de c rebro" 10

FIGURA 4 - Distribuio dos desvios para os trs programas"'' 12

FIGURA 5 - Observa-se na figura um objeto simulador sendo irradiado com cmaras de

ionizao 14

FIGURA 6 - Cabeote da unidade de telecobaltoterpia do InRad - HC/FMUSP 15

FIGURA 7 - Ilustrao do isocentro em um equipamento de teleterapia' 15

FIGURA 8 - Ilustrao do tratamento com distncia foco-pele constante 17

FIGURA 9 - Ilustrao de tratamento isocntrico' 17

FIGURA 10 - Geometria e definio de porcentagem de dose profunda (PDP) 19

FIGURA 11 - Geometna relacionando a porcentagem de dose profunda (PDP) com a

definio da relao tecido mximo (TMR). 21

FIGURA 12 - Cone de mama utilizado na unidade de Telecobaltoterapia do InRad -

HC/FMUSP 22

FIGURA 13 - Curvas de isodose geradas em simulao feita no CadPlan ' ^ 23

FIGURA 14 - Blocos para colimao do feixe: (a) blocos padronizados; (b) bloco

conformacionado para contorno esp)ecfico de um paciente 25

FIGURA 15 - Ilustrao da aplicao do mtodo de Clarkson'", para setores de 15 graus.

26

FIGURA 16 - Objeto simulador Blue Phantom 29

FIGURA 17 - Filtros utilizados no acelerador linear 2100C: (a) da esquerda para direita,

nitros de 15. 30", 45 e 60; (b) filtro de 60 em destaque 30

FIGURA 18 - Bandeja do acelerador linear 60C 31

FIGURA 19 - Fluxograma descrito da etapa do programa destinada ao clculo de tempo de

tratamento para casos que utilizem o cone de mama 36

FIGURA 20 - Fluxograma descrito da etapa do programa destinada ao clculo de tempo de

tratamento em todas regies, exceto mama 37

IX

FIGURA 21 - Fluxograma descritivo do clculo de U M para tratamentos com distncia

foco-pele constante (SSD), no acelerador linear 600C 40

FIGURA 22 - Fluxograma descritivo do calculo de UM para tratamentos isocntricos

(SAD), no acelerador linear 600C 41

FIGURA 23 - Fluxograma descritivo do clculo de UM para tratamentos com distncia

foco-pele constante (SSD), no acelerador linear 21OOC 42

FIGURA 24 - Fluxograma descritivo do clculo de UM para tratamentos isocntricos

(SAD), no acelerador linear 2 lOOC 43

FIGURA 25 - Tela para cadastro das regies de tratamento 48

FIGURA 26 ~ Tela inicial do sistema independente 49

FIGURA 27 - Tela de clculo, do sistema independente, para tratamentos isocntricos

(SAD) no acelerador linear 600C 50

FIGURA 28 - Tela de clculo, do sistema independente, para tratamentos isocntricos

(SAD) no acelerador linear 21 OOC 51

FIGUR. \ 29 " Tela de clculo, do sistema independente, para tratamentos com distncia

foco-pele constante (SSD), no acelerador 600C 52

FIGURA 30 - Tela de clculo do, sistema independente, para tratamentos com distncia

foco-pele constante (SSD), no acelerador 21 OOC 52

FIGURA 31 - Tela resultante da consulta de pacientes pela letra inicial do nome 53

FIGURA 32 - Tela de consulta e emisso de relatrio, por paciente, do sistema

independente 53

FIGURA 33 - Tela de consulta e emisso de relatrio, por regio anatmica, do sistema

independente 54

FIGURA 34 - Histograma apresentando os desvios entre os clculos manuais de U M e os

clculos efetuados pelo sistema independente, para os feixes de 6 MV 55

FIGURA 35 - Histograma apresentando os desvios entre o clculo de UM pelo sistema

independente e os executados pelo CadPlan"^, para os feixes de 6 MV 57

FIGURA 36 - Histogramas apresentando os desvios percentuais entre os clculos de U M

efetuados pelo sistema independente e pelo CadPlan, para os feixes de 6 MV, separados

pelas regies anatmicas; cabea e pescoo; hipfse; mama; e pelvis 58

FIGURA 37 - Histograma apresentando os desvios entre o clculo manual de U M e o

clculo efetuado pelo sistema independente, para os feixes de 15 MV 60

FIGURA 38 - Histograma apresentando os desvios entre o clculo de U M pelo sistema

independente e os executados pelo CadPlan, para os feixes de 15 M V 60

FIGURA 39 - Histogramas apresentando os desvios percentuais entre os clculos de UM

efetuados pelo sistema independente e pelo CadPlan, para os feixes de 15 MV,

separados por tcnica de tratamento: 3, 4 e 6 campos 61

LISTA DE T A B E L A S

TABELA 1 - Levantamento dos erros cometidos no planejamento de tratamento para o

segundo grupo"' 7

TABELA 2 - Resumo das discrepancias entre os valores calculados pelo sistema de

planejamento e por meio independente, por regio de tratamento'*^ 11

TABELA 3 - Desvios entre a dose calculada pelo STPC e por meio independente.

classificados por geometria do campo"** 13

TABELA 4 - Lados dos campos quadrados equivalentes (c.q.e.) a campos retangulares'^.

24

TABELA 5 - Valores de PDP, utilizados no clculo manual, em um intervalo comumente

usado na prtica clnica 46

TABELA 6 - Valores de PDP, utilizados no clculo efetuado pelo sistema independente.

em um intervalo comumente usado na prtica clnica 46

TABELA 7 - Resumo das discrepancias entre U M calculadas manualmente e as calculadas

pelo sistema independente, por regio de tratamento, para os feixes 6 MV 56

TABELA 8 - Detalhamento dos erros cometidos nos clculos para os campos com desvios

superiores a - 1,0%, para os feixes de 6 MV 56

TABELA 9 - Desvios mdios e seus respectivos desvios padro, separados por regio de

tratamento 59

TABELA 10 - Desvios mdios e seus respectivos desvios padro dos clculos de UM para

os feixes de 15 MV, separados por regio de tratamento 62

TABELA 11 - Sugesto de patamares de desvios mdios e seus respectivos desvios

padro, por regio de tratamento para os feixes de 6 MV 62

Xll

LISTA DE SMBOLOS

c.q.e. - Campo quadrado equivalente

c.q.e.c. - Campos quadrado equivalente colimado

Dp - Dose na profundidade p

Do - Dose na profundidade de dose mxima

^ - Dose no ar

D , - Dose depositada com uso de acessrio especifico

D , - Dose depositada sem uso de acessno especfico

Dose^^., - Dose depositada no ponto de dose mxima

/ - Distncia isocentnca

Fb - Fator bandeja

Fe - Fator colimador

Fcai - Fator de calibrao

Fcone - Fator cone

Fr - Fator filtro

FN - Fator de normalizao

FOA - Fator ' 'off-axis"

Fp - Fator objeto simulador

Fr - Fator rendimento

FSP - Fator de espalhamento pico

Ffcone - Fator filtro cone

Gy - gray, unidade usual para medida de dose

cGy - Sub-mltiplo do Gy, o centi-gray

hv - Energia do fton

Iso - Curva de isodose

MLC - Sistema de colimao muhi-lmnas

MUraanuai - Unidadcs monitoras calculadas manualmente

MUrati - Relao entre unidades monitoras

MUsTPc - Unidades monitoras calculadas pelo sistema de planejamento

XIU

p^- - Profundidade de dose mxima

PDP - Porcentagem de dose profunda

R - Rendimento

SAD - Tcnica de tratamento isocentrica

SSD - Tcnica de tratamento com distncia foco-pele constante

STPC - Sistema de planejamento de tratamento computadorizado

TDose^,^ - Dose total depositada no ponto de dose mxima

TMR - Relao tecido mximo

UM - Unidades Monitoras

SUMARIO

1. I N T R O D U O 1

1.1. CONSIDERAES INICIAIS 1

1.2. DOSE PRESCRITA E DOSE LIBERADA 2

1.3. OBJETIVOS 3

1.4. REVISO BIBLIOGRFICA 4

2. F U N D A M E N T O S TERICOS 14

2.1. E Q U I P A M E N T O S DE TELETERAPIA 14

2.2. A L G O R I T M O DE CALCULO DE UNIDADES MONITORAS (UM) E

TEMPOS DE T R A T A M E N T O 16

2.3. TCNICAS DE TRATAMENTO 16

2.3.1. Tratamentos com distncia foco-pele constante (SSD) 16

2.3.2. Tratamentos isocntncos (SAD) 17

2.4. CAFLACTERIZAO DA DOSE EM PROFUNDIDADE 18

2.4.1. Porcentagem de dose profunda (PDP) 18

2.4.2. Relao tecido mximo (TMR) 19

2.4.3. Fator cone (F;^^,) 21

2.5. DOSE DE PRESCRIO 22

2.6. CARTAS E CURVAS DE ISODOSE (ISO) 22

2.7. FATOR DE NORMALIZAO (FN) 23

2.8. C A M P O Q U A D R A D O EQUIVALENTE ( C . Q . E . ) 23

2.9. C O L I M A O DO FEIXE 24

2.10. C A M P O Q U A D R A D O EQUIVALENTE C O L I M A D O ( C . Q . E . C . ) 25

2.11. FATOR "OFF-AXIS" (FOA) 26

2.12. R E N D I M E N T O ( R ) 27

2.13. M U D A N A S N O FED(E OCASIONADAS POR OUTROS ACESSRIOS 27

2.13.1. Fator de espalhamento do colimador ( F J 27

2.13.2. Fator de espalhamento do objeto simulador ( p p ) 28

XV

2 . 1 3 . 3 . Fator rendimento (F^) 29

2.13.4. Fator de atenuao do filtro (F,.) 2 9

2 . 1 3 . 5 . Fator de atenuao da bandeja (F^,) 30

3. >L\TERL4IS E M T O D O S 32

3 . 1 . EQUIPAMENTOS E SISTEMA DE PLANEJAMENTO DE TRATAMENTO

COMPUTADORIZADO 3 2

3 . 2 . CLCULO DE UNIDADES MONITORAS (UM) E TEMPO DE

TRATAMENTO 3 3

3 . 3 . ALGORITMO PARA C L C U L O DE TEMPO DE TRATAMENTO EM

TELECOBALTOTERAPIA 3 4

3 . 4 . FLUXOGRAMA DESCRITIVO DA ETAPA DE CLCULO DE TEMPO DE

TRATAMENTO E M TELECOBALTOTERAPIA 3 6

3 . 5 . CLCULO DE UNIDADES MONITORAS (UM) NOS ACELERADORES

LINEARES 37

3 . 5 . 1 . Algoritmo para clculo de unidades monitoras (UM) 3 8

3 . 5 . 2 . Fluxogramas descritivos de clculo de unidades monitoras (UM) pelo

sistema independente 4 0

3 . 6 . CLCULO DA DOSE NO PONTO DE DOSE M X I M A ( D O S E M . ) 4 3

3 . 7 . L E V A N T A M E N T O DAS DISCREPANCIAS ENTRE O CLCULO DE

UNIDADES MONITORAS (UM) PELO SISTEMA INDEPENDENTE, OS

CLCULOS PELO SISTEMA DE PLANEJAMENTO E OS CLCULOS

MANUAIS 4 5

3 . 8 . TRATAMENTO DAS TABELAS DE VALORES D O S PARMETROS

FSICOS 4 5

3.9. DETALHAMENTO D O P R O G R A M A COMPUTACIONAL 4 7

3 . 9 . 1 . Cadastro de paciente, regies de tratamento e tela inicial 4 7

3 . 9 . 2 . Clculo de unidades monitoras (UM) para tratamentos isocntricos

(SAD) 4 9

3 . 9 . 3 . Clculo de unidades monitoras (UM) para tratamentos com distncia foco-

