IMRT implementation

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Radioterapia de Intensidade Modulada Implementação da Técnica de Radioterapia de Intensidade Modulada no Serviço de Radioterapia do Hospital de Santa Maria – Protocolo e avaliação dos Sistemas de Planeamento Vânia Marisa Santos Batista Dissertação para obtenção do Grau de Mestre em Engenharia Física Tecnológica Júri Presidente: Doutor João Carlos Carvalho de Sá Seixas Coordenador: Doutora Patrícia Margarida Piedade Figueiredo Vogais: Dr. Leonel Ferreira Lourenço Doutor Luís Manuel Carvalho Freire Outubro de 2008

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IMRT implementation

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  • Radioterapia de Intensidade Modulada Implementao da Tcnica de Radioterapia de Intensidade Modulada

    no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria Protocolo e avaliao dos Sistemas de Planeamento

    Vnia Marisa Santos Batista

    Dissertao para obteno do Grau de Mestre em Engenharia Fsica Tecnolgica

    Jri

    Presidente: Doutor Joo Carlos Carvalho de S Seixas Coordenador: Doutora Patrcia Margarida Piedade Figueiredo Vogais: Dr. Leonel Ferreira Loureno Doutor Lus Manuel Carvalho Freire

    Outubro de 2008

  • ii

    Agradecimentos

    Todo este trabalho no teria sido possvel sem a colaborao do Servio de Radioterapia do

    Hospital de Santa Maria. Destaco o acompanhamento do meu orientador Dr. Leonel Loureno, de

    toda a equipa de fsicos (Dr. Carlos Jesus, Dra. Rita Malveiro e Doutor Lus Prudncio) e da restante

    equipa de profissionais do Servio. De referir ainda o importante papel da Dra. Sara Germano.

    Agradeo ainda minha orientadora interna do Instituto Superior Tcnico, Doutora Patrcia

    Figueiredo.

    A realizao do estgio no Hospital de S.Joo foi possvel graas cooperao deste Servio de

    radioterapia, em particular da Dra. Rita Figueira e Dra. Vera Batel.

    O apoio da famlia foi incondicional, em especial dos pais, irmos (Andreia e Danilo) e av Otlia.

    Tambm a colaborao dos amigos foi importante, em particular do Joel, Ins, Miguel, Susana e

    Vernica.

  • iii

    Resumo

    Esta dissertao tem por objectivo iniciar o processo de implementao clnica da tcnica de

    Radioterapia de Intensidade Modulada (IMRT) no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa

    Maria. includo neste trabalho o desenvolvimento de um protocolo de implementao e a avaliao

    dos sistemas de planeamento XiO e Monaco da CMS. Devido s caractersticas do Servio, optou-se

    por implementar IMRT com a tcnica de Step&Shoot, fotes de 6MV, e para tratamentos de

    carcinoma da prstata.

    No sistema XiO, efectuaram-se planeamentos com o objectivo de avaliar o nmero e geometria

    dos feixes, o efeito do arredondamento das unidades de monitor, e a manipulao da prescrio.

    Como esperado, a comparao com mtodos convencionais revela uma reduo benfica da dose

    mdia, enquanto a dose mxima aumenta.

    Quanto ao Monaco, foi efectuada a verificao e aceitao da modelao da dose, atravs da

    simulao de perfis de dose, factores de output e dose no eixo central. Dados os resultados

    encontrarem-se dentro das tolerncias foi aceite o sistema, e efectuado um relatrio para o Servio.

    O protocolo inclui uma lista de testes ao: desempenho mecnico e fsico do colimador,

    comportamento do acelerador, e sistema de planeamento. Da realizao de alguns testes

    observaram-se problemas no colimador multilminas do acelerador, que depois de reportados ao

    fabricante aguardam soluo. Este protocolo apenas indicativo, e a forma definitiva passar por

    aprovao do Servio e avaliao prtica.

    Foi realizado um estgio no Hospital de S.Joo, com objectivo de familiarizar com a IMRT, onde

    j se encontra implementada.

    Palavras-chave: Radioterapia de Intensidade Modelada, Protocolo, Implementao Clnica, Planeamento Inverso, Monte Carlo.

  • iv

    Abstract

    The objective of this dissertation was to develop a protocol for the clinical implementation of

    Intensity Modulated Radiation Therapy (IMRT) at Hospital Santa Maria (HSM). According to the

    specific characteristics of this hospital, the Step&Shoot IMRT method was selected, using 6MV

    photons for the treatment of prostate carcinomas. An internship at Hospital de So Joo was also

    conducted, for familiarization with the IMRT technique already implemented in this hospital.

    The work at HSM included an evaluation of the planning systems (XiO and Monaco). With the XiO

    system, we assessed the number and geometry of the X-ray beams; the monitor unities rounding

    effect; and the prescription manipulation. As expected, comparison with conventional conformational

    radiotherapy methods revealed a beneficial reduction of average dose, while the maximum dose was

    increased. With the Monaco system, a Monte Carlo method was used for the simulation of dose

    profiles, output factors and central dose. Since the results were within the tolerance limits, the system

    was accepted and a report was written for the Hospital describing these tests.

    The implementation protocol developed consists in a series of tests of: mechanical and physical

    performance of the collimator; behavior of the accelerator; and planning system. After executing

    some tests, problems were observed in the collimator, which were reported to Siemens and are

    waiting to be resolved. Because not all tests could be performed, this is an indicative protocol only.

    The definitive form has yet to be approved by the Hospital and then subjected to a practical, clinical

    evaluation.

    Key Words: Intensity Modulated Radiotherapy, Protocol, Clinical Implementation, Inverse Planning, Monte Carlo.

  • v

    ndice

    1. Introduo 1

    1.1. Motivao. 2

    1.2. Estrutura da Dissertao... 2

    2. Radioterapia Conformacional... 4

    2.1. Radioterapia de Intensidade Modulada.. 4

    2.1.1. Vantagens e Desvantagens da IMRT. 5

    2.2. Radiobiologia.. 6

    2.3. Modalidades de IMRT 8

    2.3.1. Radiao Utilizada.. 8

    2.3.2. Mtodo de Conformao... 9

    2.3.3. Mtodo de Tratamento.. 10

    2.3.4. Patologia.. 10

    2.3.5. Energia de Tratamento.. 11

    3. Sistema de tratamento e controlo de qualidade 14

    3.1. Acelerador Linear e Caractersticas 14

    3.1.1. Sistema de Colimao... 15

    3.2. Equipamento de Controlo de Qualidade 17

    3.2.1. Fantomas. 17

    3.2.2. Mtodos de Determinao da Dose 18

    3.2.2.1. Cmaras de Ionizao... 18

    3.2.2.2. Pelculas Radiosensveis... 20

    3.2.2.3. Imagem Portal. 21

    4. Sistema de Planeamento.. 22

    4.1. Planeamento Inverso Funes de Custo e Optimizao. 22

    4.2. Algoritmos de Calculo de Dose 23

    4.3. Sistemas de Planeamento Existentes no Servio. 24

    4.3.1. Sistema de Planeamento de Tratamento XiO 24

    4.3.1.1. Algoritmos e Funes de Custo 24

    4.3.1.2. Validao do Acelerador no Sistema de Planeamento 25

    4.3.1.3. Processo de Planeamento & Estudos Comparativos... 25

    a) Nmero e Geometria dos Feixes... 26

    b) Arredondamento das Unidades de Monitor. 30

    c) Prescrio.. 31

    d) Comparao da Radioterapia Conformacional Convencional e IMRT 32

    e) Avaliao de um Plano 35

    4.3.2. Sistema de Planeamento de Tratamento Monaco 37

    4.3.2.1. Funes de Custo e Algoritmos de Optimizao.. 38

  • vi

    4.3.2.2. Implementao do Monaco no Servio... 41

    a) Testes para Aceitao do Acelerador Oncor no Sistema Monaco.. 41

    b) Reviso e Aceitao da Modelao.. 45

    5. Protocolo.. 52

    5.1. Sistema de Tratamento. 52

    5.1.1. Testes ao Desempenho Mecnico do MLC... 52

    5.1.2. Teste ao Desempenho Fsico do MLC 57

    5.1.3. Avaliao das Caractersticas de Campos Pequenos.. 60

    5.1.4. Avaliao do Desempenho do Acelerador para Poucas Unidades de Monitor 60

    5.2. Sistema de Planeamento.. 62

    5.3. Controlo de Qualidade Especfico... 64

    5.4. Anotaes e Verificaes ao Protocolo.. 66

    6. Servio de Radioterapia do Hospital de So Joo... 74

    6.1. Controlo de Qualidade Especifico 74

    6.1.1. Dosimetria Absoluta... 75

    6.1.2. Dosimetria Relativa. 76

    7. Concluses.. 79

    8. Referncias Bibliogrficas 81

    9. Anexos. 85

  • vii

    Lista de Figuras

    Figura 1 Acelerador Linear ONCOR Impression PLUS da Siemens e mesa de

    tratamento, existentes no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria. Pormenor do

    Colimador OPTIFOCUS da Siemens, em particular do MLC. 15

    Figura 2 a) Esquema genrico de um sistema de colimao de fotes com jaws superior

    e inferior e MLC. A jaw Y1 foi omitida para clareza do esquema. Indicao dos eixos

    utilizados em radioterapia (Cross Plane e In Plane) e das suas orientaes em relao

    gantry. b) Processo de interdigitao das lminas... 16

    Figura 3 Montagem do Fantoma de gua, com o array LA48, no Servio de Radioterapia

    do Hospital de Santa Maria........................... 18

    Figura 4 Cmara de ionizao de 0,125cm3, com capa de build-up em lato. A Cmara

    encontra-se montada no brao de movimento do fantoma de gua. Imagem da montagem

    efectuada no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria........................... 19

    Figura 5 Histograma Dose-Volume comparativo do planeamento de IMRT com 5 campos

    AP e configurao 5 campos PA. 28

    Figura 6 Histograma Dose-Volume para 7 campos na geometria A e na geometria

    B 29

    Figura 7 Histograma para 5 campos AP com IMRT e com terapia

    convencional... 33

    Figura 8 Histograma da dose mxima e mdia nas estruturas (OAR e PTV2) para as

    vrias geometrias avaliadas no mtodo convencional e de IMRT............... 34

    Figura 9 Histograma para 5 campos com configurao PA, no planeamento

    convencional e em IMRT.. 34

    Figura 10 Histograma para 7 campos (planeamento convencional e planeamento em

    IMRT)....... 35

    Figura 11 Histograma dose-volume, para planeamento em IMRT com 5 campos AP, 5

    campos de geometria PA e 7 campo.. 36

    Figura 12 Regies de definio do tipo de interaco sofrido pela partcula em anlise,

    por gerao de um nmero aleatrio no intervalo [0,1]. ................... 40

    Figura 13 Montagem do fantoma de gua, com cmara de ionizao de medida (com

    capa de build-up) e cmara de referncia, para aquisio de perfis no ar. Montagem

    efectuado no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria.. 42

    Figura 14 Perfis CR distncia de 100cm da fonte, para medies no ar e dimenso de

    campo 2x2 cm, 5x5cm e 10x10 cm.......................... 42

    Figura 15 PDD adquiridos no ar para o campo 2x2, 10x10 e 20x20 cm. 43

    Figura 16 Perfis CR e IP do campo de 2x2cm. Perfis adquiridos em gua com a PinPoint

    e SSD a 100cm e s profundidades de 1.4, 5, 10, 20 e 30cm..................... 43

    Figura 17 Perfil IP do campo de 10x10cm, adquiridos em gua com a cmara de

    0,125cm3, SSD a 100cm e profundidade de 1.4, 5, 10, 20 e 30cm... 44

  • viii

    Figura 18 PDD obtidos em aquisies em gua com SSD a 100cm, para campo 3x3cm a

    40x40cm...... 44

    Figura 19 Definio das regies do feixe, baseadas na magnitude do gradiente de dose,

    para as quais existem diferentes critrios de aceitao para a exactido do clculo de dose. 45

