UNIVERSIDADE FEDERAL DE PERNAMBUCO CENTRO ......simulação de Monte Carlo e impressão 3D para o...
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UNIVERSIDADE FEDERAL DE PERNAMBUCO CENTRO DE TECNOLOGIA E GEOCIÊNCIAS DEPARTAMENTO DE ENERGIA NUCLEAR PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM TECNOLOGIAS ENERGÉTICAS E NUCLEARES MATHEUS FERNANDO DOS SANTOS DESENVOLVIMENTO DE UM PORTA-DOSÍMETRO POR IMPRESSÃO 3D PARA MONITORAÇÃO OCUPACIONAL DO CRISTALINO Recife 2020
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UNIVERSIDADE FEDERAL DE PERNAMBUCO
CENTRO DE TECNOLOGIA E GEOCIÊNCIAS
DEPARTAMENTO DE ENERGIA NUCLEAR
PROGRAMA DE PÓS-GRADUAÇÃO EM TECNOLOGIAS ENERGÉTICAS E
NUCLEARES
MATHEUS FERNANDO DOS SANTOS
DESENVOLVIMENTO DE UM PORTA-DOSÍMETRO POR IMPRESSÃO 3D PARA
MONITORAÇÃO OCUPACIONAL DO CRISTALINO
Recife
2020
MATHEUS FERNANDO DOS SANTOS
DESENVOLVIMENTO DE UM PORTA-DOSÍMETRO POR IMPRESSÃO 3D PARA
MONITORAÇÃO OCUPACIONAL DO CRISTALINO
Dissertação submetida ao Programa de Pós-
Graduação em Tecnologias Energéticas e
Nucleares como requisito para obtenção do
título de Mestre em Ciências.
Área de Concentração: Dosimetria e
Instrumentação Nuclear.
Orientador: Prof. Dr. Vinícius Saito Monteiro de Barros
Recife
2020
Catalogação na fonte
Bibliotecário Gabriel Luz, CRB-4 / 2222
S237d Santos, Matheus Fernando dos.
Desenvolvimento de um porta-dosímetro por impressão 3D para
monitoração ocupacional do cristalino / Matheus Fernando dos Santos – Recife,
2020.
106 f.: figs., tabs., abrev. e siglas.
Orientador: Prof. Dr. Vinícius Saito Monteiro de Barros.
Dissertação (Mestrado) – Universidade Federal de Pernambuco. CTG.
Programa de Pós-Graduação em Tecnologias Energéticas e Nucleares, 2020.
Inclui referências, apêndices e anexos.
1. Engenharia Nuclear. 2. Cristalino. 3. Modelo ocular de referência. 4.
Software CAD. 5. Monte Carlo. 6. Impressão 3D. I. Barros, Vinícius Saito
Monteiro de (Orientador). II. Título.
UFPE
612.01448 CDD (22. ed.) BCTG / 2020-167
MATHEUS FERNANDO DOS SANTOS
DESENVOLVIMENTO DE UM PORTA-DOSÍMETRO POR IMPRESSÃO 3D PARA
MONITORAÇÃO OCUPACIONAL DO CRISTALINO
Dissertação submetida ao Programa de Pós-
Graduação em Tecnologias Energéticas e
Nucleares como requisito para obtenção do
título de Mestre em Ciências.
Aprovada em: 21/02/2020.
BANCA EXAMINADORA
Prof. Dr. Vinícius Saito Monteiro de Barros (Orientador)
Universidade Federal de Pernambuco – DEN/UFPE
Profa. Dra. Helen Jamil Khoury (Examinador Interno)
Universidade Federal de Pernambuco – DEN/UFPE
Prof. Dr. Marcos Ely Almeida Andrade (Examinador Externo)
Centro Universitário Tiradentes – UNIT-PE
Prof. Dr. Leonardo Bruno Ferreira de Souza (Examinador Externo)
Universidade Católica de Pernambuco – UNICAP
AGRADECIMENTOS
A Deus, por me conceder saúde e sabedoria para seguir sempre em frente. A ti, Senhor,
toda honra e toda a glória.
Aos meus pais, Inaldo e Mônica, e Irmãos, Márcio e Samuel, pelo apoio e incentivo em
todos os momentos da minha vida.
Ao Professor Vinícius Barros pela oportunidade de desenvolver este trabalho, orientação
e auxílio que garantiram a realização deste trabalho.
À Professora Helen Khoury pela amizade e incentivos no meu desenvolvimento
acadêmico, além de sugestões que contribuíram para a concretização deste projeto.
À Professora Viviane Asfora pelo apoio e conselhos no uso e caracterização dos
dosímetros TL, que foram essenciais para a realização deste trabalho.
Ao Professor Marcos Ely pelas sugestões que complementaram o trabalho.
Aos alunos de Engenharia mecânica: João Victor, Gabriel Lourenço e Guilherme
Cantalice no suporte dos desenhos e modelagem 3D do projeto.
Ao Vagner Cassola e Professor Richard Kramer no auxílio e disponibilização dos códigos
do GEANT4 e realização das simulações que serviram de base para a realização do trabalho.
À equipe do Laboratório de Eletrônica e Impressão 3D da Universidade Federal de
Sergipe (UFS), pela impressão dos porta-dosímetro utilizando a técnica de impressão FDM.
Aos colegas e amigos de trabalho do LMRI e LPR, especialmente Sr. Elias, Dayana,
Kendy, Moema, Itayana e André Luiz pela disponibilidade no auxílio para irradiações dos
dosímetros e leituras TL.
Aos amigos Boisguillebert Andrade, Bruno Soares, Charles Nilton, Edyelle Oliveira,
Jorge Savignon, Lilian Torres, Maria Thalita, Natasha e Yelina Gonzalez pela amizade e pelas
discussões que ajudaram na construção deste projeto.
Ao Departamento de Energia Nuclear da Universidade Federal de Pernambuco, pela
oportunidade de realizar o projeto.
À coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior (CAPES) pela
concessão da bolsa de mestrado.