pele constante (SSD) 5 1

3 . 9 . 4 . Consultas e relatnos emitidos pelo sistema 5 3

4. RESULTADOS E DISCUSSES 55

XVI

4 .1 . DISCREPANCIAS N O S C L C U L O S D A S UNIDADES MONITORAS (UM)

PARA OS FEIXES DE 6 MV 55

4.2. DISCREPANCIAS ENTRE OS CLCULOS DE UNIDADES M O N I T O R A S

(UM) PARA OS FEDCES DE 15 MV 59

4.3. SUGESTO DE P A T A M A R E S DE DOSES DIFERENCIADOS POR

REGIO DE T R A T A M E N T O 62

5. CONCLUSES 64

A N E X O A - RELATRIO DE PACIENTE, EMITIDO PELO SISTEMA INDEPENDENTE 66

A N E X O B - RELATRIO POR REGLO DE T R A T A M E N T O EMITIDO PELO SISTEM.A INDEPENDENTE 67

A N E X O C - A R T I G O A P R E S E N T A D O N O m IBERIAN LATIN A M E R I C A N AND CARIBBEAN REGIONAL C O N G R E S S OF MEDICAL PHYSICS AND IX BRAZILIAN C O N G R E S S OF M E D I C A L PHYSICS, 2004 68

6. REFERNCLAS BIBLIOGRFICAS 73

1. I N T R O D U O

l . . CONSIDERAES INICIAIS

Os experimentos de Wilhlem Conrad Roentgen, professor de uma universidade

alem, com os raios catdicos, levaram-no descoberta dos raios-X em 1885*. A idia de

aplicar radiaes ionizantes, tanto na medicina diagnstica quanto no tratamento do cncer,

foi quase imediata.

No mesmo ano, o prpno Roentgen tirou a pnmeira radiografia de seres

humanos e, no ano seguinte, uma paciente portadora de um carcinoma de mama foi tratada

com radiao ionizante. O uso de radiaes ionizantes mostrou-se um bom aliado tanto no

tratamento quando na cura do cncer.

Dados publicados pelo Instituto Nacional de Cncer - FNCa" indicam o cncer

como um dos principais problemas de sade pblica no Brasil e que, a cada ano, aumenta o

nmero de casos dessa doena. Informaes como essas remetem necessidade premente

de recursos cada vez mais eficazes para o tratamento desse tipo de doena,

A radioterapia isolada ou em conjunto com a cirurgia, ou ainda a

quimioterapia, tem se mostrado um tratamento bastante eficaz, tanto no controle quanto na

cura de grande parte dos diferentes tipos de cncer.

O objetivo principal da radioterapia irradiar o volume tumoral com uma dose

suficiente para eliminar o tumor, ou seja, a cura do paciente, ou ainda, diminuir o volume

do tumor no denominado tratamento paliativo, Como a radiao e potencialmente danosa a

todos os tecidos, todo o tratamento deve ser efetuado procurando-se evitar ao mximo os

danos ocasionados aos tecidos sadios que, porventura, venham ser atingidos.

A radioterapia se divide em duas categorias; a braquierapia e a teleterapia. A

braquiterapia o tratamento feito atravs de radionuclideos na fonna de fontes seladas,

colocadas prximas ao volume tumoral, em contato com o tumor ou ate mesmo

implantadas no prprio alvo a ser tratado. O uso de fontes de radiao com distncias

grandes com relao ao paciente, quando comparadas com a braquiterapia, conhecido

como teleterapia. Os equipamentos unlizados em teleterapia op)eram com energias maiores

que 1 MV, sendo classificados na literatura como equipamentos de megavoltagem' \

No Brasil, existem vnos servios de radioterapia e segundo a Comisso

Nacional de Energia Nuclear (CNEN)^ foram catalogados, em 2000, 156 ser\ ios de

radioterapia que totalizam 215 equipamentos para teleterapia, sendo que 113 so

equipamentos de telecobaltoterapia e 102 so aceleradores lineares. Recentemente, a

aquisio de novos aceleradores lineares pelos servios de radioterapia brasileiros tem

aumentado, visando a re-equipamentao desta atividade no Brasil.

1.2. DOSE PRESCRITA E DOSE LIBERADA

Com o desenvolvimento e avano tecnolgico, a radioterapia requer que doses

altas de radiao sejam liberadas no tumor com preciso cada vez maior. Segundo as

recomendaes da Comisso Internacional de Unidades e Medidas de Radiao (ICRU) na

Publicao 24 ' , a dose liberada no deve se desviar mais que 5 % da dose prescrita. Mais

recentemente as novas recomendaes da ICRU na Publicao 62'', bem como os trabalhos

de Mijnheer et alJ e Wambersie e al.^ propem que a incerteza na dose liberada no deve

ser maior que i 3,5%.

Como somente uma parte da incerteza total da dose se origina do processo de

clculo no planejamento do tratamento, a tolerncia para a preciso dos sistemas de

planejamento de tratamento computadorizados - SPTC, tem que ser adequadamente

menor.

As incertezas na dose liberada podem ser introduzidas na fase de tratamento

(incluindo a calibrao da unidade de tratamento) ou durante o processo de determinao

das unidades monitoras - UM, ou do tempo de tratamento para telecobaltoterapia,

determinado a partir da prescrio da dose pelo radioterapeuta (preparao do tratamento).

Erros na deterininao das IJM, ou do tempo de tratamento, oriundos da fase de

planejamento, podem afetar potencialmente todo o andamento do tratamento. Portanto, so

falhas particularmente preocupantes e, sendo assim, devem ser evitadas.

Para os clculos computadonzados das UM, acompanhados ou no por uma

distribuio da dose, as incertezas podem estar mais caracterizadas como originrias dos

seguintes parmetros: dados de entrada do feixe, algoritmo de clculo, uso incorreto do

sistema e falha na transferncia de dados para a ficha tcmca de tratamento do paciente.

Embora exista a possibilidade de que um erro de dose significativo possa se originar do

algoritmo ou dos dados de entrada do feixe, o comissionamento do sistema de

planejamento projetado para minimizar este nsco. Segundos os trabalhos realizados por

Dunscombe et al.'^ utilizando um simulador antropomrfico, as diferenas entre dose

prescrita e dose liberada devem estar situadas em at 3 % durante o comissionamento do

sistema de planejamento.

Na prtica clnica, as fontes mais provveis de erros sistemticos na liberao

da dose em pacientes individuais se onginam de falhas humanas no uso do sistema de

planejamento, na manipulao e transferncia de dados, tais como: compreenso incorreta

dos protocolos de normalizao, erro de interpretao dos dados de sada do sistema e

erros de transferncia de dados para a ficha tcmca de tratamento.

Um procedimento de garantia da qualidade no processo radoteraputico, que

verifique as unidades monitoras (UM), calculadas por um sistema de planejamento

computadorizado de tratamento, extremamente necessrio para assegurar que a dose a ser

liberada ao paciente seja precisa.

1.3. OBJETIVOS

Os argumentos expostos fundamentam a necessidade do desenvolvimento de

uma metodologia para a verificao dos clculos das U M realizados por sistemas de

planejamento de tratamento computadorizados em radioterapia. Tais sistemas tm sido

adquiridos de maneira crescente pelos servios de radioterapia no Brasil. Dessa forma, o

trabalho apresentado foi desenvolvido norteado pelos seguintes objetivos especficos:

Desenvolver um algoritmo fundamentado na prtica clnica e nas

recomendaes da literatura recente para elaborao de um programa computacional, em

linguagem de programao Visual Basic 6 . 0 p a r a o clculo independente de UM para

verificao dos clculos efetuados por qualquer sistema de planejamento;

Investigar a preciso do mtodo computacional empregado pelo sistema de

planejamento computadorizado de tratamento comercial CadPlan, sistema mais

comumente utilizado nos servios de radioterapia do pas;

Construo de um bando de dados que facilite a consulta aos clculos

efetuados pelo sistema;

Estabelecer os lmites de preciso para qualquer sistema de planejamento ou

at mesmo para uma nova verso a ser comissionada;

Definir os limites de tolerncia aceitveis para o clculo independente de

UM para o sistema de planejamento em questo.

1.4. REVISO BIBLIOGRFICA

Os sistemas de planejamento de tratamento computadorizados, disponveis

comercialmente e que so freqentemente utilizados nos servios de radioterapia,

executam o clculo das UM ou do tempo de tratamento para a liberao da dose prescrita

ao paciente.

Esses sistemas de planejamento computadonzados utilizam, na maioria dos

casos, mtodos e grandezas fsicas diferentes daquelas usadas nos clculos manuais das

UM. Este fato particularmente verdadeiro para os sistemas de planejamento que

empregam o mtodo de superposio e convoluo em seus clculos'" " . Outros sistemas

de planejamento empregam dois mtodos computacionais distintos para os clculos das

UM. O pnmeiro mtodo aplicado para campos abertos, isto , sem blocos de proteo ou

"perda de tecido" no campo inteiro, e empregam fatores relativos de rendimento dos

campos de radiao, relao tecido-mximo (TMR) e razes de off-axis (FOA)'". O

segundo mtodo, o de integrao do feixe "pencil", aplicado quando existem

modificadores de feixe no campo de tratamento, tais como; blocos de proteo; sistema de

colimao multi-folhas ( M L C ) ; e "perda de tecido"" para o clculo das U M ' " ' * ' .