    Figura 20 Ilustrao das regies dos critrios de aceitao, para a comparao entre os

    valores medidos e os simulados para o PDD e para o perfil do feixe...... 46

    Figura 21 Modelao no Monaco do campo 10x10cm. . 48

    Figura 22 Pontos para avaliao da distribuio de dose no isocentro, profundidade

    10cm............................................................................................................................................. 50

    Figura 23 Padro para comparao visual da posio dos campos, e dimenso,

    indicando o planeado, o campo na tolerncia e o no limite de aco da tolerncia... 53

    Figura 24 Campos complementares que so definidos pelas jaws Y e MLC, de forma a

    testar a complementaridade de campos. .. 54

    Figura 25 Exemplo de um dos campos padro (losango) utilizados para analisar a

    exactido do campo luminoso. ......................... 55

    Figura 26 Esquema da pelcula obtida do teste 6 da irradiao de dois campos que se

    sobrepem numa regio de largura 2cm 56

    Figura 27 Exemplo de posio de lminas para a verificao da posio em relao

    jaw Y. As imagens correspondem a pares de lminas com posies complementares em

    relao jaw Y1 e Y2, respectivamente. . 56

    Figura 28 Esquema da posio dos campos irradiados, na verificao do centro radiao

    do MLC e na rotao da gantry... 57

    Figura 29 Esquema exemplificativo da posio relativa das lminas.................... 58

    Figura 30 Exemplos de padres de intensidade controlada. Da esquerda para a direita:

    cunha em X, pirmide, poo e aleatrio. 64

    Figura 31 Digitalizao da pelcula obtida da irradiao de campos de 1x40cm com

    espaamento de 1cm. 66

    Figura 32 Digitalizao da pelcula obtida do teste Matchline, para gantry e colimador a

    0 e 50UM por campo de 5x40. .. 68

    Figura 33 Anlise da pelcula obtida do teste Matchline segundo as direces CR e IP. ... 68

    Figura 34 Digitalizao da pelcula resultante do teste da transmisso (teste 11). ..... 70

    Figura 35 Anlise da pelcula 34 na direco IP e CR... 70

    Figura 36 Montagem do controlo de qualidade especfico da dosimetria absoluta, com a

    cmara de ionizao Farmer e o fantoma de placas de gua slida, no Servio de

    Radioterapia do Hospital de S.Joo... 75

    Figura 37 Montagem experimental para dosimetria relativa, com matriz e 5cm de placas

    de gua slida, no acelerador Siemens Primus, Hospital de S.Joo 76

    Figura 38 Mapa de fluncia do campo a 0 (Campo medido e calculado).. 76

    Figura 39 Mapa dos ndices gama para o campo de 0 (bidimensional e tridimensional)... 77

    Figura 40 Histograma da distribuio dos ndices gama para o campo de 0....... 77

  • ix

    Lista de Tabelas

    Tabela 1 Nmero de segmentos e unidades de monitor na totalidade do tratamento com

    IMRT para a geometria de 5 AP, 5PA e 7 campos.. 30

    Tabela 2 Prescrio efectuada para a 1fase do tratamento para a geometria de 7

    campos.... 32

    Tabela 3 Prescrio efectuada para a 2fase do tratamento para a geometria de 7

    campos 32

    Tabela 4 Anlise DVH para campos convencionais e de IMRT, para os rgos de risco,

    atravs da indicao da dose mnima, mdia e mxima. 33

    Tabela 5 Anlise do DVH para o volume alvo (PTV2) atravs das doses mximas,

    mnimas e mdias.. 34

    Tabela 6 Tolerncias dose-volume para os rgos de risco. 36

    Tabela 7 Volumes dos rgos de risco para as doses de tolerncia da tabela 6. 36

    Tabela 8 Tolerncias seguidas para a aceitao do Monaco... 47

    Tabela 9 Dimenso das estruturas definidas no Monaco a 10cm de profundidade do

    fantoma com SSD a 100cm. 47

    Tabela 10 Desvios mximos para perfis CR e IP e PDD, nas profundidades de 10cm e

    1,4cm. . 49

    Tabela 11 Factores de output factores medidos experimentalmente e os simulados tanto

    pela CMS como pelo Servio. . 49

    Tabela 12 Dose absoluta medida a 10cm de profundidade no isocentro com SSD a

    100cm. Valores medidos experimentalmente e simulados no Monaco 50

    Tabela 13 Dose simulada pela CMS e Servio, para os pontos indicados da figura 22.. 51

    Tabela 14 Penumbra dos perfis na direco CR e IP, do lado direito e esquerdo, para os

    campos pequenos e para o campo de referncia (10x10cm), profundidade de dose mxima

    para 6MV, 1.4cm 71

    Tabela 15 Penumbra dos perfis na direco CR e IP, do lado direito e esquerdo, para os

    campos pequenos e para o campo de referncia (10x10cm), profundidade de 10cm... 71

    Tabela 16 Dimenso do campo profundidade de medio (10cm) e superfcie. 72

    Tabela 17 Simetrias para os perfis de campos pequenos e de referncia (10x10).. 72

    Tabela 18 Homogeneidades para os perfis de campos pequenos e de referncia (10x10) 73

    Tabela 19 Prescrio aplicada ao PTV2 por IMRT, no doente do Hospital de So Joo 74

    Tabela 20 Verificao da dosimetria absoluta de cada campo e da acumulao de

    campos 75

  • x

    Lista de Abreviaes

    3D Tridimensional

    ASTRO - American Society for Therapeutic Radiology and Oncology

    ACR - American College of Radiology

    AAPM American Association of Physicists in Medicine

    ADN cido Desoxirribonucleico

    AP Anterior-Posterior

    BED Dose efectiva biolgica (Biological Effective Dose)

    BEV Ponto de vista do feixe (Beams Eye View)

    CAX Eixo Central (Central Axis)

    CFRT Radioterapia Conformacional (Conformal Radiation Therapy)

    CQ Controlo de Qualidade

    CQE Controlo de Qualidade Especifico

    CR Cross-plane

    CT Tomografia computorizada (Computed Tomography)

    CTV Volume Alvo Clnico (Clinical Target Volume)

    Deff Dose Efectiva

    DMLC Colimador multilminas dinmico (Dynamic Multileaf Collimator)

    DRR- Radiografia digital reconstruda (Digital Reconstructed Radiograph)

    DTA Distancia entre coincidncia de dois pontos no sistema planeamento e tratamento

    (Distance To Agreement)

    DVH Histograma Dose-Volume (Dose-Volume Histogram)

    EPID Dispositivo de Imagem Portal Electrnica (Electronic Portal Imaging Device)

    ESTRO European Society for Therapeutic Radiology and Oncology

    EUD Dose Uniforme Equivalente (Equivalent Uniform Dose)

    FSU Subunidades Funcionais (Functional Subunits)

    FWHM Largura a meia altura (Full Width at Half Maximum)

    GTV Volume Tumoral Detectvel (Gross Target Volume)

    HSM Hospital de Santa Maria

    ICRU - International Commission on Radiological Units and Measurements

    IMAT Terapia de Arco de Intensidade Modulada (Intensity Modulated Arc Therapy)

    IMB Feixe de Intensidade Modulada (Intensity Modulated Beam)

    IMRT Radioterapia de Intensidade Modulada (Intensity Modulated Radiation Therapy)

    IP In-Plane

    LINAC Acelerador linear (Linear Accelerator)

    LQ Linear-Quadrtico

    MLC Colimador Multilminas (Multileaf Colimator)

    MSF Mltiplos Campos Estticos (Multiple Static Field)

  • xi

    NTCP Probabilidade de Complicaes em Tecidos Normais (Normal Tissue Complication

    Probability)

    OAR rgos de risco (Organs At Risk)

    OD Densidade ptica (Optical Density)

    OF - Factores de Output (Output Factores)

    PA Posterior-Anterior

    PDD Perfil da dose em profundidade (Profile Depht Dose)

    PET Tomografia de Emisso de Positres (Positron Emission Tomography)

    PTV Volume Alvo de Planeamento (Planned Target Volume)

    PV Valor do Pixel (Pixel Value)

    RF Radiofrequncia

    RM Ressonncia Magntica

    RMS Raiz Quadrada Mdia (Root Mean Square)

    RW Largura Radiolgica (Radiologic Width)

    SAD Distancia da fonte ao isocentro

    SF Fraco de clulas sobreviventes (Survivor Fraction)

    SPECT - Single photon emission computed tomography

    SSD Distancia da fonte superfcie

    TCP Probabilidade de Controlo Tumoral (Tumour Control Probability)

    TD Dose de Tolerncia (Tolerance Dose)

    TD50 Taxa de dose que d origem a uma probabilidade de 50% de tumor remanescente

    TPS Sistema de Planeamento de Tratamento (Treatment Planning System)

    UM Unidades de Monitor

    Veff Volume Efectivo

  • 1

    1. Introduo

    A radioterapia externa surgiu no incio do sculo XX com a aplicao de radiao ionizante para

    tratamentos oncolgicos. No entanto, na radioterapia clssica, a ausncia de um controlo quantitativo

    da radiao aplicada, provocava mais efeitos colaterais que benficos, [Bentel, 1995]. Assim, com o

    objectivo de quantificar a radiao recebida pelo corpo, definido o conceito de Dose, ou dose

    absorvida. A dose uma grandeza macroscpica que descreve a distribuio espacial das ionizaes

    provocadas pela radiao incidente. Deste modo, a dose que determina o efeito biolgico, j que

    quantifica a energia depositada numa pequena massa fixa de matria, que rodeia o ponto de

    prescrio do tratamento.

    Apenas na dcada de 30, surge um dos principais instrumentos de medio da dose, a cmara de

    ionizao, possibilitando a determinao da dose absorvida pelos tecidos. Em 1953, o International

    Commission on Radiological Units and Measurements (ICRU) recomendou o rad como unidade para

    a dose de radiao absorvida e, nos anos 70, esta foi substituda pelo Gray, que representa a energia

    mdia depositada por unidade de massa num volume elementar, ( kgJGy 11 = e

    GycGyrad 100111 == ).