RESUMO
Recentemente, tem havido uma preocupação crescente com doses no cristalino,
principalmente após a publicação de estudos epidemiológicos evidenciando o risco da indução
de catarata em doses abaixo do que previa a Comissão Internacional de Proteção Radiológica
(ICRP). Tanto o limiar de dose absorvida para a ocorrência de reações teciduais na lente dos
olhos quanto o limite de dose ocupacional anual foram reduzidos, e a monitoração individual é
uma ferramenta importante no auxílio da proteção radiológica. O objetivo deste trabalho foi
desenvolver um porta-dosímetro com dimensões e geometria adequadas para monitorar dose
de radiação na lente dos olhos, baseado no modelo ocular tridimensional de referência. Foram
modeladas três versões de um porta-dosímetro no Software de projeto CAD 3D SolidWorks,
variando a profundidade dos dosímetros termoluminescentes (TLD’s) no suporte. O modelo
físico do porta-dosímetro de cristalino desenvolvido nesse trabalho foi denominado
DosímetroG4. As três versões do DosímetroG4 foram submetidas a técnica de simulação pelo
método de Monte Carlo no código GEANT4. Foi simulado um conjunto de irradiações, com
fótons na faixa energética entre 5 keV e 10 MeV e incidência do feixe de radiação na direção
0° e 90°. Através do FOM, foi possível quantificar a adequação da resposta simulada de cada
versão do DosímetroG4 ao modelo ocular de referência, em termos da dependência energética
e angular. A versão G4-3.5, correspondente a profundidade dos TLD’s em 3,5 mm no suporte
do DosímetroG4, apresentou melhor correlação com o modelo ocular tridimensional de
referência, dessa forma tornou-se a versão otimizada. Portanto, a versão G4-3.5 do
DosímetroG4 foi submetida a três técnicas de impressão 3D para obtenção dos protótipos: (i)
Modelagem por Fusão e Deposição – FDM, (ii) Multijatos – PJET e (iii) Estereolitografia –
SLA. As técnicas que utilizam resinas líquidas mostraram-se mais adequadas para o objetivo
desejado, em termos de resolução, nível de detalhamento e capacidade de garantia na
reprodutibilidade das peças criadas, com variação máxima de 0,4% entre as dimensões do
desenho CAD 3D do porta-dosímetro e os protótipos obtidos. Os resultados da avaliação
experimental da dependência energética e angular mostraram que o DosímetroG4 atende aos
requisitos estabelecidos pela norma internacional IEC 62387 (2012), e apresenta variação
máxima da resposta relativa em Hp(3) de ± 35% para feixe de fótons na faixa energética entre
24 e 662 keV, e ângulo de incidência compreendido entre 0° e ±60°. Portanto, o DosímetroG4
foi considerado apropriado para monitoração ocupacional do cristalino, em termos da grandeza
operacional Equivalente de Dose Pessoal Hp(3). Os resultados deste trabalho mostraram a
viabilidade na metodologia através da integração entre Software de modelagem CAD 3D,
simulação de Monte Carlo e impressão 3D para o desenvolvimento e prototipagem rápida de
novos dosímetros.
Palavras-chave: Cristalino. Modelo ocular de referência. Software CAD. Monte Carlo.
Impressão 3D.
ABSTRACT
Recently, there has been a growing concern about doses in the eye lens, especially after
the publication of epidemiological studies showing the risk of cataract induction in doses below
that predicted by the International Commission for Radiological Protection (ICRP). Both the
absorbed dose threshold for the occurrence of tissue reactions in the eye lens and the annual
occupational dose limit have been reduced, and individual monitoring is an important tool in
the aid of radiological protection. The objective of this work was to develop a dosimeter holder
with adequate dimensions and geometry to measure radiation dose in the eye lens, based on the
reference three-dimensional ocular model. Three versions of a dosimeter holder were modeled
in the SolidWorks 3D CAD design Software, varying the depth of the thermoluminescent
dosimeters (TLD’s) in the support. The physical model of the crystalline dosimeter holder
developed in this work was called DosimeterG4. The three versions of DosimeterG4 were
submitted to the computational simulation by the Monte Carlo method in the GEANT4 code. A set of irradiations was simulated, with photons in the energy range between 5 keV and
10 MeV and incidence of the radiation beam in the 0 ° and 90 ° directions. Through the FOM,
it was possible to quantify the adequacy of the simulated response of each version of
DosimeterG4 to the reference ocular model, in terms of energy and angular dependence. The
version G4-3.5, corresponding to the depth of the TLD’s in 3.5 mm in the support of the
DosimeterG4, showed a better correlation with the reference three-dimensional ocular model,
thus becoming the optimized version. Therefore, the G4-3.5 version of the DosimeterG4 was
submitted to three 3D printing techniques to obtain the prototypes: (i) Fusion and Deposition
Modeling - FDM, (ii) MultiJets - PJET and (iii) Stereolithography - SLA. The techniques that
use liquid resins proved to be more suitable for the desired objective, in terms of resolution,
level of detail and guarantee of reproducibility of the created parts, with a maximum variation
of 0.4% between the dimensions of the 3D CAD drawing dosimeter holder and the prototypes
obtained. The results of the experimental evaluation of energy and angular dependence showed
that the DosimeterG4 meets the requirements established by the international standard IEC
62387 (2012), and presents a maximum variation of the relative response in Hp (3) of ± 35%
for photon beam in the energy range between 24 and 662 keV, and incidence angle between 0°
and ± 60°. Therefore, the DosimeterG4 was considered appropriate for occupational monitoring
of the eye lens, in terms of the operational quantity Equivalent of Personal Dose Hp(3). The
results of this work showed the feasibility in the methodology through the integration between
3D CAD modeling software, Monte Carlo simulation and 3D printing for the development and
rapid prototyping of new dosimeters.
Keywords: Eye Lens. Reference ocular model. CAD Software. Monte Carlo. 3D Printing.