Desde o desenvolvimento desses mtodos de clculo para planejamento de

tratamentos para feixes extemos, ocorreram muitas discusses a respeito da detenninao

das U M por meio destes mtodos. Isto acontece porque tais modelos no exigem o uso de

fatores de rendimento relativos dos campos de radiao e fatores de transmisso dos filtros

compensadores de tecido explicitamente medidos ' ' "^ . Freqentemente, os dados de

entrada para o sistema de planejamento so reduzidos e o processo extenso de

processamento do modelo ocorre no sistema de planejamento.

Alm disto, na medida em que os processos de modelagem dos feixes se

tomam cada vez mais complexos, toma-se difcil para o fsico mdico entender ou at

mesmo verificar tais modelos computacionais de dose. Muitas vezes, tais sistemas de

planejamento e seus modelos de feixes associados so considerados "cai.xas pretas" pelo

usurio final - o fsico mdico"*'"". Para o comissionamento de tais "caixas pretas"

importante estabelecer limites de preciso, antes do seu uso clnico.

O sistema de planejamento analisado neste trabalho em particular, o

CadPlan, utiliza as mesmas grandezas fsicas e mtodos de clculo utilizados no clculo

manual do tempo de tratamento ou das unidades monitoras (UM). Para isso emprega os

fatores de rendimento dos campos de radiao e fatores de transmisso dos filtros

compensadores de tecido, parmetros estes medidos por ocasio do comissionamento da

unidade de tratamento.

Publicaes recentes sobre garantia da qualidade em radioterapia, tm

recomendando verificaes rotineiras dos clculos de U M , por meio do clculo manual

independente. Este tipo de verificao pode tambm aumentar a confiana na preciso do

algoritmo e na integridade dos dados dos feixes utilizados, alm de fornecer uma indicao

das limitaes da aplicao dos algoritmos de clculo de dose convencionais empregados

pelos sistemas de planejamento"'.

Trabalhos recentes tm demonstrado a utilidade do clculo manual como

ferramenta til de garantia da qualidade para identificao de erros sistemticos no

algoritmo do sistema de planejamento, ou ainda, erros oriundos da fase de planejamento de

tratamento propnamente dito.

Recentemente, Starkschall et ai" demonstraram a utilidade do clculo

independente como ferramenta de identificao de erros sistemticos na implementao do

algoritmo de clculo do sistema de planejamento. Esta verificao das unidades monitoras

calculadas e comprovadas por verificaes experimentais de diversas situaes de

tratamento pode fornecer uma indicao das limitaes da aplicao de algoritmos de

clculo da dose convencionais empregados nos sistemas de planejamento.

Duggan et alr~ levantaram, durante cerca de 19 meses, os desvios entre a dose

calculada pelo sistema de planejamento e a dose calculada por meio independente, sendo

que alguns casos foram confirmados por dosimetria in vivo. Os 2 3 2 8 campos estudados

envolviam as seguintes regies: cabea, pescoo, mama, trax, pulmo, medula, pelvis,

extremidades e casos mistos. Os resultados foram divididos em trs grupos.

O primeiro grupo envolvia apenas os campos de tratamento onde os desvios

ficaram situados em no mximo 1%, sendo que nesse grupo estavam 90% dos casos. O

segundo grupo abrangia os campos cujas diferenas estavam situadas na faixa de variao

entre 1% e 5%. pertenciam a este grupo quase 10% dos casos. Neste grupo, os erros

humanos na computao da dose foram responsveis pela quase totalidade dos erros,

conforme relatado na TAB. 1.

TABELA 1 - Levantamento dos erros cometidos no planejamento de tratamento para o segundo g r u p o ' \

Erro na ficha de tratamento ou no

planejamento

Porcentagem Exemplos j ^ ^ ^ ^

Fatores de planejamento

Uso incorreto ou omisso do fator de retro-espalhamento, mesa de tratamento ou fatores de 36 espalhamento dos colimadores

Clculo de unidades monitoras e tempo

Erros de clculo de menor importncia, erro de tempo em terapia superficial / ortovoltagein !

Problemas no planejamento

Falta de correo de heterogeneidades, falta de uso | de programa de tamanlio de campo irregular, ponto 9 de prescrio incorreta i

Quadrado equivalente

Clculo incorreto ; 8

Porcentagem de dose profunda

Eno de interpolao, uso de profundidade incorreta 4

Dose no isocentro Erro na correo de dose aps mudana de urudades ^ monitoras, erro de clculo originrio da prescrio

Prescrio Dose por firao inconsistente com tratainento [ prvio, energia no especificada

Correo da lei do inverso do quadrado da distncia

Omitido ou feito incorretamente

Dose na medula Omitido ou feito incorretamente 1

o terceiro grupo totalizava 0 , 3 % dos casos, sendo composto de campos com

desvios maiores que i 5%. A dosimetna in vivo foi realizada para todos os casos com

apenas uma exceo. Novamente, erros no procedimento de clculo levaram a desvios na

dose efetivamente liberada. No entanto, nestes casos, os erros chegaram a ultrapassar os

10% sendo, portanto, potencialmente perigosos.

O estudo conclui que o clculo independente das UM uma ferramenta

imprescindvel, a lm de indicar a dosimetria in vivo como complemento do procedimento

de garantia da qualidade.

Leszczynski et ci}^ publicaram resultados do uso do clculo independente

como mecanismo de garantia da qualidade. O sistema tridimensional de planejamento de

tratamento computadorizado comercial utilizado pelo grupo foi o Helax-TMS (Helax

AB, Uppsala, Sweden). Os clculos do sistema foram comparados com o clculo

independente manual, baseado em valores de porcentagem de dose profunda (PDP),

tabelas de relao tecido-objeto simulador e fatores de transmisso de filtros e de bandejas.

O estudo envolveu cerca de 500 campos de tratamento divididos pelas seguintes regies

anatmicas: crebro, cabea, pescoo, pulmo, esfago, mama, trax, regio

supracravicular. abdmen, pelvis, prstata e reto. Os resultados indicaram que os clculos

manuais, na quase totalidade dos casos, apresentaram um desvio menor que 1%,

conforme apresentado pelo histograma da FIG. 1.

0.95 0,96 0,97 0,98 0.99 1.00 1,01 1,02 1.03 1,04 1,05

Dose /Dose man ua 1

FIGURA 1 - Histograma apresentando a distribuio da relao dose calculada por meio manual e a dose calculada pelo sistema de planejamento Hela.x-TMS

Os autores apontam o clculo independente de U"M como um componente vital

no programa de garanta da qualidade.

Chan et al.'' durante cerca de tres anos e meio fizeram comparaes entre um

sistema de planejamento computadonzado comercial, o Pinnacle (ADAC Laboratories,

Milpitas, CA), e um programa independente que reproduzia os clculos manuais

independentes baseados em valores de porcentagem de dose profunda (PDP), tabelas de

relao tecido-objeto simulador e fatores de transmisso de filtros e bandejas. O estudo

envolveu mais de 13.500 campos de tratamento sendo divididos nos seguintes casos:

prstata; reto; crebro; e mama. Foi utilizado no artigo, como base para comparao, o

estudo da relao entre as umdades monitoras calculadas pelo sistema de planejamento e

os clculos independentes das UM executados manualmente, esta relao denominada

relao entre unidades monitoras (MU^^^,) definida pela equao 1.

M U , (1)

em que;

MU^pp^; - o nmero de unidades monitoras calculadas pelo sistema de planejamento, e;

manual " ^ ^ nmcro de unidades monitoras calculadas por meio independente.

A relao entre U M para tratamentos que envolvem geometrias semelhantes s

geometrias de calibrao tais como os casos de prstata, por exemplo, situava-se em tomo

de 1,01, indicando uma discrepncia de 1%, sendo que tais desvios se aproximavam em

grande parte dos casos de 0,5%. Em uma pequena quantidade de feixes, a relao atingiu

ou mesmo ultrapassou os 1,02, conforme venflca-se no histograma apresentado na FG. 2.

Prstata

1.06

FIGURA 2 - Distribuio da (MU^ ) para casos de prstata"^.

Em tratamentos envolvendo feixes assimtricos, que utilizam geometrias mais

complexas, ou seja, mais distantes das condies de calibrao, empregados em

tratamentos de cncer em crebro, a relao atinge e at mesmo ultrapassa os 1,03 o que

traduz um desvio de no mnimo 3 % , conforme o histograma apresentado na FIG. 3.

1 0

0,98

Crebro

1,00 1,02 1,04 1,06

FIGURA 3 - Distribuio da (MU^,,^, ) para casos de crebro ' ' .

O estudo conclui que, embora o clculo executado pelo a lgontmo manual seja

menos preciso e se distancie do valor da dose calculada pelo sistema de planejamento e da

dose efetivamente liberada, medida que a geometria de tratamento se distancia das

geometrias de calibrao, ainda assim, e uma ferramenta til na identificao de erros

sistemficos e no estabelecimento de patamares de investigao, desde qu diferenciados

por geometrias diferentes empregadas nos diversos tipos de tratamentos.

Um estudo comparativo feito por Haslam et al.'^, envolveu cerca de 507 casos

de tratamento das seguintes regies anatmicas: cabea e pescoo, prstata, abdmen,

pelvis feminina, reto, nus e casos mistos em 303 pacientes. Neste estudo, foram

comparados os valores de U M calculados por um sistema de planejamento de tratamento

computadorizado o C O R V U S ' ^ ( N O M O S Corp., Sewickley, PA) para tratamentos com

intensidade modulada de feixe e um programa de verificao independente o RadCalc

(Lifeline Software, Inc., Tyler, TX).

Os dados publicados na literatura mostraram que o clculo independente

apresenta, na mdia, valores 1,4% maiores que os obfidos nos clculos executados pelo

sistema de planejamento, com desvio padro de 1,2%. Novamente os dados apresentam

aumento nas diferenas entre os clculos para geometnas mais complexas, enquanto os

11

clculos envolvendo pelvis feminina se desviam 0,2% em mdia e casos envolvendo

cabea e pescoo atmgem uma discrepncia de em mdia 1.4%, conforme a TAB. 2.