    Com o aumento da aplicabilidade dos raios X em radioterapia, e a necessidade de equipamentos

    com maior poder de penetrao, surge tecnologia com feixes mais energticos (superior a 1MeV)

    [Webb, 2001]. Desenvolveram-se ento diferentes mtodos de acelerar partculas, sendo no caso dos

    raios X os aceleradores lineares (LINAC) os mais utilizados. A medida do output de um acelerador

    linear em radioterapia dada em termos de Unidade de Monitor (UM). Os aceleradores lineares so

    calibrados para uma energia especfica tal que 1UM equivale dose absorvida de 1cGy em

    determinadas condies geomtricas (tipicamente para a distncia fonte-superfcie (SSD) de 100cm e

    profundidade de dose mxima).

    A utilizao de mquinas com energias na ordem dos MeV permite a obteno de melhores

    distribuies de dose, o aumento do efeito de poupana da pele e o tratamento de tumores

    profundos. O efeito de poupana de pele deve-se percentagem de dose em profundidade aumentar

    com o aumento da energia dos feixes, ocorrendo a deposio da dose mxima a uma maior distncia

    da superfcie da pele. Outra vantagem dos feixes de elevada energia a radiao difundida ter uma

    direco menos divergente e o feixe de radiao apresentar uma menor penumbra, o que permite

    maior conformao da dose ao tecido alvo.

    O desenvolvimento de tcnicas de imagem na dcada de 60, tomografia computorizada (CT) e

    ressonncia magntica (RM), foi uma das maiores contribuies para a minimizao da dose nos

    tecidos normais e aumento nos tecidos tumorais. A utilizao de imagens de CT possibilita: a

    visualizao da relao entre o tumor e os rgos normais e a definio dos seus contornos; a

    verificao do alinhamento e posicionamento do doente; calcular o efeito das heterogeneidades do

    tecido e melhorar a exactido com que a dose calculada.

    Com o objectivo de concentrar a dose de radiao no tumor enquanto se minimiza a dose nos

    tecidos normais adjacentes, surgem diferentes mtodos de modulao e conformao da dose e

    desenvolve-se assim a Radioterapia Conformacional [Webb, 2001]. Optimizaes desta tcnica

  • 2

    deram origem Radioterapia de Intensidade Modulada (IMRT), que optimiza a relao entre a

    irradiao do tumor e a segurana dos tecidos saudveis adjacentes.

    1.1 Motivao

    A Radioterapia de Intensidade Modulada consegue, atravs de estratgias de conformao da

    radiao ao tecido alvo, reduzir a dose nos tecidos normais. Como tal, esta tcnica apresenta: novas

    metodologias; nova interpretao dos objectivos da radioterapia que passam a ser a preservao das

    estruturas saudveis e s depois a irradiao do tumor; novas exigncias no controlo de qualidade; e

    reestruturao do Servio de Radioterapia (novos aceleradores, sistemas de planeamento, mtodos

    de dosimetria bsica e formao adequada).

    Esta dissertao tem por objectivo efectuar a primeira fase da implementao clnica da tcnica de

    IMRT no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria. Pretende-se direccionar a

    implementao clnica atravs da avaliao das condies necessrias e as existentes no Servio,

    estabelecer e caracterizar os aspectos tcnicos e prticos de um protocolo de implementao de

    IMRT, e avaliar os Sistemas de Planeamento existentes no Servio para IMRT.

    1.2 Estrutura da Dissertao

    No captulo 2 so descritos os princpios da radioterapia conformacional e em particular da IMRT.

    Ambas as tcnicas utilizam conceitos radiobiolgicos de forma a melhorar a eficcia do tratamento,

    conceitos estes que tm em conta o tipo de tecido e a sua resposta radiao, o que tambm

    descrito neste captulo. Na seco 2.2 realizada a anlise das modalidades de IMRT para seleco

    da que mais se adequa ao Servio, tendo em considerao as caractersticas da tcnica: tipo de

    radiao, mtodo de conformao, mtodo de tratamento, patologia e energia de tratamento.

    Devido s exigncias da tcnica de IMRT em termos de preciso e exactido, necessrio

    equipamento apropriado, com caractersticas e limitaes bem conhecidas. No capitulo 3, descrito o

    acelerador linear e o equipamento de controlo de qualidade existentes no Servio e que se adaptam a

    IMRT.

    No captulo 4 so avaliados os dois sistemas de planeamento adaptados a IMRT existentes no

    Servio de Radioterapia XiO e Monaco, da CMS (CMS GmbH, Freiburg). O sistema XiO ir

    funcionar como sistema de clculo primrio para IMRT, atravs do algoritmo de clculo de dose pelo

    mtodo de sobreposio. Este sistema j se encontra em funcionamento no Servio mas no mdulo

    de radioterapia conformacional, como tal so efectuados estudos neste captulo acerca do mtodo de

    planeamento. Para o clculo de dose independente, o Servio possui o sistema Monaco, que utiliza

    funes de custo biolgicas e um algoritmo de clculo de dose de Monte Carlo. Neste captulo

    ento apresentado o processo de aquisio de dados para a caracterizao do acelerador no sistema

    Monaco e a reviso e verificao da modelao efectuada pela empresa responsvel pelo software

    (CMS).

  • 3

    Com base nas caractersticas da tcnica a implementar e todo o equipamento disponvel, este

    trabalho prope, no capitulo 5, um protocolo para a implementao da IMRT no Servio, que inclui

    testes mecnicos, fsicos e dosimtricos, e as respectivas tolerncias a que a tcnica tem que

    obedecer para a prtica clnica. So ainda apresentados os resultados dos testes realizados no

    processo de criao do protocolo.

    De forma a completar a formao na tcnica, foi realizado um estgio no Servio de Radioterapia

    do Hospital de S. Joo, onde j se encontra implementada a tcnica de IMRT. Este estgio teve por

    objectivo, alm da aprendizagem e consolidao de conhecimentos acerca dos testes necessrios ao

    processo de implementao, o acompanhamento do processo de Controlo de Qualidade Especfico

    (CQE) na prtica clnica, de forma a compreender os prximos passos que o Servio de Santa Maria

    dever seguir. No captulo 6 apresentado o mtodo de CQE seguido pelo Hospital de S. Joo, com

    um caso clnico de um doente.

    Finalmente, as concluses gerais acerca do trabalho so apresentadas no captulo 7.

  • 4

    2. Radioterapia Conformacional

    A radioterapia conformacional tridimensional (3D CFRT) tem por objectivo melhorar a localizao

    espacial do volume tumoral, permitindo por um lado a aplicao de doses maiores de radiao (at

    80Gy, em fraces dirias de ~2Gy) e por outro lado reduzir os efeitos em tecidos adjacentes

    saudveis, explorando o melhoramento biolgico da radioterapia. reconhecida a necessidade de

    radioterapia conformacional quando o alvo tem formas irregulares, [Webb, 1997], o que se verifica

    quando o ponto de vista do feixe (beams eye view, BEV) muda com a direco do feixe incidente. Da

    radioterapia conformacional surge a Radioterapia de Intensidade Modulada (IMRT), que aumenta a

    conformao da dose ao tumor, mas que tem como objectivo primordial a preservao dos tecidos

    normais.

    Uma terapia conformacional resulta de uma anlise da previso biolgica da probabilidade de

    controlo do tumor (TCP) e da probabilidade de complicaes em tecidos normais (NTCP), (consultar

    seco 2.2).

    2.1. Radioterapia de Intensidade Modulada

    A Radioterapia de Intensidade Modulada [Webb, 2001] resulta de uma evoluo das tcnicas de

    radioterapia conformacional, onde apenas as formas dos campos (projeco do feixe na superfcie)

    eram ajustveis forma do volume alvo de planeamento (PTV), para tcnicas em que a intensidade

    do feixe, ou fluncia, tambm modulada ao longo da geometria do campo.

    Em IMRT, mais do que obter uma boa distribuio de dose no PTV, a modulao da dose tem por

    objectivo evitar os rgos de risco (OAR), aumentando a sua segurana. Designa-se este processo

    de conformao por evitao (conformal avoidance).

    A IMRT surgiu de uma nova concepo de planeamento o planeamento inverso idealizado por

    Brahme em 1986 e implementado por Bortfeld e Boyer em 1991. At esta poca todos os

    planeamentos iniciavam-se com a definio da contribuio de cada feixe para a dose final e s

    depois se obtinha a distribuio de dose. Com IMRT, o processo de planeamento comea com a

    prescrio da distribuio de dose pretendida, e depois da optimizao obtm-se as intensidades dos

    feixes incidentes. Com o planeamento inverso torna-se ento possvel, a partir de uma prescrio de

    dose ideal (ou de um conjunto de objectivos biolgicos), obter o conjunto de feixes de intensidade

    modulada (IMBs), que melhor se adequa ao problema.

    Do planeamento inverso surge a necessidade de modulao da intensidade do feixe. A ideia de

    modulao de feixes de radiao j antiga, 1960, com a utilizao de blocos de proteco como

    forma de modulao binria, tendo-se evoludo para filtros em cunha, o que j possibilitava a

    modulao de um gradiente de intensidade a uma dimenso. Em IMRT a evoluo surgiu ao utilizar-

    se mapas de fluncia capazes de serem administrados automaticamente por acelerados lineares

    dotados de sistemas prprios, em particular o MLC.

  • 5

    Os mapas de fluncia que representam a modulao da intensidade de cada feixe so resultado

    da diviso do feixe num nmero de segmentos (beamlets), cuja intensidade varia ao longo do plano

    de tratamento, e consoante a existncia de PTV e/ou OAR.

    Uma das aplicaes para as quais o IMRT mais vantajoso o tratamento de PTVs de forma

    cncava, e que rodeiam rgos de risco, como o caso do carcinoma da prstata e da cabea e

    pescoo. A melhoria na conformao aquando da utilizao da IMRT resulta da sua capacidade de

    criar e colocar gradientes de dose acentuados exactamente onde eles so necessrios.

    Os tumores so frequentemente heterogneos, resultado da densidade de clulas clones e dos

    nveis de oxigenao, pelo que a distribuio ptima de dose no tumor tambm no uniforme, o que

    contraria as distribuies de dose em radioterapia conformacional convencional. Assim, a IMRT

    planeia intencionalmente distribuies de dose no uniformes.

    A exactido que a IMRT possibilita requer que a posio do tumor e dos tecidos saudveis

    circundantes esteja bem definida, pelo que se recorre a tcnicas de imagem como CT, PET ou RM.

    No entanto por vezes estas tcnicas no bastam, j que alguns rgos movem-se diariamente, como

    o caso da prstata. Assim, recorre-se a mtodos de imagem peridica de forma a monitorizar o

    movimento do rgo, sendo comum na prostata a implementao de sementes de ouro e a realizao

    de CT para verificar o posicionamento destas, no entanto novas tcnicas comeam a emergir, como o

    uso de ultra-sons e imagem-guiada [Bortfeld, 2006].

    O tratamento planeado usando CT a trs dimenses, onde o clculo de dose computorizado,

    de forma a determinar o padro da intensidade de dose (mapa de fluncia) que melhor se adapta

    forma alvo, atravs da combinao de vrios segmentos de intensidade modulada com diferentes

    direces.