LISTA DE FIGURAS
Figura 1 - Corte sagital do olho humano. ................................................................................. 17
Figura 2 - Seção transversal do cristalino. ................................................................................ 18
Figura 3 - Geometria do olho usada por BEHRENS et al. (2009) para criação do modelo de
referência. .............................................................................................................. 20
Figura 4 - Visão tridimensional do modelo de referência do olho humano. ............................ 20
Figura 5 - Geometria do fantoma de corpo inteiro usado nas simulações de Monte Carlo. ..... 22
Figura 6 - Resultado típico de uma Simulação de Monte Carlo do cristalino. ......................... 22
Figura 7 - (a) Fantoma cilíndrico teórico, (b) Fantoma cilíndrico experimental. ..................... 31
Figura 8 - Esboço do Protótipo do Dosímetro EYE-DTM .......................................................... 32
Figura 9 - Dosímetro EYE-DTM................................................................................................. 33
Figura 10 - Dosímetro de faixa sobre o fantoma cilíndrico. ..................................................... 34
Figura 11 - Resposta relativa para os diferentes tipos de dosímetros. ...................................... 35
Figura 12 - Etapas para a produção de protótipos com manufatura aditiva. ............................ 39
Figura 13 - Princípio para o método SLA. ............................................................................... 40
Figura 14 - Princípio do método SLS. ...................................................................................... 41
Figura 15 - Princípio para o método FDM ............................................................................... 42
Figura 16 - (a) Máquina MultiJet; (b) Bloco de impressão. ..................................................... 43
Figura 17 - (a) Modelo digital do rosto do paciente, em que a região de interesse é o nariz;
(b) bólus impresso.................................................................................................. 45
Figura 18 - (a) Fantoma antropomórfico RANDO, (b) modelo tridimensional do fantoma e
(c) modelo impresso em 3D ................................................................................... 45
Figura 19 - Localizações dos TLD’s para medidas no “Paciente”. .......................................... 46
Figura 20 - Posicionamento do cristal dosimétrico. ................................................................. 48
Figura 21 - Versões do suporte do DosímetroG4. .................................................................... 50
Figura 22 - Comparação da modelagem do suporte do DosímetroG4 com o Modelo de
referência: (a) corte sagital do Modelo de referência, (b) posicionamento do
cristal dosimétrico e (c) modelo do suporte do DosímetroG4 com o TLD. .......... 51
Figura 23 - Ilustração do DosímetroG4 no software Blender3D.............................................. 52
Figura 24 - Ilustração da modelagem do detector circular. ...................................................... 53
Figura 25 - (a) Impressora 3D Desktop Form2, (b) Câmara UV FormCure. .......................... 56
Figura 26 - Interface do software de preparação de impressão PreForm. ............................... 57
Figura 27 - Desenho CAD do porta-dosímetro versão G4-3.5. ................................................ 58
Figura 28 - Dosímetro comercial EYE-DTM e TLD MTS-N na forma de disco numerado. ..... 59
Figura 29 - (a) Placa de acrílico e (b) arranjo experimental para a irradiação de dosímetros
em Kerma no ar. .................................................................................................. 60
Figura 30 - Arranjo de irradiação do DosímetroG4 impresso por Multijatos e
dosímetro comercial EYE-DTM sobre o fantoma cilíndrico. ............................... 64
Figura 31 - DosímetroG4 aplicado em teste clínico. ................................................................ 66
Figura 32 - Posicionamento do DosímetroG4 em teste clínico. ............................................... 67
Figura 33 - Resultados da simulação para a versão G4-2.5 do DosímetroG4 comparada
com modelo de referência: (a) Dose Equivalente por Kerma no ar para o
ângulo de incidência de 0° e (b) ângulo de incidência de 90°. .............................. 68
Figura 34 - Resultados da simulação para a versão G4-3.0 do DosímetroG4 comparada
com o modelo de referência: (a) Dose Equivalente por Kerma no ar para o
ângulo de incidência de 0° e (b) ângulo de incidência de 90°. .............................. 69
Figura 35 - Resultados da simulação para a versão G4-3.5 do DosímetroG4 comparada com o
modelo de referência: (a) Dose Equivalente por Kerma no ar para o ângulo de
incidência de 0° e (b) ângulo de incidência de 90°. ............................................... 70
Figura 36 - Sobreposição das respostas das simulações para cada versão do DosímetroG4
comparada com o modelo de referência: (a) ângulo de incidência de 0° e (b)
ângulo de 90°. ........................................................................................................ 71
Figura 37 - Protótipo da versão G4-3.5 do porta-dosímetro impresso com Filamento PLA. .. 73
Figura 38 - Protótipos da versão G4-3.5 do porta-dosímetro impresso com método
Multijatos. .............................................................................................................. 74
Figura 39 - Protótipo da versão G4-3.5 do porta-dosímetro impresso com a técnica SLA...... 76
Figura 40 - Resposta Relativa da Dependência Energética do DosímetroG4 e EYE-DTM ...... 79
Figura 41 - Resposta Relativa da Dependência Energética do DosímetroG4 e EYE-DTM,
sem e com fE,A. ....................................................................................................... 80
Figura 42 - Resposta do DosímetroG4 Relativa à energia com irradiação sob ângulo. ........... 83
Figura 43 - Dependência energética dos detectores MTS-N para feixe de fótons. .................. 84
Figura 44 - Posicionamento do médico e técnico durante os procedimentos. .......................... 87
LISTA DE TABELAS
Tabela 1 - Composição e densidade das substâncias usadas no modelo computacional de
BEHRENS et al., (2009). ....................................................................................... 21
Tabela 2 - Fatores de Ponderação da Radiação recomendados pela ICRP-103 (2007). .......... 28
Tabela 3 - Fatores de Ponderação para Tecido/Órgão (ICRP-103, 2007). ............................... 29
Tabela 4 - Limites de Dose Anuais. ......................................................................................... 30
Tabela 5 - Características gerais das técnicas de SLA e PJET. ................................................ 43
Tabela 6 - Características de cada versão do DosímetroG4. .................................................... 49
Tabela 7 - Composição e densidades dos materiais usadas no código da Simulação .............. 53
Tabela 8 - Perfil de tempo/temperatura utilizado para as leituras dos TLDs. .......................... 61
Tabela 9 - Qualidades de radiação do Laboratório de Metrologia das Radiações Ionizantes
LMRI-DEN/UFPE segundo a norma ISO 4037 – 1 (1999) para equipamentos
de raios X. ........................................................................................................... 64
Tabela 10 - Requisitos de desempenho para dosímetros avaliados em Hp(3). ........................ 65
Tabela 11 - Valores do FOM entre as versões do DosímetroG4 e o modelo de referência. .... 72
Tabela 12 - Reprodutibilidade da profundidade dos porta-dosímetros impressos com a
técnica Multijatos. ............................................................................................... 75
Tabela 13 - Reprodutibilidade da largura dos porta-dosímetros impressos com a técnica
Multijatos. ......................................................................................................... 75
Tabela 14 - Medidas do porta-dosímetro impresso com a técnica SLA Desktop. ................... 77
Tabela 15 - Leituras obtidas com dosímetros irradiados em (Hp(3), S-Cs-137). ..................... 78