TABELA 2 - Resumo das discrepncias entre os valores calculados pelo sistema de planejamento e por meio independente, por regio de tratamento"'\

Regio Desvio mdio (%)

desvio padro (%) Nmero de

casos

Todos 1.4 1.2 507

Cabea e pescoo 1,4 1,2 284

Prstata 1,6 1.1 : 121

Abdmen 1.1 0,6 38

Casos mistos 1.2 1 .4 ! 28

Phis feminina 0.2 1.1 ' 22

Reto e nus 0.6 0,9 ; 14

Novamente o clculo independente foi recomendado como ferramenta de

verificao dos clculos executados pelo sistema de planejamento, no estabelecimento de

patamares de investigao e como parte integrante do sistema de garantia da qualidade. O

estudo em questo considera que, desvios maiores do que 3 % devem ser verificados e

resolvidos antes da liberao do tratamento ao paciente. Patamares de investigao

diferenciados para geometrias diferentes so recomendados.

Dahl et al.'^ compararam trs programas computacionais fundamentados em

diferentes algoritmos para clculo de dose absorvida para feixes abertos e filtrados. Os dois

primeiros programas tiveram algoritmos de clculo elaborados a partir de equaes para

definir os parmetros de clculo, enquanto que o terceiro programa utiliza um algoritmo

baseado nos fatores de rendimentos e fatores de transmisso explicitamente medidos. O

estudo apontou o terceiro mtodo como mais concordante com os valores de dose

absorvida. O programa que utiliza o a lgontmo padro apresentou em 98,2% dos campos

estudados, desvios de no mximo 0,5%; no foram encontrados desvios maiores do que

1% para este algoritmo. O primeiro e o segundo programa apresentam desvios maiores do

que 2 ,5% em 10,7% e 7,6% dos campos respectivamente, conforme pode-se verificar no

histograma apresentado na FIG. 4.

12

100

80 -

60 -

98 ,2B|

60 5 *

40 -2S..0

20 -

I Programa 1

] Programa 2

I Programa 3

19.2 16,3 15,6

12,0 i3 rri

o 0,0-0,5 0,5-1,0 1,0-1,5 1,5-2,0 2,0-2,5 >2,5

Desvio em %

FIGURA 4 - Distribuio dos desvios para os trs programas '

Nas recomendaes finais, os autores concluem que o uso do clculo

independente de U M a principal ferramenta dos mecanismos de garantia da qualidade.

Diante dos resultados apresentados, a recomendao que se utilize o clculo pelo

algoritmo manual como algoritmo de clculo das UM.

Analogamente, Venselaar et al.'^ fizeram um levantamento comparativo entre

os valores de U M calculados pelo sistema de planejamento e os valores calculados pelo

algoritmo manual. Os desvios foram tabulados por geometria de campos, tais como:

quadrados, retangulares, filtrados, bloqueados na parte central do campo, blocos irregulares

e assim por diante, incluindo ainda campos assimtricos. A TAB. 3 apresenta alguns dos

resultados obfidos.

13

TABELA 3 - Desvios entre a dose calculada pelo STPC e por meio independente. classificados por geometria do campo'^.

Nmero do teste

Descrio da geomenia do teste

Nmero de pontos no teste

Desvio mdio

(%)

Desvio padro

(%)

i Lrute de ! confiana

: ( % )

Tolerncia (%)

1 a-c Campos quadrados 108 0.3 0.7 ; L4 .1

2a-b Campos retangulares 72 0.7 1.1 j 2.3 3

3 Distncia foco-pele pequena

36 0.2 0.9 i 1 L5

3

4 Campos filtrados 54 -0,8 1.5 1 3.0 3

5 Campo protegido na paite central

18 -2.9 0.4 1

4

6 Plano fora do centro 36 L5 LO i 3.0 3

7 Proteo irregular 18 2,4 1.4 \ 4.5 3

8a-b Heterogeneidade do pulmo

22 1.4 1.1 3.1 3

8 c Heterogeneidade de ^ j ^ osso

-0.7 0.7

9 Incidncia obliqua 45 0.5 0.9 1 1.9 3

lOa-b Falta de tecido 108 0.7 I.O i 2.2 -

11 Abertura assimtrica 135 0.8 2.1 ! 4.0 3

12 Campos assimtricos 225 3.5 4-1 4

Verifica-se um desvio mdio de 0 ,3%, com desvio padro de 0,7%, que foi

obtido para campos quadrados, situao que reproduz as condies de comissionamento.

Na medida em que as geometrias vo se afastando dessas condies, os valores de dose

calculados pelo sistema de planejamento e os valores obtidos por clculos independentes

vo se distanciando, como em casos como de protees irregulares, comuns em diversos

tratamentos se distanciam em tomo de 2,4%; e os feixes assimtricos em mdia afingem

desvio de 3.5%.

A indicao do clculo independente de U M pelo algoritmo manual como meio

de validar o sistema de planejamento e como ferramenta de garanfia da qualidade feita.

No entanto, os dados obtidos levaram recomendao de patamares diferentes de aceitao

diferenciados por geometrias de irradiao.

14

2. F U N D A M E N T O S T E R I C O S

2.1. E Q U I P A M E N T O S DE TELETERAPIA

Para executar tratamentos com radiaes ionizantes em Radioterapia,

atualmente esto disponveis diversos equipamentos, entre eles encontram-se os

aceleradores lineares e as unidades de telecobaltoterapia.

Nos aceleradores lineares, eltrons so acelerados utilizando-se um gerador de

tenso varivel capaz de gerar campos eltricos variveis em uma srie de discos paralelos

de forma que os eltrons atinjam altas energias. Esse feixe de eltrons pode ser utilizado

diretamente em tratamentos superficiais, ou ainda, podem colidir contra um alvo de

tungstnio e gerar feixes de ftons de diversas energias"' . Na FIG. 5 pode-se observar o

acelerador linear 21 OOC do InRad - HC/FMUSP, durante o recente comissionamento com

o uso objeto simulador Blue-Phaton, no centro da figura.

FIGURA 5 - Observa-se na figura um objeto simulador sendo irradiado com cmaras de ionizao.

C0W5S0 r iVCKftM. [ JicijrtH;- I.''..LCAR/SP-iPEi

15

Nas unidades de telecobaltoterapia a radiao emitida por uma fonte de ''"Co,

essa fonte natural emite ftons de em mdia 1,25 MeV. N a FIG. 6 pode-se visualizar o

cabeote da unidade de telecobaltoterapia do InRad - HC/FJVTIJSP.

FIGURA 6 - Cabeote da unidade de telecobaltoterpia do InRad - HC/FMUSP.

Os equipamentos de teleterapia, em sua maioria, possuem a capacidade de girar

a fonte de radiao, ou seja, o foco, em 3 6 0 em tomo de um eixo horizontal. A interseco

deste eixo horizontal com o eixo central do feixe o ponto virtual denominado de

isocentro ' , conforme ilustrado na FIG. 7.

FIGURA 7 - Ilustrao do isocentro em um equipamento de teleterapia'.

16

A distncia do foco ao isocentro urna caracterstica da unidade de teleterapia,

no InRad - HC/FMUSP, o equipamento de telecobaltoterapia tem isocentro a 80 cm do

foco, enquanto nos dois aceleradores lineares, esta distncia de 100 cm.

2.2. A L G O R I T M O DE C L C U L O DE UNIDADES MONITOR-AS (UM) E

T E M P O S DE T R A T A M E N T O

As particularidades de cada equipamento, o grande nmero de acessnos

utilizados e as possiveis tcnicas de tratamento, tomam necessria a construo de um

algoritmo especifico de clculo para cada unidade de tratamento e para cada tcnica de

tratamento.

2.3. TCNICAS DE T R A T A M E N T O

O clculo de unidades monitoras pelo mtodo manual bem estabelecido na

literatura e documentos tais como os Boockle 3 ' " e 6 ' ' da ESTRO fundamentam o

algontmo utilizado nesses clculos. A literatura recente tambm apresenta conceitos

bsicos que possibilitam a elaborao do algoritmo de clculo'" '

Basicamente, o clculo depende das tcnicas de tratamento que podem ser

divididas em 2 categorias: isocentrica (SAD) e com distncia foco-pele constante (SSD).

Alm disso, depende tambm dos acessnos utilizados na aplicao da tcnica por ocasio

da liberao da dose.

2.3.L T R A T A M E N T O S C O M DISTANCIA FOCO-PELE CONSTANTE (SSD)

Se durante todo o tratamento o isocentro for posicionado na pele do paciente

tem-se o tratamento com distncia foco-pele constante (SSD), conforme ilustrado na

FIG. 8.

1 7

Eixo - eixo central do feixe VT - volume alvo

FIGLIRA 8 - Ilustrao do tratamento com distncia foco-pele constante.

Nesta tcnica de tratamento a caractenzao da dose em profundidade dada

pela porcentagem de dose profunda (PDP), parmetro que ser definido a seguir.

2.3.2. T R A T A M E N T O S I S O C N T R I C O S (SAD)

Nesta tcnica de tratamento o volume alvo posicionado no isocentro. Dessa

maneira a distncia foco-pele, bem como a profundidade de tratamento, so alteradas a

cada novo campo; no entanto a distncia do foco ao volume alvo mantida constante,

conforme ilustrado na FIG. 9 .

Isoceniro

- 0 V

FIGURA 9 - Ilustrao de tratamento isocntrico'

18

A caracterizao da dose em profundidade nesta tcnica de tratamento dada

pela relao tecido mximo (TMR), parmetro que ser definido a seguir.

2.4. C A R A C T E R I Z A O DA DOSE EM PROFUNDIDADE

A caracterizao da dose em profundidade envolve a porcentagem de dose

profunda (PDP) ou relao tecido mximo (TMR), conforme a tcmca de tratamento.

O fator cone (Fcone), utilizado nos casos de tratamento de mama na unidade de

telecobaltoterapia, uma caractenzao da dose em profundidade tomada em condies

similares s condies de levantamento de porcentagem de dose profunda (PDP), porm

com a presena do cone de mama.

2.4.1. P O R C E N T A G E M DE DOSE P R O F U N D A (PDP)

A porcentagem de dose profunda (PDP) e uma grandeza que caractenza a

distribuio de dose no eixo central atravs da nonnalizao da dose em uma profundidade

de referncia, que a profundidade correspondente ao valor de dose mxima, sendo que

essa profundidade varia de acordo com a energia utilizada. Esta grandeza est associada ao

clculo de UM para tratamentos com distncia foco-pele constante.

A porcentagem de dose profunda (PDP) pode ser definida como sendo o

quociente entre a dose absorvida ( D ^ ) em uma determinada profundidade {p) pela dose

absorvida na profundidade de dose mxima, ou seja, de equilibno eletrnico (Ai) '

forma percentual; para um campo quadrado de rea [A] na superfcie do objeto simulador,

distncia isocentrica ( / ) e energia {hu), conforme a equao 2.