    O primeiro tratamento de IMRT foi realizado em 1994 por Bortfeld e Boyer, e foi a partir dessa data

    que se deu a maior exploso com o refinamento das tcnicas de interesse comercial.

    2.1.1 Vantagens e Desvantagens da IMRT

    Apesar de todas as vantagens da IMRT indicadas na seco anterior, surgiram vrios movimentos

    contra a IMRT, [Galvin, 2003], j que o facto de conformar de forma muito rgida a distribuio de

    dose elevada poderia torn-lo potencialmente perigoso, comparativamente com os mtodos

    convencionais. No entanto, estes argumentos podem ser contestados, porque a IMRT ao conformar

    melhor o volume de dose elevada, torna possvel alargar a margem de segurana, de forma a permitir

    uma maior tolerncia para erros de localizao.

    Outras crticas so: o aumento da dose total no doente, elevado nmero de segmentos que

    provocam o aumento do desgaste do equipamento e do tempo de tratamento, e a complexidade da

    verificao e controlo de qualidade. Em resposta a estas questes, importante compreender que a

    tcnica pode ser to exacta e precisa quanto se esteja disposto a apostar nela, com tempo,

    equipamento e investimento. Estando a eficcia do tratamento dependente destas variveis.

    Criticas tcnica incidem tambm na heterogeneidade da dose comparativamente com as

    restantes tcnicas de conformao, no entanto exactamente esta a vantagem da IMRT j que

  • 6

    permite uma melhor conformidade estrutura heterognea do PTV. Estas heterogeneidades podem

    ser controladas de forma a no prejudicar o planeamento, atravs dos constrangimentos aplicados

    aos alvos e estruturas criticas.

    Para que a IMRT tenha vantagens relativamente radioterapia convencional, para compensar o

    custo monetrio e tempo, apenas casos clnicos apropriados para IMRT devem ser realizados. Estes

    casos incluem planeamentos que exigem distribuies de dose muito conformadas, e onde a

    proteco de estruturas criticas exige a criao de concavidades e assim uma distribuio de dose

    convexa. tambm aconselhado IMRT para PTVs pequenos e irregulares, para situaes em que

    convencionalmente so utilizadas cunhas, e para casos em que difcil encontrar ponderaes dos

    campos que gerem uma optimizao de plano aceitvel.

    A apoiar a utilidade da IMRT surge o facto dos clnicos exigirem distribuies de dose cncavas

    em cerca de 30% dos casos clnicos, facto que no pode ser atingido sem IMRT [Webb, 2001].

    Alm dos motivos apresentados a favor da IMRT, foi criado um conjunto de factores que possibilita

    a utilizao de IMRT de forma eficaz: possibilidade de controlo dos feixes de radiao e do MLC

    atravs do computador; softwares de planeamento inverso para determinar as distribuies de IMRT

    em tempo e exactido realistas; desenvolvimento de tecnologias de imagem mdica tridimensional

    (CT, RM, SPECT, PET), que permitem mais exactido na determinao da geometria do alvo e

    estruturas normais; e ainda novas tcnicas de controlo de qualidade para IMRT, [Webb, 2001].

    2.2. Radiobiologia

    A compreenso dos fenmenos celulares associados ao efeito de uma terapia com radiao

    ionizante a base de uma adequada radioterapia conformacional.

    A utilidade de ndices biolgicos surge devido necessidade de controlar como os tecidos

    respondem radiao, tendo por objectivo ter-se o mximo controlo local do tumor (TCP) e o mnimo

    de complicaes nos tecidos normais (NTCP). Apresentam-se de seguida, os modelos matemticos

    que expressam tanto o TCP como o NCTP em funo da dose e do volume irradiado.

    Um dos modelos mais utilizados o Linear-Quadrtico, LQ, e considera que o ADN a molcula

    alvo e que uma dupla quebra no ADN necessria e suficiente para inviabilizar a reproduo das

    clulas, e assim levar morte. Do ponto de vista teraputico, este facto de que tira partido a

    radioterapia, sendo o ADN o alvo crtico da radiao, o que permite o controlo tumoral. Por outro lado,

    do ponto de vista dos tecidos saudveis, pretende-se assegurar a sobrevivncia do mximo nmero

    de clulas clones, para uma adequada repopulao, [Bachem,1923]. deste balano custo-benefcio,

    entre a irradiao do tumor e irradiao dos tecidos adjacentes que determinado o resultado do

    tratamento.

    No modelo LQ, definem-se dois tipos de eventos que podem levar morte da clula. O primeiro

    tipo, caracteriza os eventos singulares que correspondem dupla quebra da cadeia de ADN por uma

    partcula, sendo o nmero destes eventos quantificado pelo parmetro . O segundo mecanismo

    quantificado pelo parmetro , corresponde a interaces de eventos subletais, isto , quebras

    singulares prximas no espao e tempo, que podem ser reparadas, [Shrieve, 2004; Yorke, 2003].

  • 7

    A fraco de clulas sobreviventes, SF, a uma dose D (Gy), dada em n fraces de dose d,

    descrita pela contribuio destes dois mecanismos:

    ( )[ ]( )ndddnSF 2exp),( = (1) A probabilidade de efeitos indesejveis em tecidos normais assim como a probabilidade de

    controlo do tumor so funes da dose, de forma sigmide, com posicionamento em relao ao eixo

    da dose dependente do tipo de tecido. Define-se ento o rcio teraputico como a razo entre a

    Probabilidade de Controlo do Tumor (TCP) e a Probabilidade de Complicao nos Tecidos Normais

    (NTCP), e pretende-se que este tenda para um mximo [Shrieve, 2004].

    Um dos modelos para o TCP o de Poisson, [Yorke, 2003], onde apenas as clulas clones

    permitem a regresso do tumor, passando o TCP a representar a probabilidade de no sobreviverem

    clulas clones. As clulas clones que sobrevivem radiao seguem a distribuio de Poisson:

    [ ])(.exp DSFNTCP (2) Onde N o numero de clones, e SF(D) a fraco mdia de sobrevivncia das clones dose D.

    Esta distribuio compatvel com modelos de SF, como o LQ, pelo que SF(D) pode ser substitudo

    pela equao (1).

    Quanto Probabilidade de Complicao no tecido normal, NTCP, a sua modelao est

    dependente das relaes dose-volume de cada rgo, devido aos vrios tipos de complicao por

    rgo. A dose de tolerncia para tecidos especficos funo do volume irradiado, da dose total, da

    dose por fraco utilizada e do nvel de risco aceitvel. A dependncia do volume em relao s

    doses toleradas caracterizada por dois tipos de doses de tolerncia, TD50/5 e TD5/5 que

    representam a dose para a qual h 50% ou 5% de probabilidade de em 5 anos surgirem

    complicaes, respectivamente, para uma dose de aproximadamente 2Gy por fraco.

    Para uma irradiao parcial do rgo, uma fraco de volume total (v) recebe toda a dose,

    enquanto o restante rgo recebe zero de dose, pelo que importante conhecer os valores tabelados

    tanto para TD50/5 como TD5/5, para diversas fraces de volume, normalmente 1V, 2/3V e 1/3V.

    Para tratamentos de radioterapia conformacional convencional o Servio de Radioterapia do Hospital

    Santa Maria tem adoptado as tolerncias TD5/5 do documento [Emami,1991].

    O modelo mais aceite para a modelao do NTCP, o modelo de Lyman, que utiliza uma funo

    sigmide de quatro parmetros (TD50, m, n, V) para todas as complicaes:

    [ ]

    =

    ))(50())(50( 2

    2

    2/expvmTDvTDD

    dtt

    NTCP (3)

    Onde m o declive da curva NTCP(D), V o volume de referncia do rgo (ou efectivo) que

    segundo este modelo descrito pela equao 4. O volume efectivo depende do ndice caracterstico

    do rgo (n) que depende da dose (Di) em cada fraco do volume (Vi), e da dose mxima permitida

    Dmax. .

    =

    n

    i

    ieffD

    DVV

    /1

    max

    (4)

  • 8

    Em alternativa a este modelo, o modelo KutcherBurman (KB) descreve o NTCP a partir da dose

    efectiva, [Yorke, 2003].

    Quanto menor o ndice n, menor a dependncia do volume, dominando a dose mxima, caso da

    medula, enquanto que para n grande, h uma forte dependncia do volume, caso do pulmo,

    partidas e fgado, [Yorke, 2003].

    De acordo com este modelo os tecidos so constitudos por subunidades funcionais

    independentes (FSUs), onde a NTCP depende da radiosensibilidade das FSU e organizao destas.

    Baseado nestas subunidades, distinguem-se dois modelos de arquitectura de tecidos: srie e

    paralelo.

    Tecidos em srie, tm fraca dependncia com o volume, e a irradiao de qualquer percentagem

    do volume com uma dose superior de tolerncia traz complicaes para todo o volume. Neste caso

    a NTCP representa a probabilidade de no destruir as FSUs, e aplica-se a tecidos como a medula

    ssea.

    Em tecidos de organizao paralela, as complicaes s surgem se for irradiada uma

    percentagem de FSU acima de uma percentagem de volume crtica. Aplica-se a rgos muito

    dependentes do volume, como o caso do pulmo, fgado e rins.

    A estatstica de Poisson e Lyman e o modelo LQ so matematicamente tratveis e aplicveis a

    distribuies gerais mas levantam muitas questes conceptuais: nmero de clulas, parmetros do

    LQ, mdia da populao e desconhecimento da distribuio espacial das clulas no tumor. Assim,

    dada a complexidade do modelo NTCP e TCP, a maioria dos algoritmos de optimizao em IMRT,

    opta por se basear em histogramas dose-volume (DVH), doses mximas, mdias e mnimas,

    considerando se a estrutura paralela ou em srie. Algoritmos mais recentes utilizam tambm o

    modelo de Dose Uniforme Equivalente (EUD), que se aplica tanto a tumores como a rgos de risco.

    A EUD equivale distribuio de dose uniforme que d origem aos mesmos efeitos que uma

    distribuio de dose heterognea. So utilizados os conceitos de fraco de clulas sobreviventes de

    acordo com o modelo LQ, [Yorke, 2003]. Este modelo ser discutido em mais pormenor na seco

    4.3.2.

    2.3 Modalidades de IMRT

    A implementao clnica da IMRT exige que o Servio de Radioterapia tome decises acerca das

    caractersticas da tcnica a aplicar: tipo de radiao, mtodo de conformao e de tratamento,

    patologia, e energia de tratamento, como se descreve de seguida.

    2.3.1. Radiao Utilizada

    A tcnica de IMRT est disponvel tanto com electres como com fotes. No entanto, cada uma

    destas modalidades tem vantagens e desvantagens que devero ser tidas em conta na escolha.

    Apesar da utilizao de IMRT reduzir o volume de tecido normal irradiado com doses elevadas, o

    volume irradiado com baixas doses de radiao usualmente maior, aumentando a dose integral nos

  • 9

    tecidos normais circundantes. Isto particularmente importante no caso de tumores rodeados de

    vrios rgos de risco o que pode produzir riscos de tumores secundrios induzidos pela radiao, e

    introduzir tambm um efeito de hipersensibilidade a baixas doses.