Tabela 16 - Dependência energética dos dosímetros na faixa de energia média da radiação
entre 24 e 164 keV normalizados para a energia do Cs-137. ................................ 79
Tabela 17 - Dependência angular do DosímetroG4. ................................................................ 82
Tabela 18 - Dados coletados após cada procedimento de angiografia cerebral. ...................... 85
Tabela 19 - Valores de Hp(3) encontrados para os profissionais monitorados. ....................... 86
Tabela 20 - Propriedades da formulação do MTS-N. ............................................................... 98
LISTA DE ABREVIATURAS E SIGLAS
ABS Acrilonitrila Butadieno Estireno
CAD Computer Aided Design
CERN Conseil Européen pour la Recherche Nucléaire
CNEN Comissão Nacional de Energia Nuclear
ECC Element Correction Coefficient
EGS Electron Gamma Shower
FDM Fused Deposition Modeling
GEANT4 Geometry and Tracking 4
ICRP International Commission on Radiological Protection
ICRU International Commission on Radiation Units & Measurements
IEC International Eletrotechnical Commission
IFJ Instytut Fizyki Jadrowej
IMRT Radioterapia de Intensidade Modulada
IOE Indivíduo Ocupacionalmente Exposto
ISO International Organization for Standardizaton
LMRI Laboratório de Metrologia das Radiações Ionizantes
MC Monte Carlo
MCNP Monte Carlo N-Particle
PENELOPE Penetration and Energy Loss of Positrons and Electrons
PJET Polyjet
PLA Ácido Poliláctico
PMMA Polimetilmetacrilato
PR Prototipagem Rápida
PTB Physikalisch Technische Bundesanstalt
PTFE Politetrafluoretileno
PVC Polivinil Clorídrico
SI Sistema Internacional de Unidades
SLS Selective Laser Sintering
SLA Stereolithography
TL Thermoluminescence
TLD Thermoluminescent Dosimeter
SUMÁRIO
1 INTRODUÇÃO.................................................................................................... 15
2 REVISÃO DE LITERATURA ........................................................................... 17
2.1 ANATOMIA DO OLHO HUMANO E SUA RADIOSENSIBILIDADE............ 17
2.2 MODELO DE REFERÊNCIA PARA O OLHO HUMANO................................ 19
2.3 MÉTODO MONTE CARLO ................................................................................ 22
2.3.1 Código Monte Carlo GEANT4 ........................................................................... 23
2.4 GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS......................................................................... 25
2.4.1 Grandezas físicas ................................................................................................. 25
2.4.2 Grandezas de proteção e operacionais ............................................................... 27
2.5 SISTEMAS PARA MONITORAÇÃO DO CRISTALINO .................................. 30
2.5.1 Exposição ocupacional à radiação nas lentes dos olhos ................................... 36
2.6 IMPRESSÃO 3D E SUAS APLICAÇÕES NA ÁREA NUCLEAR .................... 37
2.6.1 Estereolitografia – SLA ....................................................................................... 39
2.6.2 Sinterização seletiva a laser – SLS ..................................................................... 40
2.6.3 Modelagem por Fusão e Deposição – FDM ....................................................... 41
2.6.4 Multijatos –PJET ................................................................................................. 42
2.6.5 Aplicações na área Nuclear ................................................................................. 44
3 MATERIAIS E MÉTODOS ............................................................................... 48
3.1 MODELAGEM DO PORTA-DOSÍMETRO ........................................................ 48
3.2 SIMULAÇÃO DE MONTE CARLO NO CÓDIGO GEANT4............................ 52
3.3 IMPRESSÃO 3D E OBTENÇÃO DOS PROTÓTIPOS....................................... 54
3.3.1 Modelagem por Fusão e Deposição – FDM ....................................................... 55
3.3.2 Multijatos – PJET ................................................................................................ 55
3.3.3 Estereolitografia – SLA ....................................................................................... 56
3.3.4 Exatidão e reprodutibilidade do sistema de impressão 3D .............................. 57
3.4 AVALIAÇÃO EXPERIMENTAL DA DEPENDÊNCIA ENERGÉTICA E
ANGULAR ............................................................................................................ 58
3.4.1 Detectores termoluminescentes .......................................................................... 59
3.4.2 Tratamento térmico e determinação do Coeficiente de sensibilidade
individual .............................................................................................................. 60
3.4.3 Leitura .................................................................................................................. 60
3.4.4 Determinação da correção de sensibilidade ...................................................... 62
3.4.5 Determinação do Algoritmo ................................................................................ 62
3.4.6 Dependência energética e angular ...................................................................... 63
3.5 APLICAÇÃO CLÍNICA ....................................................................................... 65
4 RESULTADOS E DISCUSSÕES ....................................................................... 68
4.1 SIMULAÇÃO DO DOSÍMETROG4 NO CÓDIGO MONTE CARLO
GEANT4 ................................................................................................................ 68
4.2 IMPRESSÃO 3D ................................................................................................... 72
4.2.1 Impressão com Filamento PLA .......................................................................... 72
4.2.2 Impressão Comercial por Multijatos ................................................................. 73
4.2.3 Impressão SLA Desktop ...................................................................................... 76
4.3 DEPENDÊNCIA DA RESPOSTA DO DOSÍMETROG4 COM A ENERGIA
E ÂNGULO DE INCIDÊNCIA DA RADIAÇÃO ............................................... 77
4.3.1 Determinação do Algoritmo ................................................................................ 77
4.3.2 Fator de correção devido à Dependência da Resposta do Dosímetro com a
Energia e a Angulação ......................................................................................... 78
4.4 APLICAÇÃO CLÍNICA DO DOSÍMETROG4 ................................................... 84
5 CONCLUSÃO ...................................................................................................... 88
REFERÊNCIAS ................................................................................................... 89
APÊNDICE A – DOSIMETRIA TERMOLUMINESCENTE ........................ 94
APÊNDICE B – TRABALHOS PRODUZIDOS ............................................ 102
ANEXO A – INFORMAÇÕES TÉCNICAS DO MATERIAL
ACCURA®-PLASTIC ....................................................................................... 103
ANEXO B – INFORMAÇÕES TÉCNICAS DA RESINA VISIJET® M3 ... 104
ANEXO C – INFORMAÇÕES TÉCNICAS DA RESINA TOUGH ............ 105
ANEXO D – INFORMAÇÕES TÉCNICAS DA RESINA BLACK ............. 106
15
1 INTRODUÇÃO
Nos últimos anos, tem havido uma crescente preocupação com doses no cristalino
recebidas por indivíduos ocupacionalmente expostos. Baseado em estudos epidemiológicos
sobre o aumento da ocorrência de catarata nos “liquidadores” de Chernobyl, profissionais da
radiologia intervencionista e sobreviventes dos eventos nucleares de Hiroshima e Nagasaki
(WORGUL et al., 2007; CHODICK et al., 2008; CIRAJ-BJELAC et al., 2010; VANO et al.,
2010), a Comissão Internacional de Proteção Radiológica (ICRP – do inglês International
Commisionon Radiation Protection) na publicação 118 reduziu o limiar presumido para reações
teciduais na lente dos olhos de 5,0 Gy para 0,5 Gy. Consequentemente, o limite de dose
ocupacional anual também foi reduzido de 150 mSv para 20 mSv (ICRP, 2012).