\x 100 PDP (>, . - ! , / , / ;{ / ) = D, ) " (2)

A FIG. 10, detalha a definio e geometria para levantamento da porcentagem

de dose profunda (PDP).

19

fOco

f = SSD - distncia foco-superficie igual

distncia isocentrica:

Pmax - proftmdidade de dose mxima,

p - ponto de dose mxima no eixo centra!

do feixe

P - profundidade para obteno da PDP;

Q - ponto de ob teno da PDP;

A - rea delimitada pelo feixe na

superfcie do objeto simulador

FIGURA 10 - Geometna e definio de porcentagem de dose profunda (PDP),

O valor da porcentagem de dose profunda (PDP) decresce com o aumento da

profundidade. Isso se deve a atenuao sofnda pelo feixe no meio em que est sendo feita a

medida e, pela lei do inverso do quadrado da distncia, exceto na regio de "'Build-up" que

a regio onde ocorre o aumento da dose at se atingir o valor mximo. O ponto de dose

mxima varia com a energia do feixe.

2.4.2. R E L A O TECIDO MXIMO (TMR)

A relao tecido mximo (TMR) uma grandeza associada ao clculo de UM

em tratamentos isocntncos, de maneira similar porcetitagem de dose profunda (PDP).

Este tem por objetivo caracterizar a dose no eixo central atravs da normalizao da dose

em uma profundidade de referncia. No entanto, por ocasio do comissionamento das

unidades de teleterapia, o levantamento das tabelas de relao tecido mximo (TMR)

tecnicamente difcil, pois necessria a vanao da altura da coluna de gua dentro do

objeto simulador, ao invs da variao da proftmdidade cmara como feito na

porcentagem de dose profunda (PDP). Dessa forma, o valor da relao tecido mximo

(TMR) calculado a partir dos valores de porcentagem de dose profunda (PDP) corrigidos

para algumas condies.

Uma das correes a serem feitas do fator de espalhamento-pico (FSP) que

definido pela equao 3.

20

F S P = D,,

(3)

em que;

- Dose na profundidade de mximo, ou seja, de equilbrio eletrnico, e;

D o - Dose no ar (mantidas as condies de equilbrio eletrnico) na mesma posio de

A,.

Alm disso, faz-se a correo do inverso do quadrado da distncia, dessa forma

obtm-se o valor da relao tecido mximo (TMR) pelo clculo apresentado na equao 4.

TMR[p.A,hv) = PDP{p,.lf.hv) S?{A.hv)

100

f + P \-

(4)

em que;

TMR (p, , / / ; ) - Relao tecido mximo;

4 , - Area do campo quadrado na profundidade Q, e;

/ - Distncia isocentrica, que de 100 cm para os aceleradores lineares;

PnvL\ ' profundidade de dose mxima.

Os valores de relao tecido mximo (TMR) apresentados nas tabelas

disponveis para elaborao do clculo de UM no possuem a correo para o inverso do

quadrado da distncia. Essa correo feita conforme a energia utilizada no tratamento.

Dessa forma a correo foi acrescida no sistema independente na forma de mais uma

grandeza denominada fator de calibrao (F^,,) . U m a vez feitos os clculos, os valores de

fator de calibrao (F ,,i) encontrados para os feixes de 6 MV e 15 MV so 1,030 e 1,057

respectivamente.

A FIG. 11 ilustra a relao entre a relao tecido mximo (TMR) e a

porcentagem de dose profunda (PDP).

21

f = S S D - distneia foco-superficie igua!

a distncia isocentrica;

PmM - profundidade de dose mxima; p - ponto de dose mxima no eixo central

do feixe

P - proUindidade para obteno da P D P ;

Q - ponto de obteno da P D P ;

A - rea del imitada pelo feixe na

superficie do objeto simulador;

A Q - rea delimitada pelo feixe na

profijndidade de obteno da P D P .

FIGURA 1 1 - Geometria relacionando a porcentagem de dose profunda (PDP) com a definio da relao tecido mximo (TMR).

2.4.3. FATOR CONE (F,,)

Os tratamentos de mama na unidade de Telecobaltoterapia so feitos com o uso

de cones especficos, denominados cones de mama. Tais cones possuem proteo de

chumbo de forma que a rea do campo reduzida metade. O lado protegido tem a funo

de evitar que o pulmo do paciente receba doses altas por ocasio do tratamento.

O fator cone (F^,,,^) uma grandeza que caracteriza a distribuio de dose no

eixo central de modo similar a porcentagem de dose profunda (PDP). N o entanto, a tomada

de dados feita com a presena do cone de mama.

O cone de mama utilizado na unidade de telecobaltoterapia do InRad -

HC/PMUSP pode ser visto na FIG. 12.

22

FIGURA 12 - Cone de mama utilizado na unidade de Telecobaltoterapia do InRad -HC/FMUSP.

2.5. DOSE DE P R E S C R I O

a dose teraputica, prescrita pelo radioterapeuta responsvel, a ser liberada

no volume alvo para o tratamento do paciente. A unidade usual um sub-mltiplo do gray

(Gy) o centi-gray (cGy).

2.6, C A R T A S E C U R V A S DE ISODOSE (Iso)

As cartas de isodose caracterizam a distribuio volumtrica da dose em

profundidade, possibilitando dessa maneira a visualizao da distribuio da dose no

volume alvo. Tais cartas so formadas por curvas de isodose, que so linhas que passam

por pontos de mesma dose.

As curvas de isodose so um componente importante na tomada de deciso por

parte do radioterapeuta. Em especial, em tratamentos envolvendo vrios campos o fsico

mdico, fazendo varias tentativas, posiciona os feixes e acessrios para determinar as

curvas de isodose mais adequadas ao tratamento. Ao final do processo o radioterapeuta

decide em qual curva de isodose a dose teraputica ser prescrita.

23

As curvas de isodose, geradas pelo CadPlan, para urna simulao

envolvendo um tratamento isocntrico de pelvis em 4 campos, apresentada na FIG. 13.

TM FIGURA 13 - Curvas de isodose geradas em simulao feita no CadPlan

De posse dessas informaes o radioterapeuta pode avaliar a dose em

estruturas crticas e no volume alvo.

2.7. F A T O R DE N O R M A L I Z A O (FN)

O Fator de normalizao (FN) a somatria dos pesos de todos os campos.

Para tratamento em que haja planejamento pelo CadPlan utiliza-se o valor fornecido

pelo prprio sistema de planejamento.

2.8. C A M P O Q U A D R A D O EQUTVALENTE (cq .e . )

Dada a infinidade de combinaes de aberturas de lados dos campos, todas as

grandezas fsicas associadas ao clculo de UlVl, ou tempo de tratamento, so tomadas para

campos quadrados. A transformao do campo retangular utilizado no planejamento do

24

tratamento, para um campo quadrado equivalente (c.q.e.) determinada atravs do Mtodo

de Clarkson sendo que valores obtidos a partir dessa tcnica foram publicados no

Suplemento 25'^. Tais dados foram interpolados dando origem a urna tabela, onde a

abenura de lado do campo em cada um dos eixos pudesse vanar de 0,5 em 0,5 cm e, em

um intervalo que abrangesse desde a abertura de lado do campo de 1 at 40 cm,

correspondente ao tamanho de campo mximo. A TAB. 4 apresenta um trecho dessa

tabela.

TABELA 4 - Lados dos campos quadrados equivalentes (c.q.e.) a campos retangulares' .'4

Lados dos c.q.e. a campos retangulares (cm)

Lado Maior (cm)

Lado Menor (cm) Lado Maior (cm) I.O 1.5 i 2,0 1 2.5 3.0 1 3.5 i 4.0 : 4.5 i 5.0 \ 5,5 6,0

1.0 1.0 1 1

L5 L2 L5 i 1 I i i 2.0 1-4 1.7 2.0 1 2.5 1.5 1.8 ; i , 1 3.0 1,6 2,0 2,4 1 2.7 3.0 1 1 i 1 3.5 1.6 I 2.1 2.6 2.9 i 3.2 4,0 1-7 i 2.2 2,7 3.0 3,4 3.7 4 . 0 ! i 1 4.5 1.7 1 2,2 2,8 3.2 3.6 3.9 4.3 ! 4.5 1 i 5.0 1.8 i 2.4 3.0 3.4 3.8 4.1 4.5 i 4.8 5-0 i 5.5 1.8 2,4 3,0 3,5 4.0 4.3 i 4.6 i 5.0 5.2 5.5 6.0 1.9 2,5 3.1 i 3.6 4,1 I 4.4 1 4.8 i 5.1 5.5 5.7 6.0

2.9. C O L I M A O DO FEIXE

Em muitas tcnicas de tratamento os campos de irradiao requendos so

irregulares, embora a abertura do sistema de colimao interno somente possibilite

aberturas em formatos quadrados ou retangulares. Para que o campo de irradiao tome

esses contomos, em geral utilizam-se blocos de chumbo padronizados, ou ainda, blocos de

uma liga especial conhecida comercialmente como Cerrobend. Na FIG. 14 apresentam-se

alguns desses blocos.

25

FIGURA 14 - Blocos para colimao do feixe: (a) blocos padronizados; (b) bloco confonnacionado para contorno especifico de um paciente.

O Cerrobend tem densidade de 9,4 g/cm' a 20C, e ponto de fuso a 70C .

Devido ao baixo ponto de fuso esta liga tecnicamente vivel para elaborao de blocos

colimadores com os contornos necessrios prtica clinica. A liga liquefeita e colocada

em moldes para tomar os contornos desejados, alm de ser reaproveitada aps o uso.

Recentemente tem sido progressiva a aquisio de colimadores de mltiplas-

folhas (MLC) pelos centros de radioterapia. Esses acessrios permitem que o feixe tome os

mais diversos contornos. Para isso o sistema dotado de 64 ou 128 lminas, com espessura

variando de 0,5 a 1 cm, que ficam posicionadas na sada do feixe. Cada uma das lminas

possui um mecanismo de abertura independente.

Dentre as inmeras vantagens do uso dos colimadores de mlplas-lminas

(MLC) destacam-se a possibilidade de tratamentos dinmicos, dado que o fonnato do

campo pode variar com o equipamento em rotao e rapidez de sua aplicao.

Os equipamentos de teleterapia do InRad - HC/FMUSP no possuem

colimadores de mlfiplas-lminas (MLC).

2.10. C A M P O Q U A D R A D O E Q U I V A L E N T E C O L I M A D O (c.q.e.c.)

Devido s formas irregulares adquiridas pelo campo de irradiao, no

possvel encontrar valores de campos quadrados equivalentes para tais formas em tabelas.