    Os feixes de electres tm um alcance limitado em profundidade o que reduz a dose integral nos

    tecidos normais circundantes, permitindo assim maior segurana s estruturas normais. No entanto,

    estes feixes possuem uma penumbra dependente da profundidade, um pequeno tamanho de campo

    efectivo, pequena profundidade de penetrao e uma elevada dose na pele o que limita o seu uso em

    tumores profundos. Deste modo a suas aplicaes mais comuns so em tumores superficiais, como o

    caso da mama.

    A utilizao de fotes apesar de no reduzir a dose integral nos tecidos circundantes, permite uma

    maior profundidade de penetrao, essencial ao tratamento da maioria dos tumores, possui uma dose

    mxima a uma profundidade dependente da energia do feixe, pelo que quanto mais energtico o feixe

    maior o efeito de poupana na pele. Possuem simultaneamente uma menor penumbra, o que permite

    maior localizao da dose em profundidade.

    Existem ainda estudos que tentam incorporar as vantagens de ambas as modalidades, numa

    tcnica de IMRT que combina electres e fotes [Mu, 2004], no entanto ainda se encontra em

    desenvolvimento.

    Devido s vantagens apresentadas pela IMRT com fotes e o facto de ser a tcnica mais

    desenvolvida e com os equipamentos mais avanados, ser esta a utilizada no Servio de

    Radioterapia do Hospital de Santa Maria.

    2.3.2. Mtodo de Conformao

    Vrias formas de conformar os feixes ao tumor tm surgido ao longo da histria da radioterapia

    conformacional e em particular da IMRT, mas apenas algumas destas tiveram impacto clnico e

    permitem uma boa conciliao com o sistema de planeamento, [Webb, 2001].

    O mtodo que persistiu e que permite maior potencialidade IMRT o colimador multilminas

    (MLC), que permite a criao de feixes de intensidade modulada atravs da criao de formas

    geomtricas pelo conjunto das lminas.

    Um colimador multilminas constitudo por um grande nmero de lminas de tungstnio

    absorventes, posicionadas em dois lados opostos do campo de tratamento, e encontra-se acoplado

    cabea do acelerador linear. As lminas do MLC podem ser controladas independentemente, por

    meio de software, e movidas para as posies que permitam as geometrias adequadas ao PTV.

    O MLC possibilita assim trs aplicaes bsicas: substituir o mtodo de bloqueamento

    convencional (blocos), ajustar a forma do campo projeco do BEV do PTV durante a rotao do

    feixe de raio X e por aplicao desta caracterstica a formao de feixes de intensidade modulada em

    IMRT.

    Este mtodo inclui entre vrias tcnicas, a terapia de arco de intensidade modulada (IMAT), a

    tomoterapia, a terapia com campos mltiplos e estticos (MSF) e tcnicas de MLC dinmico (DMLC).

    Sendo as mais utilizada as duas ltimas, [Webb, 2001].

  • 10

    2.3.3. Mtodo de Tratamento

    Os campos de intensidade modulada e a conformidade ao alvo so realizados custa do

    movimento controlado das lminas do MLC. O desafio da IMRT consiste em tornar este processo

    eficiente no tempo e manter a inevitvel radiao de fuga dentro dos limites tolerveis. Foram ento

    desenvolvidos dois mtodos principais de construir feixes de intensidade modulada (IMB).

    Em 1991, Webb e Byer desenvolveram a tcnica de mltiplos campos estticos (MSF) ou

    vulgarmente designada Step & Shoot, tendo sido implementada em 1994 por Bortfeld e Boyer. Esta

    tcnica consiste na formao dos feixes de intensidade modulada, e dos consequentes mapas de

    fluncia, atravs da definio de uma sequncia de campos, em que a radiao emitida aps cada

    configurao do campo estar definida pelo MLC. Cada configurao do colimador designada de

    segmento, correspondendo o mapa de fluncia soma ponderada de cada um dos segmentos. S

    aps a irradiao ter terminado, que o MLC adopta uma nova configurao.

    Em 1992 desenvolveu-se a tcnica do colimador multilminas dinmico (DMLC), na qual a

    alterao da configurao do MLC realizada em simultneo com a irradiao.

    Estas tcnicas podem ser eficientemente aplicadas ao doente, atravs da utilizao de

    computadores que so programados de forma a conduzir as lminas do colimador de modo sncrono

    com o campo de radiao e geometria do alvo do ponto de vista da gantry, BEV.

    Cada um destes mtodos tem associados diferentes testes no controlo de qualidade, pelo que

    necessrio desenvolver um protocolo que teste o seu correcto funcionamento.

    A implementao da tcnica de MSF tem como vantagem o facto de no exigir uma nova

    avaliao por entidades competentes, j que uma simples extenso do uso bsico do MLC, alm de

    ser menos sensvel ao movimento do paciente.

    Quanto tcnica de DMLC, esta mais exigente do ponto de vista do controlo de qualidade,

    porque necessrio avaliar factores como velocidade das lminas e constncia do movimento, e o

    sincronismo com o mapa de fluncia planeado. Este mtodo apesar de apresentar bons resultados, e

    reduzir o tempo de administrao do tratamento, exige muito tempo de calibrao e de controlo de

    qualidade.

    No Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria, a tcnica a implementar ser o Step &

    Shoot, j que para o incio da actividade com IMRT, apresenta menor controlo de qualidade e a

    adequada ao acelerador existente no Servio para IMRT, Oncor Impression PLUS (Siemens Medical

    Solutions, Erlangen).

    2.3.4. Patologia

    A IMRT pode ser aplicada ao tratamento de quaisquer tumores, no entanto s vantajosa a sua

    utilizao no caso de existirem estruturas crticas prximas do PTV. Uma das utilizaes mais

    frequentes da IMRT no tratamento de tumores com formas cncavas, que rodeiam estruturas

    crticas, o que com outras tcnicas provocaria vrios efeitos colaterais. Exemplos de tumores que

    exigem distribuies de dose cncavas so a mama, prstata e cabea/pescoo.

  • 11

    Devido seleco de IMRT com fotes, so mais apropriadas patologia associadas a tumores

    profundos, o que corresponde s modalidades mais implementadas em IMRT, prstata e

    cabea/pescoo.

    Para inicio da actividade do Servio no tratamento com IMRT, os doentes com carcinoma da

    prstata so mais indicados, j que envolvem menos risco que patologias da cabea e pescoo, que

    exigem maior capacidade de planeamento e controlo de qualidade. A prostata para alm de ser um

    rgo mais homogneo uma patologia menos complexa. Outros motivos que favorecem esta

    escolha, devem-se ao Servio de Radioterapia do Hospital possui maior experincia nesta patologia e

    contactos com outros Hospitais em que j se realiza IMRT de prostata, como o caso do Hospital de

    S.Joo, onde se realizou um estgio, capitulo 6.

    No entanto, a patologia da prstata apresenta dificuldades relacionadas com o seu movimento

    dirio, que numa tcnica de preciso como a IMRT pode levar a complicaes. Como tal a utilizao

    de elevados gradientes entre a prstata e o recto em tratamentos apenas dever ser realizado

    quando feito um estudo dirio da localizao da prstata, para assegurar a correcta localizao das

    reas de altas e baixas doses. As solues para este problema passam pela utilizao de imagem-

    guiada, que permite a visualizao da posio da prstata em tempo real, e corrigir assim o

    planeamento [Bortfeld, 2006]. No entanto esta tcnica implica custos de equipamento adicional, pelo

    que vulgarmente so utilizados marcadores, sementes de ouro, que so implantados na prstata, e

    que mediante o controlo dirio da posio destas efectuada a correco do planeamento.

    2.3.5.Energia de tratamento

    Um facto controverso na radioterapia a energia dos fotes. Em terapia conformacional 3D so

    mais utilizados os fotes de altas energias (isto , energias superiores a 10MeV), devido s

    vantagens dosimtricas, como uma maior profundidade de penetrao. Na prtica, fotes de altas

    energias, como 18MV, so frequentemente usados em IMRT, devido experincia com estes feixes

    em terapia conformacional convencional.

    No entanto, em tratamentos de IMRT o efeito da intensidade modulada e o uso de relativamente

    grande nmero de feixes tem demonstrando reduzir a dependncia do planeamento com a energia

    dos feixes [Pirzkall, 2002]. Alm disto em IMRT os fotes de altas energias podem apresentar mais

    desvantagens que vantagens.

    Um feixe de baixas energias no permite a mesma profundidade de penetrao que um de altas

    energias, o que poderia consistir num problema para alguns tratamentos de prstata, j que 20% dos

    doentes apresentam distancias entre a superfcie da pele at ao volume alvo superior a 25cm,

    impossibilitando a utilizao de IMRT de baixa energia. No entanto IMRT com 6MV vivel nestas

    circunstncias, [Sun, 2006], j que no se observavam diferenas significativas entre os planos para

    diferentes energias, tanto a nvel do alvo como das estruturas criticas, recto e bexiga.

    Em IMRT, a modulao de dose no sistema de planeamento est dependente da penumbra

    provocada pelas lminas do MLC e da energia utilizada. Fotes de altas energias provocam uma

    degradao lateral do feixe, que como consequncia resulta no alargamento da penumbra. Esta

  • 12

    situao torna-se particularmente problemtica para feixes pequenos, j que quanto maior a energia

    dos fotes, maior a perda de equilbrio electrnico lateral, e agrava-se em regies de elevados

    gradientes, devido a uma reduo da dose prximo do extremo do feixe.

    O fenmeno responsvel pelo alargamento do feixe explicado pelo facto dos electres colocados

    em movimento por um feixe de fotes de 18MV, adquirem uma energia cintica na ordem dos 4-

    5MeV, pelo que deslocam-se cerca de 2-3cm e difundem-se consideravelmente, mesmo quando

    colocado em movimento na mesma direco do foto. Esta difuso provoca uma degradao dos

    limites laterais do feixe, limitando a modulao atingida. Por outro lado, tambm este o processo

    responsvel pela maior profundidade para a dose mxima dos fotes de altas energias. [Welsh, 2007]

    Assim, para menores energias dos fotes a modulao ser superior, sendo mais favorvel para a

    IMRT, de forma a permitir a poupana dos rgos crticos. Devido IMRT realizar planeamento

    inverso, e o sistema de planeamento dar prioridade preservao dos OAR, surgem gradientes

    acentuados na interface prstata e recto/bexiga que so menos acentuados para feixes mais

    energticos, devido larga penumbra.

    Em radioterapia conformacional convencional, o tempo durante o qual o acelerador est a irradiar

    relativamente breve, o que implica poucas unidades de monitor. Logo, independentemente da

    energia dos fotes utilizada no so produzidas quantidades significantes de neutres. No entanto,

    em IMRT h um aumento do nmero de unidade de monitor e assim aumenta a gerao de neutres

    com a utilizao de fotes de altas energias, proporcional ao nmero de unidades de monitor

    utilizadas [Howell, 2005].

    A utilizao de fotes mais energticos tem como desvantagem a contaminao do tratamento

    com neutres. Estes neutres surgem devido energia dos fotes exceder o limite para as reaces

    fotonucleares (g, n), e da existncia de uma grande ressonncia (dependente do numero atmico)

    onde a probabilidade de produo de neutres aumentada.