Recentemente, foi realizado um estudo por Betti e colaboradores (2019) visando
determinar as doses na lente dos olhos de médicos intervencionistas durante procedimentos de
cateterismo, usando um dosímetro pessoal localizado próximo à região dos olhos. Um total de
15 cardiologistas, trabalhando em três centros diferentes foram monitorados durante 12 meses.
As estimativas da dose anual na lente dos olhos foram: média de 10,8 mSv, faixa entre 4,9 –
27,3 mSv e desvio padrão de 5,6 mSv. Esse estudo mostrou que os cardiologistas envolvidos
nos procedimentos de cateterismo podem receber doses anuais na lente dos olhos próximas ou
superiores ao limite de dose estabelecido pela ICRP 118 (2012) e, portanto, deve-se realizar a
monitoração individual desses profissionais com dosímetro dedicado para esta finalidade.
Dessa forma, proteger e monitorar a lente dos olhos tornou-se uma preocupação atual.
A anatomia do olho humano foi descrita por Charles e Brown (1975) que, em um estudo
realizado em uma população adulta com faixa etária entre 20 e 65 anos, apresentam a geometria
e dimensões da estrutura ocular relevantes para a proteção radiológica. Essa geometria foi
utilizada pela ICRP (2002) que a adotou como valores de referência para uso em proteção
radiológica. Baseado nesse estudo, Behrens et al. (2009) desenvolveram um modelo
computacional tridimensional da estrutura ocular, adotado hoje como modelo de referência,
onde dividem o cristalino em duas regiões: volume sensível e volume insensível à radiação
ionizante.
Com a modelagem cada vez mais realista do globo ocular humano, incluindo a estrutura
interna da lente dos olhos, tornou-se possível realizar cálculos mais precisos dos valores de dose
absorvida no cristalino, através de simulações pelo método de Monte Carlo. Devido à própria
composição e geometria do olho humano, a dose absorvida no cristalino possui uma
dependência intrínseca associada à energia e ângulo de incidência da radiação.
16
Todo dosímetro, dispositivo utilizado para quantificar a dose absorvida pelo indivíduo
exposto à radiação ionizante, possui sua resposta dependente da energia da radiação e do ângulo
de incidência. Dessa forma, seria possível desenvolver um modelo de dosímetro de cristalino
mais realístico, cuja resposta da dependência energética e angular fosse igual ou próxima da
dependência intrínseca do modelo ocular de referência?
Em paralelo, a manufatura aditiva, comumente conhecida como impressão 3D, é uma
tecnologia de rápido crescimento em várias aplicações. Esse método tem se mostrado uma
alternativa interessante na rotina de trabalho em clínicas de radioterapia, onde a tecnologia de
impressão 3D é empregada na criação de bólus1, usados na radioterapia de elétrons e prótons
(FISHER et al., 2013). A viabilidade da impressão 3D também é observada no desenvolvimento
de fantomas específicos para pacientes submetidos à técnica de Radioterapia com Intensidade
Modulada (IMRT), e os custos na obtenção dos protótipos diminuíram de 10 à 100 vezes,
quando comparados aos métodos comerciais tradicionais. Esses fantomas foram utilizados no
controle de qualidade do planejamento radioterápico (EHLER et al., 2014).
Em aplicações de dosimetria pessoal, Heiny et al. (2016) demonstraram a viabilidade da
utilização da impressão 3D para a obtenção de um dosímetro na forma de anel para monitoração
de extremidades, mas não foram encontrados na literatura o desenvolvimento de dosímetros de
cristalino utilizando essa técnica. Um dos principais pontos fortes dessa tecnologia aplicada à
radioterapia e dosimetria, reside na proximidade entre as densidades dos materiais de impressão
3D e o tecido humano. A utilização dessa metodologia de fabricação permite alta flexibilidade
na criação de um modelo de dosímetro para o cristalino, com dependência energética e angular
adequada.
Portanto, o objetivo deste trabalho foi desenvolver um porta-dosímetro através de técnicas
de impressão 3D, para dosimetria do cristalino, com geometria e dimensões que simulem
apropriadamente as características da dependência energética e angular da dose absorvida na
região mais sensível do cristalino, conforme descrito no modelo antropomórfico tridimensional
de referência da estrutura ocular.
1 O bólus é um material tecido equivalente colocado sobre a pele de um paciente, no feixe primário de radioterapia,
com objetivo de fornecer equilíbrio eletrônico aos elétrons gerados pela radiação, daí trazendo para mais perto da
superfície da pele o ponto de máxima dose absorvida.
17
2 REVISÃO DE LITERATURA
Nesta seção, versaremos sobre a estrutura anatômica do olho humano e sua
radiosensibilidade, elementos importantes para uma modelagem computacional mais realista e
acurácia na dosimetria da lente dos olhos, conforme proposto por Behrens et al. (2009).