26

Nestes casos utiliza-se o algoritmo de Clarkson" ' , que computa a quantidade de radiao

espalhada pelo feixe em cada um dos setores com mesmo ngulo, fazendo uso de relao

tecido-ar (TAR). A FIG. i 5 ilustra a aplicao desse mtodo utilizando setores espaados

de 15, as partes rachuradas representam as protees utilizadas.

FIGURA 15 - Ilustrao da aplicao do mtodo de Clarksoiv \ para setores de 15 graus.

O valor do campo quadrado equivalente colimado (c.q.e.c.) calculado

baseado no campo quadrado equivalente e nas colimaes interpostas no feixe. Na rotina

do InRad - HC/PMUSP esse clculo executado pelo fsico medico, em geral baseado em

sua experincia adquirida ao longo do tempo.

O sistema independente desenvolvido neste trabalho, no tem por objetivo

executar este clculo. O clculo do valor do campo quadrado equivalente colimado

(c.q.e.c) feito a parte do sistema e inserido diretamente pelo tsico mdico.

2.11, FATOR "OFF-AXIS" ( F O A )

Em muitos tratamentos, devido aos contornos da regio anatmica, o

posicionamento do paciente tal que volume alvo no fca localizado diretamente no eixo

27

central do feixe, dessa forma a taxa de dose sofre uma variao. O fator "off-axis" ( F O A )

corrige a taxa de dose devido a distncia do volume alvo em relao ao feixe central.

2.12. R E N D I M E N T O ( R )

A taxa de dose emitida por uma por uma fonte natural diminui com o passar do

tempo. Na unidade de telecobaltorapia o decaimento temporal da fonte de ^'"Co calculado

pela equao 5.

' - h i ( 2 ) -

(5)

em que:

R - Rendimento, ou taxa de dose, em cGy/min;

- Rendimento da fonte na data da instalao, em cGy/min;

/ - tempo decorrido da data da instalao da fonte e a data do planejamento, em dias;

7j/2 - Meia vida, no caso do " 'Co de 5,261 anos;

2.13. M U D A N A S NO FELXE O C A S I O N A D A S P OR O U T R O S ACESSRIOS

A presena de qualquer acessrio entre o foco e o volume alvo resultar em

mudana na taxa de dose. A seguir apresentada uma descrio detalhada desses

acessrios e das correes a serem feitas no clculo das U M ou tempos de tratamento.

2.13.1. F A T O R DE ESPALHAMENTO D O C O L I M A D O R (F^)

O sistema interno de colimao dos equipamentos de teleterapia produz

espalhamento do feixe de radiao e, conseqentemente, altera o valor da taxa de dose.

Essa vanao depende da energia do feixe e da abertura do sistema de interno de

colimao.

O fator de espalhamento do colimador (F^) a grandeza fsica que quantifica a

variao na taxa de dose devido presena do sistema de colimao interno do

28

equipamento irradiador. definida como a razo entre a dose em um determinado campo e

a dose no campo de referncia (lOcm x lOcm) em condies isocntricas, ou seja, a

100 cm de distncia da fonte para os aceleradores lineares e, a 80 cm para a unidade de

Telecobaltoterapia, no caso especfico do InRad - HC/FMUSP.

Os valores do fator de espalhamento do colimador (F^) so caractersticos de

cada equipamento. Por ocasio do comissionamento da unidade, curvas desses valores so

levantadas para os diversos tamanhos de campo quadrados e profundidades, variando

conforme a capacidade do sistema dosimtrico e da umdade de tratamento. No entanto, so

encontradas na literatura tabelas desses valores para avaliar o aceite destas medidas .

2.13.2. F A T O R DE E S P A L H A M E N T O DO O B J E T O S I M U L A D O R ( F ^ )

O objeto simulador faz parte do sistema dosimtrico. Sua presena, por ocasio

do levantamento das grandezas ulizadas no clculo das unidades monitoras, provoca

variao na taxa de dose.

O fator de espalhamento do objeto simulador ^ F p ) a grandeza fisica que

quannfca a vanao na dose depositada devido presena do objeto simulador,

pertencente ao sistema dosimtrico utilizado. O fator de espalhamento do objeto simulador

( F p ) pode ser definido como o quociente entre a taxa de dose no objeto simulador para um

dado campo ( ^ o ) , profundidade de dose mxima, e taxa de dose no ar (D^,) em

condies idnficas. Esses valores so normalizados para a abertura de campo

correspondente a um campo de 10 cm x 10 cm. A equao 6 apresenta a definio do fator

de espalhamento do objeto simulador ( p p ) .

Um objeto simulador, o Blue Phantom, ufilizado durante o comissionamento

do acelerar linear 21 OOC do InRad - HC/FMUSP, apresentado na F I G . 16.

29

"Tir

of

mi -4

FIGURA 16 - Objeto simulador Blue Phantom,

2.13.3. F A T O R RENDIMENTO ( F j

No acelerador linear 21 OOC, as medidas do fator de atenuao do sistema

interno de colimao (F^) e do fator de atenuao do objeto simulador ( F ^ ) so reunidos

em urna nica grandeza o fator de rendimento (F^).

2.13.4. F A T O R DE A T E N U A O D O FILTRO (F^)

Os filtros compensadores de tecido so muito usados no ajuste das cartas de

isodose, sendo que tais filtros so absorvedores colocados entre a sada do feixe e o

paciente. Seu posicionamento deve ser tal que a distncia entre o fltro e o paciente seja de

no mnimo 30 cm. Dessa maneira evita-se que a contaminao de eltrons ocasionada pela

presena do absorvedor atinja a pele do paciente. Os equipamentos de teleterapia ptissuem

dispositivos para encaixe de tais filtros nas distncias apropriadas.

O uso desses filtros provoca, conforme mencionado, atenuao do feixe, ou

seja, diminuio na taxa de dose, sendo que o fator fltro (Fj.) ser responsvel pela

30

compensao dessa atenuao. Nos clculos das U M , pode-se definir o fator filtro (F , )

como o quociente entre a taxa de dose para uma determinada abertura de feixe e

profundidade com a presena do fltro e ^ taxa de dose obtida nas mesmas

condies sem a presena do mesmo (Z), ) . Sendo o fator obtido pela equao 7.

D, (7)

Alguns exemplos de filtros utilizados no acelerador linear 2100C do InRad -

HC/FMUSP, so apresentados na FIG. 17.

d (a)

(b)

FIGURA 17 - Filtros utilizados no acelerador linear 21 OOC; (a) da esquerda para direita, filtros de 15", 30", 45 e 60; (b) filtro de 60 em destaque.

2.13.5. FATOR DE A T E N U A O DA BANDEJA ( F , )

A bandeja, geralmente feita de acrlico, um acessrio utilizado para suportar

os blocos de proteo, sendo que sua presena resulta em atenuao do feixe, ou seja,

diminuio na taxa de dose. O fator bandeja (F,,) faz a compensao dessa atenuao.

31

Podemos definir o fator bandeja (P^) como o quociente entre a taxa de dose

para urna determinada abertura de feixe e profundidade com a presena da bandeja ( A ) ' ^

a taxa de dose obtida nas mesmas condies sem sua presena ( A ) . Sendo determinada

pela equao 8.

F (8)

N a FIG. 18 pode-se visualizar a bandeja do acelerador linear 600C do InRad -

HC/FMUSP.

FIGURA 18 - Bandeja do acelerador linear 600C.

32

3. MATERIAIS E M T O D O S

3.1. EQUIPAMENTOS E SISTE.\LA DE P L A N E J A M E N T O DE T R A T A M E N T O

C O M P U T A D O R I Z A D O

Este trabalho foi desenvolvido no Servio de Radioterapia do Hospital das

Clnicas da Faculdade de Medicina da Universidade de So Paulo - InRad / HC-FMUSP,

que conta com trs equipamentos de teleterapia, sendo:

Um equipamento de telecobaltoterapia Megatron S que utiliza uma fonte de

Cobalto-60 ("'Co);

Um acelerador linear modelo CLINAC 600C da Varan, que opera com

energia de ftons de 6 MV;

Um acelerador linear modelo CLINAC - 21 OOC da Varan, que opera com

energias de ftons 6 e 15 MV.

O planejamento do tratamento e o calculo de U M para os aceleradores e

efetuado pelo sistema computadorizado de planejamento de tratamento computadorizado

comercial CadPlan e verificado por clculo manual.

Os dados apresentados neste trabalho foram obtidos a partir dos clculos de

UM efetuados pelo sistema de planejamento de tratamento comercial CadPlan, pelos

clculos manuais elaborados pelos fsicos mdicos do hospital e os clculos gerados pelo

programa de verificao independente, desenvolvido neste trabalho.

33

3.2. CLCULO DE UNIDADES M O N I T O R A S (UM) E T E M P O DE

T R A T A M E N T O

A etapa inicial do trabalho bi constituida da elaborao do algoritmo de

clculo independente de U M e tempo de tratamento, para os equipamentos de teleterapia

do InRad - HC/FMUSP.

Nesse servio de radioterapia a verificao do clculo de tempo de tratamento

feita pelo algoritmo manual, conforme recomendado pela literatura e reafirmado por

publicaes recentes""""'^.

Para efetuar o clculo do tempo de tratamento, levam-se em conta os seguintes

parmetros: a dose prescrita, o nmero de campos e seus respectivos pesos, as curvas de

isodose. os fatores de rendimento, os fatores de transmisso de filtros, compensadores e

demais acessrios. No caso da unidade de telecobaltoterapia ainda necessrio,

contabilizar o decaimento temporal da atividade da fonte de Cobalto-60 ('"^"Co).

Esses parmetros so medidos explicitamente por ocasio do comissionamento

da unidade de tratamento para diversas aberturas de campo e profundidades. Esses dados

so disponibilizados em tabelas que sero consultadas por ocasio da elaborao do clculo

independente.

Valores mdios dessas grandezas para vrios tipos de equipamentos so

publicados na literatura, tais como os utilizados nesse trabalho, publicados no Suplemento

25 Tais dados podem servir para avaliar o aceite dos dados obtidos no comissionamento,

ou at mesmo para empreg-los na prtica clinica no caso de fontes de Cobalto-60 (^'Co).

Dadas as particularidades de cada equipamento, a grande variedade de

acessrios e os diversos tipos de tratamento, as combinaes possveis de campos resultam

em um grande nmero de possibilidades para liberao da dose por ocasio do tratamento.