    A produo de fotoneutres d-se quando a radiao de travagem associada aos raios X,

    gerada por electres com energia superior a 8MeV. Nestas situaes, elementos da gantry,

    colimador, filtro e outros materiais podem sofrer desintegraes fotonucleares produzindo neutres

    no desejados que contribuem para a dose no doente. A quantificao dos neutres importantes

    em segurana radiolgica j que qualquer dose absorvida leva a uma dose efectiva biolgica (BED)

    muito maior que os fotes.

    A introduo dos neutres indesejados no tratamento provoca um aumento relativo da toxicidade,

    o que indicado pelo factor de qualidade (Q) que est entre 2 e 11, dependendo da energia dos

    neutres, enquanto que para os fotes o factor de qualidade 1. Esta toxicidade dos neutres deve-

    se aos neutres terem o mximo de interaces elsticas com tomos de hidrognio e todos os

    tecidos biolgicos serem compostos por gua. Estima-se que o aparecimento de neutres em IMRT

    aumenta a incidncia de malignidades secundrias fatais comparativamente radioterapia

    conformacional [Chibani, 2003; Kry, 2005]. Com a utilizao de fotes de menores energias, como os

    de 6MV, que esto abaixo da energia necessria para que ocorram reaces fotonucleares, a

    contaminao por neutres no representa problemas para a dose total do tratamento.

  • 13

    Alm da contaminao por neutres, outros factores tm de ser pesados e considerados quando

    escolhida a energia para IMRT. Em IMRT o acelerador irradia durante mais tempo que na terapia

    convencional, o que provoca cerca de duas a trs vezes mais unidades de monitor, o que leva ao

    aumento da fuga de radiao atravs do colimador. O nmero total de unidades monitor em media

    18% maior para um plano de 6MV que para um de 18MV [DeBoer, 2007]. No entanto, a quantidade

    de fuga de radiao entre as laminas do MLC significantemente maior para fotes de altas energias

    (40% em relao s baixas energias), o que anula a vantagem da reduo das unidades de monitor,

    [Chibani, 2003].

    De referir ainda so as questes de segurana radiolgica, relacionadas com o aumento de

    radiao a que exposto o LINAC e hardware na sala, o que provoca a fotoactivao de alguns

    elementos constituintes (28Al, 26Mn e 24Na) do equipamento da sala, o que contribui para o aumento

    do risco dos profissionais/doentes que circulam na sala aps o tratamento, que para o caso de IMRT

    de 18MV seis vezes superior aos tratamentos convencionais [Welsh, 2007].

    Os benefcios do uso de 6MV em vez de 18MV passam pela eliminao da produo de neutres

    secundrios, reduo da carga de blindagem da sala, reduo da penumbra dos feixes e reduo da

    toxicidade do ar provocada pela produo de gases txicos, acima dos 10MeV.

  • 14

    3. Sistema de Tratamento e Controlo de Qualidade

    A implementao da IMRT est intrinsecamente relacionada com o equipamento disponvel para o

    processo clnico. Assim, neste captulo so apresentadas as caractersticas e limitaes do sistema

    de tratamento (acelerador linear e sistema de colimao), e no captulo 4 sero apresentados os

    sistemas de planeamento (XiO e Monaco).

    Relacionado com o sistema de tratamento e planeamento est a etapa de Controlo de Qualidade

    (CQ), cujo equipamento cumpre as especificaes caractersticas para IMRT [Waldron, 2003;

    ESTRO, 2008], que so discutidas de seguida.

    3.1. Acelerador Linear e caractersticas

    Os aceleradores lineares (LINAC) so utilizados para gerar os raios X atravs da aplicao de

    uma tenso de acelerao a feixes de electres, que embatem num alvo metlico. A energia dos

    fotes ento definida com base na tenso de acelerao que os provocou, e limitada pela energia

    do feixe de electres. Assim, usualmente a nomenclatura em uso refere-se a energia dos fotes em

    MV.

    Os LINAC para IMRT resultam de uma adaptao dos existentes em radioterapia conformacional

    convencional, mas que permitem uma maior exactido no tratamento atravs da utilizao de

    sistemas de colimao apropriados, tais como o MLC, e de mecanismos de funcionamento que

    permitam maior consistncia do feixe.

    No Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria, o acelerador linear com caractersticas

    para IMRT o ONCOR Impression PLUS da Siemens, (Siemens Medical Solutions, Erlangen),

    [Siemens, A], figura 1. Este possibilita tratamentos com feixes de raios X e de electres de mega-

    tenso, no entanto a IMRT apenas se restringir utilizao de fotes.

    A potncia de radiofrequncia (RF) para a produo de energia alimentada por um Klistro, onde

    as energias nominais de tratamento para as quais est realizado o processo de aceitao, em

    radioterapia convencional, so de 6MV, nas baixas energias, e 18MV, nas altas energias [Bentel,

    1995; Siemens, A].

    A energia dos fotes est definida em funo da percentagem de ionizao produzida por um

    campo de 10x10 cm, a uma distncia SSD de 100 cm, medida no eixo central e a 10 cm de

    profundidade em gua. Quanto s Unidades de Monitor, a calibrao est efectuada de modo que

    1UM equivale dose absorvida de 1cGy profundidade de dose mxima (1,4 cm para o caso de

    6MV), com SSD igual a 90cm, ou seja com isocentro a 10cm de profundidade e distncia fonte-

    isocentro (SAD) de 100cm.

    Um tratamento de IMRT tem uma durao superior a um tratamento convencional, devido ao

    aumento da complexidade do planeamento e o grau de conformao que se pretende em IMRT. Por

    este motivo, a Siemens implementou um mecanismo que mantm a estabilidade do feixe de radiao

    durante cada tratamento de IMRT, o que no era problemtico em pequenos perodos de irradiao

    como na radioterapia convencional.

  • 15

    O controlo do feixe no acelerador de onda estacionrio faz-se atravs de um trodo, onde a cada

    pulso de RF produzido um pulso de injeco coincidente. Quando os parmetros do campo esto a

    ser modificados, entre segmentos de um mesmo feixe, o acelerador mantm as condies de

    irradiao, no que se refere a temperatura, frequncia e estabilizao da potncia, mas a radiao

    anulada pelo atraso do pulso do injector que coloca os electres no guia de ondas. Assim,

    produzida uma desfasagem entre o pulso de injeco e o pulso de radiofrequncia. Quando est

    preparada a configurao do segmento seguinte, enviado um pulso de disparo ao injector, este

    recupera a sincronizao, e o canho emite os electres que so acelerados no guia de ondas. Por

    sua vez, estes electres embatem num alvo metlico e produzem os raios X. Por meio deste

    mecanismo consegue-se uma rpida estabilizao do feixe de radiao e uma diminuio do tempo

    total do tratamento.

    Figura 1 Acelerador Linear ONCOR Impression PLUS da Siemens e mesa de tratamento, existentes no

    Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria. Pormenor do Colimador OPTIFOCUS da Siemens, em

    particular do MLC.

    O acelerador possui ainda um filtro sada do feixe de raios X, que tem como funo reduzir a

    intensidade do pico de dose no centro do campo, o que possibilita a obteno de uma distribuies

    de dose mais uniforme a profundidades especficas (usualmente 10 cm).

    3.1.1. Sistema de colimao

    Os sistemas de colimao tm como funo modelar o feixe de radiao forma do volume a

    irradiar, e as suas geometrias variam com o modelo do acelerador e tcnicas de IMRT que aplicam.

    A configurao do colimador pode ser categorizada com base na existncia de colimador primrio

    fixo, de colimadores secundrios mveis (jaws superiores e inferiores) e/ou de colimador multilminas

    (figura 2).

    O colimador secundrio o responsvel pelos extremos do campo e colocado to longe quanto

    possvel do doente para evitar a sua contaminao com electres secundrios e colises em caso de

    rotao. Consiste num ou dois conjuntos de pares de lminas (jaw X e Y), que podem ser movidas na

    MLC

    Mesa

    Gantry

  • 16

    perpendicular do eixo central do feixe para alterar as dimenses e forma (quadrado e rectangular) do

    campo.

    Figura 2 a) Esquema genrico de um sistema de colimao de fotes com jaws superior e inferior e MLC. A

    jaw Y1 foi omitida para clareza do esquema. Indicao dos eixos utilizados em radioterapia (Cross Plane e In

    Plane) e das suas orientaes em relao gantry. [Boyer, 2001] b) Processo de interdigitao das lminas.

    As caractersticas das lminas do colimador (comprimento, largura, espessura e geometria)

    definem o seu comportamento em relao radiao: transmisso, penumbra, fuga, atenuao

    [Boyer, 2001].

    Os sistemas de colimao que possuem colimador secundrio com jaw X e Y, e ainda MLC,

    designam-se colimadores tercirios, como por exemplo o sistema dos LINAC da Varian (Varian

    Medical Systems, Hansen Way).

    Na configurao adoptada pela Siemens, o colimador secundrio apenas tem jaws superiores

    (jaws Y), sendo a jaw inferior, X, substituda pelo MLC. Designa-se por configurao duplamente-

    centrada (double-focused), devido aos extremos e laterais das lminas corresponderem divergncia

    do feixe. Nesta configurao os extremos das lminas do MLC tm geometria recta, o que permite a

    reduo da fuga entre lminas opostas, mas apresenta como desvantagem o aumento da penumbra,

    em oposio configurao da Varian onde os extremos das laminas so redondos.

    Para os colimadores da Siemens, no est permitido o processo de interdigitao (figura 2b), das

    lminas de um dos lados do campo com as lminas vizinhas do banco de lminas oposto, o que

    reduz possveis fugas associadas ao processo.

    O MLC integrado no acelerador ONCOR o OPTIFOCUS com configurao tpica da Siemens

    [Siemens, A]. Permite uma resoluo da dimenso do campo de 1mm e uma dimenso de campo

    mxima de 40x40cm. Possui 41 pares de lminas de tungstnio, com largura de 1cm, excepto o par

    exterior que 0,5cm, e permite a definio de campos assimtricos dada a independncia das jaws Y

    e bancos de lminas do MLC.

  • 17

    3.2. Equipamento de Controlo de Qualidade

    A rotina clnica de uma modalidade de IMRT exige um programa de controlo de qualidade (CQ) e

    testes de aceitao extensivo e demorado. Um grande nmero de sistemas dosimtricos est

    disponvel para este fim em IMRT. A escolha do sistema mais apropriado depende do nmero de

    parmetros que devem ser verificados e da extensibilidade desejada no processo de CQ.

    Os sistemas dosimtricos apresentados so os que cumprem as especificaes para IMRT e

    esto disponveis no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria.

    3.2.1. Fantomas

    De forma a reproduzir com maior preciso o processo de tratamento nos tecidos biolgicos,

    adequado a utilizao de fantomas de materiais equivalentes aos tecidos, o que permite a realizao

    de testes aos sistemas de tratamento e planeamento, pela avaliao da distribuio de dose.