2.1 ANATOMIA DO OLHO HUMANO E SUA RADIOSENSIBILIDADE
A anatomia básica do bulbo ocular humano é constituída de retina (R), córnea (C), humor
aquoso (Ha) e cristalino (CR). Na Figura 1 é ilustrado o bulbo ocular humano através de um
corte sagital. A linha central onde os componentes do olho estão alinhados é chamada de eixo
óptico. A imagem de um objeto é focalizada na retina, devido à refração na córnea e no
cristalino. Um mecanismo de focalização da imagem de objetos, conhecido como acomodação
visual, ocasiona uma variação na forma do cristalino. Essa deformação é promovida pelo corpo
ciliar (Cc) que tem músculos que ajustam a forma do cristalino para obter uma imagem mais
nítida. No espaçamento entre a córnea e o cristalino se encontra a câmara anterior, composta
por uma substância denominada humor aquoso. O corpo ciliar, a coróide (CO) e a íris (I)
formam a úvea, que é uma camada altamente vascularizada responsável pela nutrição do olho
(CHARLES e BROW, 1975).
Figura 1 – Corte sagital do olho humano.
Cr
Ha
C
ICc
Co
R
Eixo Óptico
a
a
a
a
Legenda: Humor aquoso (Ha), Cristalino (Cr), Coróide (Co), Retina (R), Corpo ciliar (Cc), Íris (I) e Córnea (C).
Fonte: Adaptado de CHARLES e BROW (1975)
18
O cristalino é um componente especial devido a sua sensibilidade à radiação ionizante.
Em 1929, Rohrschneider (apud CHARLES e BROW, 1975, p. 205) foi o primeiro a relatar
sobre a radiossensibilidade da estrutura ocular, onde listou em ordem decrescente de
sensibilidade cristalino, córnea, úvea e retina. A radiação pode ocasionar a opacidade do
cristalino, e com isso impedir a visão (catarata). A catarata pode ser tratada através da
substituição da lente, mas apenas se o restante da estrutura ocular estiver saudável (CHARLES
e BROW, 1975).
A primeira recomendação da ICRP (1995) no que concerne à dose de radiação no
cristalino sugeriu, para fins de aproximações, considerar uma profundidade efetiva de 3 mm no
tecido. Para o caso de uma distribuição espacial não-uniforme da dose em um órgão, percebeu-
se que a dose média não seria necessariamente o indicativo do potencial dano ao órgão, pois
diferentes estruturas de um mesmo órgão podem apresentar sensibilidades diferentes. Nesses
casos, sugeriu-se que a dose média deveria ser calculada num determinado “volume
significativo” em que a dose foi mais alta, ou seja, no volume mais sensível. Este volume
significativo é composto pelas células localizadas na superfície frontal do cristalino, na região
externa próxima ao equador, como é mostrado na Figura 2 (CHARLES e BROW, 1975).
Figura 2 – Seção transversal do cristalino.
Fonte: Adaptado de CHARLES e BROW, (1975).
Devido à sua geometria e posição a cerca de 3,0 mm de profundidade, o cristalino possui
uma dependência energética e angular associada à radiação (CHARLES e BROW, 1975). As
doses na lente dos olhos não são mensuráveis diretamente e, portanto, um modelo e coeficientes
de conversão necessitam ser utilizados.
núcleos
Córtex Posterior
Anterior
Epitélios
da lente
Equador
Cápsula
da lente Volume
nuclear
adulto
lente
19
2.2 MODELO DE REFERÊNCIA PARA O OLHO HUMANO
As principais informações a respeito da geometria do olho humano foram descritas por
Charles e Brown (1975). Os valores médios para as dimensões do olho foram estimados em
uma população adulta com faixa etária entre 20 e 65 anos. Essa geometria é amplamente aceita
e foi adotada pela ICRP (2002).
A geometria, juntamente com as dimensões numéricas, é mostrada na Figura 3. A
distância da superfície até a camada frontal do volume sensível do cristalino varia entre
2,71 mm e 3,70 mm, e o valor médio é 3,35 mm. A espessura do volume sensível varia entre
0 mm e 0,565 mm, e a espessura média é 0,470 mm. A profundidade média de 3,35 mm do
volume sensível do cristalino é próxima ao valor de 3,0 mm definido pela ICRU (1985) como
sendo a profundidade apropriada para definição da grandeza operacional Equivalente de Dose
Pessoal, Hp(3), para avaliação da dose no cristalino.
Em 2009, Behrens et al. desenvolveram um modelo computacional mais realístico do
olho humano, incluindo suas estruturas internas para cálculos mais precisos dos valores de dose
no cristalino, hoje adotado como modelo de referência.
Na Figura 4, é mostrado o modelo realístico tridimensional da geometria ocular. Para as
substâncias de diferentes densidades foram usadas cores distintas, referentes à Tabela 1.
As composições adotadas para os tecidos são mostradas na Tabela 1. A espessura de
tecido equivalente da superfície até o volume sensível do cristalino varia entre 2,80 mm e
3,82 mm, com valor médio de 3,36 mm, e a espessura do volume sensível varia entre 0 mm e
0,595 mm, com valor médio de 0,495 mm (BEHRENS et al., 2009).
20
Figura 3 – Geometria do olho usada por BEHRENS et al. (2009) para criação do modelo de referência.
Fonte: Adaptado de BEHRENS et al., (2009).
Figura 4 – Visão tridimensional do modelo de referência do olho humano.
Fonte: BEHRENS et al. (2009).
2,76 mm
CORNEA
ANTERIOR
CHAMBER
VITREOUS
BODY
LENS - SENSITIVE
LENS - INSENSITIVE
5,1
2 m
m
0,59 mm
LENS EQUATOR
4,16 mm
Humor
vítreo
Equador da lente
Lente - Insensível
Lente - Sensível
Córnea
Humor
aquoso
21
Tabela 1 – Composição e densidade das substâncias usadas no modelo computacional de
BEHRENS et al., (2009).
Cores usadas na
Figura 4
Pele Cristalino
Parte sensível
Córnea Humor
Aquoso
Humor
Vítreo
Densidade (g/cm3) 1,09 1,06 1,076 1,003 1,0089
Elemento Fração de massa (%)
H 10,0 9,6 10,16 11,2 11,2
C 20,4 19,5 12,62
N 4,2 5,7 3,69
O 64,5 64,6 73,14 88,8 88,8
Na 0,2 0,1 0,065
P 0,1 0,1 0,065
S 0,2 0,3 0,195
Cl 0,3 0,1 0,065
K 0,1
Fonte: BEHRENS et al. (2009).