Como os clculos de U M e tempos de tratamento sero executados por um programa

computacional, o mesmo foi subdividido de forma a comportar todas essas possibilidades.

A seguir apresentada uma descrio detalhada do algoritmo utilizado para os clculos de

U M e de tempo de tratamento.

34

3.3. A L G O R I T M O PARA C A L C U L O DE T E M P O DE T R A T A M E N T O E M

T E L E C O B A L T O T E R A P U

O fato do isocentro do equipamento de telecobaltoterapia estar localizado a

uma distncia de 80 cm do foco do aparelho, toma os tratamentos isocntricos (SAD)

tecnicamente difceis, quando no inviveis, devido aos contomos do paciente. Este

equipamento utilizado quase que exclusivamente para casos de tratamento com uso do

cone de mama, cabea e pescoo. Nestes casos em particular, utilizam-se tratamentos com

distncia foco-pele constante (SSD).

O algoritmo para clculo do tempo de tratamento, para a unidade de

telecobaltoterapia, foi subdividido em dois casos: com uso do cone de mama e outros.

Nos tratamentos que utilizam o cone de mama, o tempo de tratamento depende

ainda do fator de transmisso do cone utilizado na profundidade de tratamento e das curvas

de isodose geradas pelo CadPlan ou elaboradas manualmente pelo prprio fsico mdico.

O fator de isodose insendo no programa independente diretamente pelo fsico mdico,

sendo que o levantamento dessas curvas foge ao escopo desse trabalho.

Alm desses fatores, levam-se em conta o rendimento da mquina (isto , taxa

de dose na profundidade de dose mxima) e o uso de fltro especifco para cone de mama.

Tais particularidades levam construo de um algoritmo especifco. Para esses casos o

clculo de tempo de tratamento executado pela aplicao da equao 9.

_ Dose Peso

" ( F N / I O O ) - ( I S O / I O O ) . F ; , , R ^9)

em que:

Tempo - Tempo de tratamento, em minutos;

Dose - Dose prescrita, em cGy;

Peso - Peso atribuido ao campo em questo;

FN - Fator de normalizao, que a somatria dos pesos de todos os campos, para

tratamento em que haja planejamento pelo CadPlan, sendo que o valor utilizado o

fornecido pelo prprio sistema de planejamento;

Iso - Curva de isodose escolhida pelo radioterapeuta para o tratamento, elaborada pelo

fsico-mdico manualmente ou com o auxlio do CadPlan;

Fcone Fator cone, ou seja, dose na profundidade de tratamento devido ao uso do cone

especifco para tratamento de mama, dado em porcentagem;

Ffcone " Fator fltro cone, anlogo ao fator filtro, no entanto, tomado com a presena do

cone de mama;

R - Rendimento da fonte, corrigido para a data do tratamento, devido ao decaimento

atividade da fonte de ^'^Co, dado em cGy/min.

Nos clculos de tempos de tratamento para as demais regies anatmicas existe

uma grande variedade de possibilidades. Todas as demais combinaes, com exceo do

tratamento com uso do cone de mama, envolvendo as possveis aberturas de campo, as

profundidades de tratamento, o nmero de campos e o uso de acessrios so calculadas

peia equao 10.

^ Dose Peso

(FN 10)-(PDP 100)-F,-Fp-F, .-F^,-FOA-R ^^^^

em que.

PDP ~ Porcentagem de dose profunda, dose na profundidade de tratamento em relao

dose na profundidade de dose mxima, no caso do ^^Co igual a 0,5 cm, dado em

porcentagem;

Fj, - Fator espalhamento do colimador, que corrige a dose devido ao espalhamento

originrio do sistema interno de colimao do aparelho;

Fp - Fator objeto simulador, corrige a dose devido ao espalhamento ocasionado pelo

objeto simulador, utilizado durante a tomada de dados por ocasio do comissionamento;

F,- - Fator filtro, correo devido atenuao do feixe ocasionada pela presena de fltro;

F^ - Fator Bandeja, correo devido atenuao sofrida pelo feixe devido presena da

bandeja, e;

FOA - Fator "off-axis", que a correo devido ao deslocamento do volume alvo em

relao ao eixo central do feixe.

36

3.4. F L U X O G R A M A DESCRITIVO DA ETAPA DE C L C U L O DE T E M P O DE

T R A T A M E N T O EM T E L E C O B A L T O T E R A P I A

Os tratamentos em Telecobalterapia foram divididos em dois casos: mama e

outros detalhados nos fluxogramas das FIG 19 e 20 respectivamente.

Dados do paciente

Cdigo

Nome

Regio

Dose

Dose Total

N Aplic.

FN

Iso

Tipo Trat.

N" Campos

Dados do campo Parmetros fsicos Resultados Resultados

Data

Localizao

Lados X e y

c.q.e.

Profindid.

c.q.e.c.

Peso

STPC

R

Filtro Filtro W

Clculo do tempo de

tratamento Desvio

FIGURA 19 - Fluxograma descrito da etapa do programa destinada ao clculo de tempo de

tratamento para casos que utilizem o cone de mama.

Os parmetros destacados em verde so utilizados diretamente no clculo do

tempo de tratamento. Os demais sero utilizados, tanto para alimentar o banco de dados e

permitir a emisso de relatrios, quanto para possibilitar ao sistema consultar as tabelas dos

referidos parmetros.

37

Dados do paciente

Cdigo

Nome

Regio

Dose

Dose Total

~ ~ r -

K Aplic.

FN

Iso

Tipo Trat.

N" Campos

Dados do campo Parmetros fsicos Resultados Resultados

Localizao

Lados X e y

c.q.e.

Profindid.

c.q.e.c.

Peso

Bandeja

D. off-axis

STPC

PDP

FOA

Data R Data R

Filtro Filtro

Clculo do tempo de

tratameuto Desvio

i

FIGURA 20 - Fluxograma descrito da etapa do programa desfinada ao clculo de tempo de tratamento em todas regies, exceto mama.

3.5. C L C U L O DE UNIDADES M O N I T O R A S (UM) N O S A C E L E R A D O R E S

LINEARES

N o caso dos dois aceleradores lineares do servio de radioterapia no qual Toi

realizado este trabalho, fiaram necessrias quatro equaes para incluir todos as

possibilidades de tratamento. No entanto, vale ressaltar que os valores para cada um dos

parmetros fsicos so caractersticos da energia utilizada no tratamento. Sendo assim, as

tabelas a serem utilizadas so particulares de cada energia e de equipamento. Dessa forma

o programa foi subdividido para atender s energias de ftons disponveis nos aceleradores

lineares em questo.

38

3.5.1. A L G O R I T M O PARA C L C U L O DE UNIDADES M O N I T O R A S ( I ^ I )

No acelerador linear 600C os tratamentos isocntricos (SAD) constituem a

maioria dos casos, e tais tratamentos so facilitados pela distncia tbco-supertlcie ser de

100 cm. Para esses tratamentos, utiliza-se a equao 11 para o clculo das unidades

monitoras.

Dose Peso U M =

(FN 100). (Iso., 100) T M R F , , F, F,, F, F,- FOA ( i , )

em que:

UM - Nmero de unidades monitoras;

Dose - Dose prescrita, em cGy;

Peso - Peso atribuido ao campo em questo;

FN - Fator de normalizao, que a somatria dos pesos de todos os campos, para

tratamento em que haja planejamento pelo CadPlan, sendo que o valor utilizado o

fornecido pelo sistema de planejamento;

Iso - Curva de isodose escolhida pelo radioterapeuta para o tratamento, elaborada pelo

fsico-mdico manualmente ou com o auxlio do CadPlan;

TMR - Relao tecido mximo, que a caracterizao da dose a 100 cm de distncia do

foco na profundidade de tratamento em relao profundidade de mximo, que de

l ,5 cm para os feixes de 6MV e de 2,8 para os feixes de 15 MV;

F i - Fator de calibrao, caracteristico da energia do feixe a ser utilizada;

F . - Fator espalhamento do colimador, que corrige a dose devido ao espalhamento

originario do sistema interno de colimao do aparelho;

Fp - Fator objeto simulador, corrige a dose devido ao espalhamento ocasionado pelo

objeto simulador, utilizado durante a tomada de dados por ocasio do comissionamento;

F,, - Fator Bandeja, correo devido atenuao sofrida pelo feixe devido presena da

bandeja;

F, - Fator fltro, correo devido atenuao do feixe ocasionada pela presena de fltro,

e;

FOA - Fator "off-axis", que a correo devido ao deslocamento do volume alvo em

relao ao eixo central do feixe.

39

Nos tratamentos executados no acelerador 600C feitos com a tcnica

distncia foco-pele constante (SSD), uma equao similar foi utilizada, dessa fonna o

clculo de UM obtido pela equao 12.

Dose Peso U M =

(FN 1 0 0 ( I s o 100) (PDP 100) F j F^^F,, F,. FOA (1^)

em que:

PDP - Porcentagem de dose profunda, dose na profundidade de tratamento em relao

dose na profundidade de dose mxima, no caso do '"^Co igual a 0,5 cm, dado em

porcentagem.

No acelerador linear 21 OOC, os tratamentos com distncia foco-superficie so

calculados pela equao 13.

Dose Peso UM =

(FN 100)-( lso 1 0 0 ) - T M R - F , , i P ; - F , , - F j - F O A (13)

em que:

F - Fator de rendimento, correo da atenuao devido ao sistema interno de colimao e

da presena do objeto simulador utilizado por ocasio do comissionamento;

Nos tratamentos com distncia foco-pele constante (SSD) executados no

acelerador linear 21 OOC, os valores de UM so obtidos pela equao 14.

- Dose Peso

~ (FN 100) (Iso, 100) (PDP 100) F_ ,, F F^ F FOA (^4)

40

3.5.2. F L U X O G R A M A S DESCRITIVOS DE C L C U L O DE U N I D A D E S M O N I T O R A S (UM) PELO SISTEMA I N D E P E N D E N T E

As relaes entre as entradas dos dados do paciente e do tratamento e os

parmetros fsicos utilizados no clculo, elaborados a partir do algoritmo manual separados

por equipamento e tcnica de tratamento, so apresentados nas FIG. 2 1 , 22, 23 , 24.

Dados do paciente

Cdigo

Nome

Regio

Dose

Dose Total

N" aplic.

F N

Iso

Tipo Trat.

N" Campos

Dados do campo Resultados Resultados

UM STPC

Localizao

Lados X e y Parmetros fsicos

~ ~ r ~

c.q.e.

Proundid.

c.q.e.c.