    Os fantomas devem permitir montagens reprodutveis e possurem a flexibilidade de acomodar

    diferentes mtodos de medida (detectores, pelculas radiosensveis). Dividem-se ainda em fantomas

    simples ou antropomrficos, homogneos ou heterogneos.

    O material do fantoma frequentemente gua, j que se comporta de forma semelhante maioria

    dos tecidos moles. Para maior convenincia de montagem existem ainda os fantomas de placas de

    gua slida.

    Os fantomas de gua tm a vantagem de permitir a movimentao de cmaras de ionizao tanto

    na lateral como em profundidade, o que permite a aquisio de perfis de dose na direco cross-

    plane (CR, direco perpendicular ao eixo de rotao da gantry) e in-plane (IP, direco paralela ao

    eixo de rotao da gantry), e de perfis de dose em profundidade (PDD). Permite ainda a medio de:

    factores de output (razo entre a dose absoluta num ponto e a dose para o mesmo ponto mas para o

    campo de referncia, usualmente 10x10 cm), homogeneidade, simetria e linearidade do feixe. O

    inconveniente destes fantomas a restrio rotao da gantry e o tempo necessrio para a

    montagem de todo o aparato (encher fantoma de gua e efectuar alinhamentos). Na figura 3,

    apresenta-se uma das montagens efectuadas para a aquisio de perfis, como ser descrito na

    seco 4.3.2.

    Os fantomas de gua slida so mais prticos, evitando montagens exigentes de aparatos

    experimentais. O existente no Servio, da PTW, (PTW, Freiburg), constitudo por placas

    equivalentes a gua e permite a insero de cmaras em orifcios apropriados. No entanto, a sua

    posio s pode ser alterada em profundidade e a aquisio de medidas apenas pontual.

    Possibilitam ainda a colocao de pelculas radiosensveis a mltiplas profundidades.

    Para a verificao de planos de IMRT, as medidas so efectuadas para cada campo individual,

    com colocao da gantry a zero graus e colocao no fantoma de cmaras ou pelculas

    profundidade do planeamento. Deve ser assegurado que o comportamento da mquina (output da

    radiao, energia do feixe, homogeneidade e simetria do feixe) mantido entre as medidas no

    fantoma e o tratamento no doente, de forma a possibilitar a comparao.

  • 18

    Figura 3 Montagem do Fantoma de gua, com o array LA48 (ver seco 3.2.2.1), no Servio de

    Radioterapia do HSM.

    3.2.2. Mtodos de determinao da dose

    Os equipamentos de medio de dose a utilizar na aceitao e controlo de qualidade da IMRT

    devem: ter excelente resoluo espacial ( < 1mm) e exactido ( < 2%); possibilitar medies

    tridimensionais; fceis de manusear e fornecer informao acerca da resposta ao tecido equivalente.

    Os dispositivos aconselhados para IMRT [ESTRO, 2008] so: cmaras de ionizao, pelculas

    radiosensveis, arrays bidimensionais, imagem portal electrnica (EPID) e dosmetros de gel. De

    acordo com as disponibilidades do Servio e caractersticas da IMRT, indica-se de seguida o

    equipamento que ser utilizado na implementao clnica e CQ.

    3.2.2.1.Cmaras de ionizao

    As cmaras de ionizao so o mtodo mais exacto e fidedigno de realizar medidas de dose

    absoluta. Funcionam de modo indirecto, j que a sua exposio aos raios X provoca a criao de

    uma corrente elctrica no seu interior. A intensidade da corrente indica a quantidade de ionizao

    produzida no interior da cmara. Quando a cmara est mergulhada num meio absorvente no

    momento da irradiao, o conhecimento da quantidade de ionizao interior e o das propriedades do

    meio circundante, permitem-nos calcular a energia que foi transferida para o meio, isto , a dose

    absorvida se a cmara no estivesse presente. [Webb, 2001]

    As cmaras de ionizao esto disponveis em diversas dimenses e formatos. Para IMRT, devido

    aos campos utilizados serem na sua maioria de reduzidas dimenses, h a necessidade de cmaras

    de ionizao de reduzidos volumes para que a sua localizao no campo no provoque perturbao

    da fluncia e reduo do equilbrio electrnico do feixe [ESTRO, 2008]. A dimenso da rea sensvel

    da cmara de ionizao ter que ser menor que a regio homognea da dose a ser medida, devido

    grande sensibilidade espacial. A confirmao da posio da cmara em relao ao campo deve ser

    Cabea do acelerador

    Colimador

    Array linear

    Brao de controlo automtico

    do array/cmara

    Fantoma de gua

  • 19

    feita atravs da determinao da posio do eixo central (CAX) do feixe, que atravs de software

    apropriado (Mephysto mc2 da PTW- Freiburg) permite a avaliao de erros de posicionamento.

    Alm da dimenso da cmara, a sua seleco ter em conta a linearidade, dependncia em

    energia, efeitos do cabo, resposta angular e a calibrao para o caso das medidas de dose absolutas.

    Esta calibrao efectuada por entidades credenciadas e o valor absoluto da dose no local de

    colocao da cmara obtido atravs da multiplicao do valor medido pelo factor de calibrao

    actualizada para a presso e temperatura no momento da aquisio de dados.

    Para medio de campos pequenos e de preciso, o Servio possui a PinPoint (modelo 31016,

    PTW, Freiburg) e o detector de diamante (PTW, Freiburg), de volume 0.015 cm3 e 0.0019 cm3,

    respectivamente [Moran, 2003].

    No entanto, outras cmaras so necessrias para o CQ, como por exemplo para a medio da

    transmisso sob as lminas, onde aconselhvel o uso de cmaras com maiores volumes, como a

    cmara de Farmer de 0,6 cm3 e a de 0,125cm3.

    Devido criao de electres secundrios quando os fotes de altas energias interagem com o

    meio, a dose mxima obtida apenas quando os electres atingem o equilbrio (a uma profundidade

    que depende da energia dos fotes). Como tal, para medidas muito prximas da superfcie da

    cmara, como o caso das medidas no ar, surge um gradiente de dose na superfcie da cmara que

    provoca impreciso das medidas. A soluo para estas medies passa pela utilizao de capas de

    build-up nas cmaras de ionizao, para medidas no ar (figura 4).

    Figura 4 Cmara de ionizao de 0,125cm3, com capa de build-up em lato. A Cmara encontra-se

    montada no brao de movimento do fantoma de gua. Imagem da montagem efectuada no Servio de

    Radioterapia do HSM.

    O processo de CQ em IMRT mais complexo que em radioterapia convencional, pelo que a

    aquisio de perfis um processo demorado, surgindo a necessidade de utilizar mltiplos detectores.

    Recorre-se ento a mtodos alternativos, como a utilizao de arrays lineares e matrizes de cmaras

    de ionizao.

    O Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria possui o array LA48, da PTW e a matriz

    ImRT MatriXX, da IBA (IBA Dosimetry, Schwarzenbruck).

    O LA48 adequado para medidas em IMRT, em particular para medies dosimtricas do MLC,

    devido resoluo espacial de 0.1mm, o que obtido pelo conjunto das 47 cmaras de ionizao

    com volume sensvel de 0,008cm3, espaadas de 8mm. O array montado no fantoma de gua

    (figura 3), o que permite a aquisies de medidas em gua, e um controlo do movimento

    Cmara de ionizao

    Capa de build-up de lato

    Brao mecnico do fantoma de gua

    Suporte da cmara ao brao

  • 20

    externamente pelo software Mephysto mc2, onde tambm efectuado o registo dos resultados e

    verificao das caractersticas dos perfis e PDD.

    Outro sistema que optimiza o tempo do CQ so as matrizes de cmaras de ionizao, como o

    caso da Matriz ImRT MatriXX, que permite a obteno de mapas bidimensionais, atravs das 1020

    cmaras com volume de 0,08cm3, possibilitando uma resoluo de 7,62mm que pode ser interpolada

    at 1mm. adequada para a anlise de campos individuais de IMRT (segmentos) e campos

    compostos, em substituio das pelculas radiosensveis. Devido ao build-up intrnseco, de 3.3mm de

    gua equivalente, no necessita de ser colocada em gua, nem de build-up externo, segundo o

    manual do fabricante. No entanto da experiencia clnica sugere-se maior build-up.

    3.2.2.2. Pelculas Radiosensveis

    As pelculas radiosensveis so um dos mtodos de medida de dose mais utilizados devido a

    possurem boa resoluo espacial, o que vantajoso para a aquisio de distribuies

    bidimensionais, serem relativamente pouco dispendiosas e fceis de utilizar.

    Quando a pelcula exposta radiao, os cristais de brometo de prata que a constituem so

    reduzidos a prata no processo de revelao, escurecendo a pelcula de acordo com a quantidade de

    radiao absorvida. A variao do escurecimento da pelcula pode ento ser determinada por um

    densitmetro.

    Um densitmetro consiste numa fonte de luz, e um detector de luz que mede a luz transmitida

    atravs da pelcula. A medida da dose obtida da subtraco entre a densidade da amostra exposta

    e a no exposta. Devido sensibilidade a mudanas nas condies de revelao, e dependncia da

    resposta dose com a energia, no podem ser utilizadas para determinao de doses absolutas.

    O densitmetro utilizado no Servio um scanner de pelculas, Vidar (Vidar System Corporation,

    Herndon), que com auxlio do software RIT (Radiological Imaging Technology, Colorado Springs)

    permite a anlise das pelculas, atravs da calibrao do scanner que associa a densidade ptica

    (OD) ao valor do pixel (PV). Esta calibrao dever corresponder s condies em que foram

    efectuadas as medidas.

    As pelculas mais utilizadas so do tipo Kodak X-OMAT (Kodak Health Imaging, London) no

    entanto estas possuem um baixo ponto de saturao, 3Gy, o que as torna limitantes para verificaes

    de planos completos em IMRT. Em alternativa, as Kodak EDR2 (Kodak Health Imaging, London)

    apresentam uma melhor linearidade para as escalas de dose utilizadas em tratamentos completos de

    IMRT, saturando apenas para 7Gy. Tm ainda como vantagem serem auto-revelveis, mas este

    processo demora vrios minutos e no possui estabilidade temporal. Alm disto, a utilizao destas

    pelculas iria exigir calibrao do Scanner adaptada s EDR2 e maiores custos dado o preo destas

    pelculas ser superior s X-OMAT. No entanto, quando em IMRT apenas se pretende verificar feixes

    individuais, as X-OMAT so suficientes [Ritt, 2002].

    As pelculas radiosensveis possuem a desvantagem de serem dependentes da energia, devido s

    interaces fotoelctricas na emulso para baixas energias serem mais frequentes que em materiais

    equivalentes, o que provoca a variao do feixe com as dimenses do campo e a profundidade. Esta

  • 21

    situao particularmente importante para feixes de fotes de 6MV, onde surge uma sobre-resposta

    fora das regies da penumbra. A soluo passa pela utilizao de filtros para a radiao difusa, o que

    impede os fotes difundidos de baixas energias de atingir a pelcula, permitindo uma nica curva de

    calibrao para todos os tamanhos de campos e profundidades. Outras desvantagens esto

    relacionadas com a influncia do processamento do filme e do processo de anlise de dados no

    resultado final.