Behrens e Dietze (2011) adicionaram o modelo de referência do olho (BEHRENS et al.,
2009) em um modelo de corpo inteiro, para calcular os coeficientes de conversão de Fluência
(e kerma no ar) para Equivalente de Dose Pessoal no cristalino, Hp(3), em campos de radiação
de fótons com energia na faixa de 5 keV à 10 MeV. A geometria da cabeça e do corpo foi
baseada em Kramer et al. (1982). Para representar ambos os sexos, foram utilizados os valores
médios das dimensões dos fantomas ADAM e EVA (KRAMER et al., 1982). Na Figura 5, é
mostrada a geometria computacional em três dimensões do modelo, onde a cabeça e o corpo
são utilizados para simular as propriedades de absorção e espalhamento da radiação. O material
escolhido para a composição desse modelo foi o tecido padrão ICRU 4-elementos, com
densidade de 1 g/cm3 e uma composição mássica de 76,2% Oxigênio, 11,1% Carbono, 10,1%
Hidrogênio e 2,6% Nitrogênio (BEHRENS e DIETZE, 2011).
O resultado da simulação computacional é analisado em função da energia da radiação,
como exemplificado na Figura 6, para o cristalino exposto a feixe de fótons, onde é possível
concluir que radiações com energias menores do que aproximadamente 0,02 MeV são
absorvidas parcialmente na córnea e humor aquoso e representam menor risco ao cristalino que
àquelas com energia em torno de 0,1 MeV. A dose absorvida pelo cristalino quando irradiado
na incidência AP (ântero-posterior) é diferente do resultado referente à incidência LAT (lateral),
e isso mostra a dependência angular intrínseca do olho humano.
22
Figura 5 – Geometria do fantoma de corpo inteiro usado nas simulações de Monte Carlo.
Fonte: BEHRENS e DIETZE (2011).
Figura 6 – Resultado típico de uma Simulação de Monte Carlo do cristalino.
Fonte: Adaptado de BEHRENS e DIETZE (2011).
2.3 MÉTODO MONTE CARLO
Através do modelo de referência para o olho humano, o método de Monte Carlo (MC)
pode ser utilizado para determinar fatores de conversão entre uma grandeza específica (ex.:
Hp(3)) e um valor mensurável, para diferentes energias e ângulos de incidência da radiação.
O método de MC combina conceitos estatísticos com a geração de números randômicos.
O método faz uso da estatística para representar, mediante experimentos probabilísticos, o
comportamento de sistemas reais. O processo estocástico que ocorre no transporte da radiação
na matéria pode ser visto como um conjunto de partículas cujas coordenadas individuais mudam
aleatoriamente em cada colisão (CASSOLA, 2007; MALTHEZ, 2011).
0,01 0,1 1 10
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
2,0 Modelo de Referência AP (0°)
Dose
Eq
uiv
ale
nte
/ K
erm
a a
r (S
v/G
y)
Energia do Fóton (MeV)
0,01 0,1 1 10
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
2,0
Dose
Eq
uiv
ale
nte
/ K
erm
a a
r (S
v/G
y)
Energia do Fóton (MeV)
Modelo de Referência LAT (90°)
23
Para simular o transporte da radiação na matéria com o método Monte Carlo é necessário
a combinação de dois componentes:
i) as leis físicas que descrevem o livre caminho médio da radiação e os mecanismos de
interação da radiação com a matéria; e
ii) números aleatórios uniformes sorteados no intervalo entre 0 e 1.
Uma série de eventos consecutivos é gerada aleatoriamente, onde a partícula primária é
simulada através de parâmetros como: o tipo de partícula, sua posição, energia e direção de
propagação. O mecanismo de interação é escolhido aleatoriamente, considerando as
probabilidades de ocorrência estimadas através do número atômico do material e energia da
radiação, ou seja, suas seções de choque (CASSOLA, 2007).
Atualmente existem vários códigos de transporte de partículas utilizando o método de
MC, desenvolvidos e adaptados para análise e simulação do comportamento da radiação
ionizante em aplicações médicas. Entre os mais utilizados podemos incluir o EGS (Electron
Gamma Shower), o MCNP (Monte Carlo Neutron Photon Transport Code), o PENELOPE
(Penetration and Energy Loss of Positrons and Electrons) e o GEANT4 (Geometry and
Tracking 4).
Para o desenvolvimento desse trabalho, foi selecionado o código GEANT4, pelo fato de
possuir grandes vantagens, como: código fonte aberto e gratuito; lida com todos os tipos de
partículas; geometrias complexas; e é baseado em linguagem orientada ao objeto, o que lhe
confere grande flexibilidade e reuso.
2.3.1 Código Monte Carlo GEANT4
O Código GEANT4 é um conjunto de ferramentas computacionais, chamado de toolkit,
que utiliza linguagem de programação orientada a objeto para a simulação do transporte de
partículas através da matéria. Distribuído gratuitamente pelo CERN (European Organization
for Nuclear Research), era utilizado inicialmente para aplicações de alta energia, porém,
atualmente é utilizado em áreas que compreendem desde astrofísica até Física Médica, com
energias de 250 eV até 100 TeV (BOSCHETTI, 2013).
Devido à modularidade do código, seus usuários podem instalar, usar e modificar os
componentes de interesse de acordo com o problema a ser tratado. No toolkit do GEANT4 têm
sido incorporados diversos processos físicos, tais como: Efeito Rayleigh; Efeito Fotoelétrico;
24
Efeito Compton; Produção de Pares; Efeito Auger; Bremsstrahlung; Aniquilação de pósitrons;
e múltiplos espalhamentos que permitem seu uso em Física Médica, por exemplo em:
-Caracterização de máquinas e fontes, como Aceleradores Lineares e fontes de
braquiterapia;
-Planejamento de tratamento radioterápico e;
-Cálculo de dose em procedimentos, por exemplo: Tomografia Computadorizada (TC) e
Radiografia de tórax.
No cálculo da dose de radiação absorvida, as simulações do transporte da radiação na
matéria tornaram-se ferramentas muito úteis na área médica, especialmente em radioterapia e
dosimetria, onde é possível estimar a dose absorvida em volumes específicos. Mas, antes de
qualquer método específico de Monte Carlo ser aplicado é necessário que este passe por um
processo conhecido como validação, ou seja, os resultados obtidos com um determinado
método são confrontados com resultados experimentais, calculados para situações simples
através de meios analíticos, ou com resultados obtidos através de outros métodos amplamente
testados (MALTHEZ, 2011; BOSCHETTI, 2013).
A dose absorvida média pela Fluência dos fótons no cristalino pode ser determinada
utilizando o código Monte Carlo através da determinação entre a razão da dose pela fluência.