Peso

Filtro

Bandeja

D. off-axis

PDP

Fb

FOA

Clculo de UM

Desvio

F I G U R A 21 - Fluxograma descritivo do clculo de U M para tratamentos com distncia foco-pele constante (SSD), no acelerador linear 600C.

41

Dados do paciente

Cdigo

Nome

Regio

Dose

Dose Total

N" aplic.

FN

Tipo Trat.

N" Campos

Dados do campo

UM STPC

Localizao Parmetros fsicos

Bandeja

Lados X e y Fcal

1 c.q.e. Fe c.q.e. 1 Fe

Profimdid.

TMR c.q.e.c.

1 Fp

Fp

Peso

Filtro Ff

Iso

Fb

D. off-axis FOA D. off-axis FOA

Resultados ' s

Clculo de M

- $

Resultados

Desvio

FIGURA 22 - Fluxograma descritivo do clculo de UM para tratamentos isocntricos (SAD), no acelerador linear 600C.

42

Dados do paciente

Cdigo

Nome

Regio

Dose

FN

Iso

Tipo Trat.

N Campos

Dados do campo

Energia

Localizao

Lados X e y

c.q.e.

1 Profundid. Dose Total

c.q.e.c. N Aplic. 1

Peso

Bandeja

D. off-axis

UMSTPC

Parmetros fsicos

PDP

F.

FOA

Filtro Filtro

Resultados Resultados

Clculo de M

Desvio

FIGURA 23 - Fluxograma descritivo do clculo de UM para tratamentos com distncia

foco-pele constante (SSD), no acelerador linear 21 OOC.

cowssAo !^*rm. Lt r^amA NUCLEAR/SP-FE^

43

Dados do paciente

Cdigo

Nome

Regio

Dose

Dose Total

N aplic.

F N

Tipo Trat.

N Campos

Dados do campo Parmetros fsicos

Energia

Localizao

Lados X e y

c.q.e.

Peso

Bandeja

UM STPC

Fcal

Profimdid.

TMR

c.q.e.c.

D. Off-axis FOA D. Off-axis W FOA

Resultados Resultados

Filtro

Iso

Clculo de UM

Desvio

FIGURA 24 - Fluxograma descritivo do clculo de U M para tratamentos isocntricos (SAD), no acelerador linear 21 OOC.

3.6. C L C U L O DA DOSE NO P O N T O DE D O S E M X I M A (Dose^0

O clculo da dose no ponto de dose mxima (Dose,x), embora no seja

utilizado neste trabalho para tins comparativos, apresentada pelo sistema devido ao seu

uso na prtica clinica.

O clculo da dose mxima para tratamentos isocntricos (SAD) efetuado pela

equao 15.

44

Dose Dose Peso

(FN 100)-( lso 100) -TMR 100 (15)

em que:

Dose - Dose precrita, em cGy;

Peso - Peso atribudo ao campo em questo;

FN - Fator de normalizao, que a somatria dos pesos de todos os campos, para

tratamento em que haja planejamento pelo CadPlan, sendo que o valor utilizado o

fornecido pelo sistema de planejamento;

Iso - Curva de isodose escolhida pelo radioterapeuta para o tratamento, elaborada pelo

fsico-medico manualmente ou com o auxilio do CadPlan^^;

T M R - Relao tecido mximo, que a caracterizao da dose a 100 cm de distncia do

foco na profundidade de tratamento em relao profundidade de mximo, que de

1,5 cm para os feixes de 6MV e de 2,8 para os feixes de 15 MV;

/ - Distncia isocentnca, que de 100 cm para os aceleradores lineares;

Pnvi\ ~ profundidade de dose mxima, sendo de 1,5 cm para os feixes de 6MV e de 2,8 cm

para a enegia de 15MV.

Para tratamentos com distncia foco-pele constante (SSD), o clculo da dose na

profundidade de dose mxima (Dosemx) efetuado com base na equao 16.

^ Dose Peso Dose ~ ~

( FN 100 ) ( Iso/100 ) ( PDP 100 ) (16)

em que:

PDP - Porcentagem de dose profunda, dose na profundidade de tratamento em relao

dose na profundidade de dose mxima, dado em porcentagem.

O sistema fornece ainda Dose Total mxima (TDosCmax), que resultado do

produto de dose mxima (Doscn^x) pelo nmero de campos, conforme a equao 17.

TDose^,,^ = ( D o s e ^ ^ ) (nmero de campos) (17)

45

3 .7. L E V A N T A M E N T O DAS DISCREPNCLAS ENTRE O CLCULO DE

UNIDADES MONITORAS (UM) P E L O SISTEMA INDEPENDENTE, OS

C L C U L O S PELO SISTEMA DE P L A N E J A M E N T O E OS C L C U L O S

M A N U A I S

Os desvios entre os valores calculados pelo CadPlan''^^ e os valores obtidos

pelo sistema independente para os clculos de UM foram organizados por regio de

tratamento de fonna semelhante ao trabalho de Chan et ai.' . Isso permite o levantamento

de patamares diferenciados de tolerncia para liberao de tratamento por regio anatmica

e tipo de tratamento. Tais desvios foram obtidos pela equao 18.

^ . UMsistema independente) - UM(CadPlan)

Desvio % = --^ 100 UM(sistema independente) vi

Para comparar os clculos de UM pelo sistema independente e os clculos

efetuados manualmente pelos fisicos mdicos do departamento, utilizou-se a equao 19.

^ . U ^ ( s i s t e m a independente) - UM(manual) Desvio % = - ^ 100 ,

UM(sistema independente) U ^ )

3.8. T R A T A M E N T O DAS TABELAS DE V A L O R E S DOS PARMETROS FSICOS

Os dados utilizados no clculo pelo algoritmo manual, so apresentados na

forma de tabelas. No entanto, tais tabelas apresentam os dados em intervalos que no

coincidem com os utilizados na tomada de dados por ocasio do planejamento. Sendo

assim, os dados foram interpolados linearmente, de forma a atender os intervalos utilizados

no planejamento.

Pode-se citar, como exemplo, os intervalos de profundidade utilizados nas

tabelas e nos clculos manuais efetuados pelos fsicos mdicos do departamento como

sendo de 0,5 cm, enquanto que no sistema independente, os dados foram interpolados de

forma a permitir a variao milimtnca da profundidade. Nas TAB. 5 e 6 pode-se verificar

as diferenas entre esses valores para o parmetro fsico porcentagem de dose profunda

46

(PDP), para a energia de 6 MV no acelerador linear 600C, em um intervalo comumente

utilizado na prtica clnica.

TABELA 5 - Valores de PDP, utilizados no clculo manual , em um mtervalo comumente usado na prtica clnica.

Profundidade Valores de Porcentagem de dose profunda (PDP)

Tamanho do Campo (cm") (cm) 9.0 ! 9.5 ! 10,0 ! 10,5 ILO 11.5 \ 12.0

2.0 ^ 98.5 i 98,5 98.5 98,5 98.5 1 98.5 i 98,5 2,5 96.5 1 96.5 i 96,5 96,5 96,6 96.6 i 96.6 3,0 94.4 94.5 94.5 94.6 94.6 94.6 ! 94.6 3.5 92.3 92.3 92,4 92,5 92,5 92.6 92.6 4.0 90.1 1 90.2 90.3 i 90.4 90.4 90.5 i 90.6

Os dados apresentados na TAB. 5 foram obtidos no InRad / HC FMUSP por

ocasio do comissionamento do acelerador linear em questo.

TABELA 6 - Valores de PDP, utilizados no clculo efetuado pelo sistema independente,

em um intervalo comumente usado na prtica clnica.

Valores de Porcentagem de dose profunda (PDP)

Profundidade (cm) 9,0 9,5 10.0 10.5 1 11.0 ! 11.5 12,0

98,50 2,0 98.50 98,50 98,50 98.50 98,50 98.50 12,0

98,50 2.1 98.10 98,10 98,10 98.10 98,12 98.12 1 98,12 2.2 97.70 97,70 97.70 97,70 97.74 97.74 97.74 2,3 97.30 97,30 97.30 97.30 97.36 97.36 97.36 2,4 96,90 1 96,90 96,90 96.90 96,98 96.98 96,98 2.5 96.50 96,50 96,50 96,50 96,60 96.60 96,60 2.6 96.08 96,10 96.10 96,12 96,20 96.20 96.20 2,7 95.66 95,70 95.70 95,74 95,80 95.80 95.80 2,8 95,24 95,30 95,30 95.36 95,40 95.40 95.40 2,9 94,82 94,90 94.90 94,98 95,00 95.00 95.00 3,0 94.40 94.50 94,50 94,60 94,60 94.60 94,60 3.1 93,98 94,06 94,08 94,18 94,18 94.20 94.20 3,2 93.56 93,62 93.66 93.76 93.76 93.80 93,80 -y -t 93.14 93.18 93.24 93.34 93,34 i 93.40 93,40 3,4 92.72 92,74 92,82 92.92 92,92 93,00 93.00 3,5 92.30 92.30 92.40 92,50 92,50 92,60 92.60 3,6 91.86 91.88 91,98 92,08 92,08 92,18 92,20 3,7 91.42 91,46 91,56 91.66 91.66 91,76 91,80 3,8 90,98 91,04 91,14 91,24 91,24 91,34 1 91,40 3,9 90,54 90,62 90,72 90,82 90,82 90,92 91,00 4,0 90,10 90,20 90.30 90,40 90,40 90,50 90,60

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Um clculo elaborado manualmente que utiliza, por exemplo, um campo de

lado 10 cm e uma profundidade 2,2 cm, seria aproximado para uma profundidade de

2,0 cm e, dessa forma, o valor de porcentagem de dose profunda (PDP) a ser aplicado no

clculo encontrado, sena de 98 ,5%. O mesmo clculo executado com o aiLxilio do sistema

independente encontraria um valor de porcentagem de dose profunda (PDP) de 97,7%.

Neste caso, o erro seria de 0,8%, diferenas de at 1% podem ser verificadas devido a essa

interpolao de dados utilizada no sistema independente. Neste exemplo foram ufilizados

os dados de porcentagem de dose profunda (PDP) empregados em tratamentos com

distncia foco-pele constante (SSD). No entanto, os desvios so similares para os valores

de relao tecido mximo (TMR) ufilizados em tratamentos isocntricos (SAD).

3.9. D E T A L H A M E N T O DO P R O G R A M A C O M P U T A C I O N A L

As tabelas com os parmetros fsicos obtidos durante o comissionamento das

unidades de tratamento, ou no Suplemento 2 5 a s s o c i a d a s ao clculo de UM, ou do tempo

de tratamento foram transferidas inicialm