    Embora as pelculas sejam mais convenientes do que as cmaras de ionizao, usualmente

    necessrio verificar o seu desempenho, comparando as medidas com as das cmaras de ionizao,

    j que este o mtodo mais fivel de determinar a dose.

    3.2.2.3. Imagem Portal

    Foram desenvolvidos dispositivos de imagem portal electrnica (EPID) que permitem a aquisio

    de imagens de mega-tenso, em formato digital, durante o tratamento do doente.

    Outra utilidade da EPID o processo de verificao de IMRT, nomeadamente: a avaliao da

    posio das lminas durante as tcnicas de MLC esttico ou dinmico; a anlise da transferncia do

    ficheiro da sequncia das lminas para a mquina de tratamento; e na medio do desempenho

    mecnico e dosimtrico da unidade de tratamento. As imagens obtidas por este dispositivo so

    analisadas no software de anlise de dados RIT.

    Existem dois problemas relacionados com o uso de EPID para propsitos dosimtricos [ESTRO,

    2008]. Um destes a reduo da qualidade da imagem, provocada por um sinal adicional que surge

    aps o fim da irradiao. No entanto, este efeito no preocupante quando o EPID usado para a

    verificao de campos que tm grande nmero de unidades monitor. O outro problema das EPID est

    relacionado com a dependncia da sua resposta com a energia, o que provoca uma sobre-resposta

    para fotes de baixas energias, onde a sensibilidade das medidas influenciada pelo tamanho do

    campo e profundidade.

    A exactido deste mtodo est dentro dos 2% exigidos em IMRT, mas menos exacto que

    mtodos complementares (pelculas e cmaras), em particular nas situaes de grande velocidade

    das lminas e em regies com gradientes de dose elevados [ESTRO, 2008].

  • 22

    4. Sistema de Planeamento

    Os sistemas de planeamento de tratamento computorizado (TPS) so utilizados em radioterapia

    de feixes externos, com o objectivo de controlar os feixes e provocar as distribuies de dose mais

    prximas do desejado [Podgorsak, 2003]. O maior desenvolvimento nos sistemas de planeamento foi

    a integrao da tomografia computorizada (CT). A CT possibilitou a: observao tridimensional da

    anatomia dos doentes e estruturas crticas; visualizao das distribuies de dose sobrepostas

    directamente na anatomia axial/coronal/sagital do doente; e a incluso nos clculos de dose do

    planeamento da densidade anatmica do doente, com base no nmero de CT.

    O processo de planeamento envolve muitos passos, desde a aquisio dos dados que

    caracterizam o comportamento do acelerador e que so inseridos no TPS, at obteno da

    distribuio final de dose no doente. Todo o processo tem de ser seguido por Mdicos e Fsicos, para

    que haja responsabilizao da integridade total do tratamento, em relao distribuio de dose e

    clculos associados.

    O planeamento inverso em IMRT baseado na utilizao de funes de custo e de algoritmos de

    optimizao, que sero discutidos de seguida.

    4.1. Planeamento Inverso funes de custo e optimizao

    Tradicionalmente, o planeamento realizado por processos de optimizao do tipo forward-based,

    em que a partir de uma configurao de feixes gerada uma distribuio de doses. No entanto, na

    IMRT a aproximao utilizada a de planeamento inverso, onde a optimizao da dose passa a ser

    baseada em critrios especficos de dose no alvo e constrangimentos de dose nos OAR, e s depois

    gerada a distribuio de feixes (segmentos).

    O processo de planeamento parte da definio de funes de custo, tanto para volumes alvo como

    para estruturas crticas. A funo de custo corresponde frmula que utilizada para computar a

    penalizao pela violao de dado objectivo ou constrangimento. Uma funo de custo composta

    compreende a soma das funes de custo para cada objectivo e constrangimento da prescrio, e o

    seu valor a medida da violao da prescrio.

    O processo de optimizao consiste na minimizao da funo de custo composta, e d origem

    distribuio de segmentos e consequentemente aos mapas de fluncia. Este processo envolve

    muitas variveis, pelo que pode tornar-se complexo, a menos que seja escolhida uma funo de

    custo apropriada, j que as solues dependem dos objectivos e constrangimentos aplicados.

    Muitas tcnicas de optimizao foram desenvolvidas para radioterapia convencional [Podgorsak,

    2003; ICRU, 1987]. No entanto, muitas delas no se adequam ao planeamento inverso, ento

    necessrio um mtodo de planeamento inverso eficiente, exacto e que inclua processos fsicos, como

    o caso da radiao difundida (ou secundria).

    A optimizao da dose efectuada por um processo iterativo, no qual a soluo inicial

    modificada atravs da comparao com a prescrio. Os algoritmos de planeamento inverso para o

    clculo dos feixes com intensidade modulada (IMB) utilizam como critrio a dose num nmero de

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    pontos de interesse ou a dose mnima/mxima no alvo e estruturas crticas. Por fim, o resultado

    ilustrado num histograma dose-volume (DVH) para cada uma das estruturas prescritas.

    A IMRT requer maiores exigncias na verificao experimental e computacional do tratamento

    planeado antes da realizao do tratamento no doente (controlo de qualidade especifico), o que

    resulta num aumento do tempo necessrio ao processo de planeamento. Assim, os algoritmos de

    planeamento inverso tm de dar nfase ao aumento da velocidade de clculo e da contribuio

    clnica, como o uso de funes de custo baseadas em constrangimentos dose-volume ou medidas

    biolgicas (seco 4.3).

    4.2. Algoritmos de Clculo de dose

    O componente mais crtico do software do sistema de planeamento o algoritmo de clculo de

    dose, responsvel pelo clculo das funes de custo usadas para a optimizao da distribuio de

    dose no doente, do tempo de feixe e unidades de monitor.

    Em radioterapia convencional, so usados frequentemente mtodos semi-empricos que modelam

    a dose considerando a contribuio da radiao primria e secundria independentemente, atravs

    da utilizao de perfis de dose do feixe, da dose no eixo central e calculo das razes tecido-ar e

    difuso-ar [Podgorsak, 2003]. Estes mtodos baseiam-se na tcnica de Integrao da Difuso de

    Clarkson, que combina os dados experimentais com os princpios fsicos, que incluem factores de

    correco para a penumbra, transmisso dos blocos ou MLC e filtros. No entanto, para IMRT este

    mtodo no se adequa a planeamento inverso.

    A optimizao em IMRT no permite em simultneo um clculo rpido e de grande exactido, pelo

    que usualmente para clculos intermdios so utilizados algoritmos mais rpidos e menos exactos (>

    2%), enquanto algoritmos mais exactos so utilizados para recalcular a dose final para verificao

    [Chetty, 2007]. Os algoritmos mais utilizados em IMRT usam o mtodo de Convoluo/Sobreposio

    [Podgorsak, 2003] no qual a aproximao consiste em decompor o feixe de radiao nas

    componentes primrias e secundria, e manipular cada componente independentemente. Desta

    forma, as mudanas na difuso provocadas pelas mudanas na forma do feixe, intensidade do feixe,

    geometria do doente e heterogeneidades do tecido podem ser incorporadas na distribuio de dose.

    Este algoritmo utiliza mtodos de convoluo, para expressar a dose em qualquer ponto do meio

    como a soma das componentes primria e de difuso, e mtodos de sobreposio, de forma a ser

    consideradas as variaes locais da fluncia primria e as mudanas na disperso da energia devido

    difuso local. Existem variaes a estes algoritmos, como o de Rpida-Sobreposio, que

    utilizada para clculos intermdios, o que possibilita um aumento da velocidade de clculo, mas uma

    reduo da preciso do clculo, cerca de 2% comparativamente com o Sobreposio.

    Outra alternativa so os algoritmos de Pencil Beam que so utilizados frequentemente para pr-

    clculos da distribuio de dose nos segmentos em sistemas de planeamento de IMRT. Esta tcnica

    consiste na obteno de feixes de largura mnima (pencil beam) tais que a disperso de energia ou

    distribuio da dose em determinado ponto a soma ao longo de todo o pencil beam. A integrao

    do pencil beam sobre a superfcie do doente considera as variaes na intensidade primria, e a

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    distribuio de dose resultado da modificao da forma do pencil beam, com a profundidade e

    densidade do tecido. Apesar da velocidade de clculo, o Pencil Beam no possibilita o calculo de

    dose com a exactido desejada, menor que 2%, pelo que para o clculo final da distribuio de dose

    os TPS possuem o mtodo de Monte Carlo, que se trata de um mtodo de integrao tridimensional

    que considera os percursos de um grande nmero de partculas que emergem da fonte de radiao e

    sofrem mltiplas interaces de difuso dentro e fora do doente. Este processo permite assim a

    descrio da energia depositada (absorvida) nos tecidos, enquanto se considera a geometria e

    composio de todo o volume irradiado, e tambm a geometria do LINAC e dos dispositivos de

    modelao do feixe (blocos e MLC).

    O mtodo de Monte Carlo particularmente importante no clculo de dose em tecidos

    heterogneos onde o efeito do transporte de electres no pode ser correctamente seguido com os

    convencionais algoritmos de dose determinsticos (convoluo e sobreposio). No entanto, apesar

    de comprovada a exactido e a melhoria das distribuies de dose [Chetty, 2007] resultados

    estatsticos aceitveis s so possveis quando simulado um grande nmero de partculas, o que

    implica longos tempos de clculo, o que seria impraticvel na rotina clnica. Mas o desenvolvimento

    de cdigos mais rpidos e melhoramentos na tecnologia dos processadores reduziu

    substancialmente o tempo de clculo, o que levou ao aparecimento de softwares como o Monaco, da

    CMS (seco 4.3.2), que permitem a prtica clnica desta tcnica.

    4.3. Sistemas de Planeamento Existentes no Servio

    Para o planeamento de IMRT, o Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria possui um

    sistema baseado em objectivos e constrangimentos de dose, XiO (seco 4.3.1), que utiliza o

    algoritmo de Sobreposio, e um baseado em constrangimentos biolgicos, Monaco (seco 4.3.2),

    que utiliza o algoritmo de clculo de Monte Carlo e Pencil Beam.

    Com a implementao da IMRT, uma avaliao quantitativa da distribuio de dose torna-se uma

    das principais questes em dosimetria, [ESTRO, 2008]. Faz parte da rotina de controlo de qualidade

    da IMRT recorrer-se comparao das distribuies de dose calculadas pelo TPS com as obtidas por

    medies experimentais e com as resultantes de um sistema de clculo independente. O sistema XiO

    ser utilizado para realizar os planeamentos de rotina em IMRT, enquanto o Monaco servir de

    sistema de clculo independente, para verificao e comparao com os clculos efectuados no XiO,

    dado o Monaco ser um sistema em fase de teste do mtodo de Monte Carlo para uso clnico.

    4.3.1. Sistema de Planeamento de Tratamento XiO

    4.3.1.1. Algoritmos e funes de custo

    O mdulo de IMRT no TPS XiO utiliza como funo de custo a composio da soma das funes

    objectivo de cada rgo. Cada funo objectivo uma funo anatmica especfica, que estabelece

    os objectivos de d