Esse fator pode ser calculado para diferentes partes do cristalino: volume sensível; volume
insensível; e toda a lente, para a incidência de fótons monoenergéticos, com o fantoma no vácuo
e feixes paralelos de radiação grandes o suficiente para irradiar a cabeça e o tronco, quando o
modelo inclui estes elementos, como é o caso de um fantoma de corpo inteiro.
Com a simulação pelo método de MC é possível calcular a energia depositada por cada
partícula Edep/N nas diferentes regiões da geometria do modelo de referência do olho humano.
BEHRENS e DIETZE (2011) utilizaram a Equação 1 para obter a razão entre as grandezas
Equivalente de Dose e Fluência incidente, HT/:
𝐇𝐓
∅=
𝐄𝐝𝐞𝐩
𝐍.
𝐀
𝐦. 𝒘𝐑 (1)
onde, A é a área da sessão de choque do feixe de radiação incidente, m é a massa da região
correspondente, e wR é o fator de ponderação da radiação (para fótons, wR = 1). Os coeficientes
de conversão de kerma no ar para Equivalente de Dose foram calculados usando a Equação 2:
25
𝐇𝐓
𝐊𝐚=
𝐇𝐓 ∅⁄
𝐊𝐚 ∅⁄ (2)
onde HT/ é o equivalente de dose pela fluência incidente, Ka/ é o kerma no ar incidente pela
Fluência dos fótons.
2.4 GRANDEZAS DOSIMÉTRICAS
Para estabelecer os princípios e os sistemas de proteção radiológica aplicados à proteção
do cristalino, são necessárias grandezas dosimétricas para quantificar tanto a exposição externa
como a exposição interna de seres humanos à radiação e relacionar às grandezas operacionais
específicas para proteção do trabalhador.
As grandezas estão separadas em três principais categorias:
(a) Grandezas físicas – caracterizam o campo de radiação;
(b) Grandezas de proteção–especificadas no corpo humano, estabelecem limites de
exposição à radiação, mas não podem ser medidas com nenhum equipamento;
(c) Grandezas operacionais – introduzidas para monitoração de área e monitoração
individual, correlacionam-se com as respostas de instrumentos e de dosímetros após
calibração.
A ICRU e ICRP, a partir de 1985, apresentaram as duas últimas categorias de grandezas
especialmente para uso em proteção radiológica. Ambas as comissões se reúnem regularmente
e publicam novas normas e/ou atualizam outras já existentes.
2.4.1 Grandezas físicas
A grandeza exposição, simbolizada por X, é válida apenas para fótons (raios X e gama)
interagindo no ar. Ela caracteriza um feixe de raios X ou gama e fornece a capacidade de fótons
ionizarem o ar. Dessa forma, exposição é definida como a razão entre dQ e dm, onde dQ é o
valor absoluto da carga total de íons de mesmo sinal, produzidos no ar, quando todas as
partículas carregadas (elétrons e pósitrons) liberadas ou criadas por fótons, num elemento de
volume de ar cuja massa é dm, forem completamente freadas no ar. Portanto, a grandeza
exposição X é expressa conforme a equação (ATTIX, 1986):
26
X = 𝒅𝑸
𝒅𝒎 (3)
A unidade de exposição é expressa em C/(kg de ar).
A fluência, por definição, fornece o valor esperado do número de partículas, N, que
atravessa um volume ao redor de um ponto P, durante um intervalo de tempo t. Se esse volume
for reduzido a um círculo infinitesimal de área da, a grandeza fluência, Ф, pode ser calculada
conforme a equação (ATTIX, 1986):
Ф = 𝒅𝑵
𝒅𝒂 (4)
A unidade de fluência é expressa em m-2 ou cm-2.
Uma forma simples de descrever o campo de radiação considerando individualmente as
energias das partículas é através da grandeza fluência energética, Ψ, onde as energias de todas
as partículas são somadas. Seja R o valor esperado da energia total transportada por todas as N
partículas que atravessam uma área infinitesimal da em torno de um ponto P, durante um
intervalo de tempo t. Desta forma, a fluência energética, Ψ, é definida como o quociente de R
por da, como mostra a equação 5 (ATTIX, 1986):
Ψ = 𝒅𝑹
𝒅𝒂 (5)
onde geralmente é expressa em unidades de J.m-2.
O kerma é uma grandeza utilizada para descrever interações do campo de radiação com
a matéria. Essa grandeza descreve a primeira etapa de dissipação de energia da radiação
indiretamente ionizante (Ex: fótons, nêutrons), que é a transferência de energia para partículas
carregadas do meio. O kerma, K, pode ser definido como a energia transferida para elétrons do
meio por unidade de massa dm em um ponto de interesse (ATTIX, 1986), de acordo com a
equação 6:
K = 𝒅𝜺𝒕𝒓
𝒅𝒎 (6)
onde dεtr é o valor esperado da energia transferida para um volume infinitesimal de massa dm,
em um ponto P.
27
Portanto, o kerma é o valor esperado da energia transferida para partículas carregadas por
unidade de massa em um ponto de interesse, excluindo a energia passada de partícula carregada
para outra.
O kerma é expresso em termos da unidade J/kg, chamada de gray (Gy).
2.4.2 Grandezas de proteção e operacionais
O sistema de limitação de dose é estabelecido para indivíduos ocupacionalmente expostos
(IOE) ou para indivíduos do público de modo que os efeitos determinísticos da radiação sejam
evitados, e a probabilidade de ocorrência de efeitos estocásticos seja reduzida a níveis
aceitáveis. Dentre as grandezas definidas pela ICRU (ICRU, 1985; ICRU, 1992), aquela
considerada mais importante em radiobiologia e para fins dosimétricos é a dose absorvida, pois
está intimamente ligada a danos biológicos.
A dose absorvida, D, por definição, é a medida da energia média depositada dε pela
radiação em um volume elementar de massa dm, como mostra a equação 7 (ATTIX, 1986).
D = 𝒅𝜺
𝒅𝒎 (7)
A unidade de dose absorvida é joule por quilograma (J/kg), que recebe o nome especial
de gray (Gy) no Sistema Internacional (SI).
A correlação entre os efeitos provocados pela deposição de energia em tecido e órgãos e
a dose absorvida é uma função complexa que envolve, além da própria dose, outros fatores
como o tipo do tecido ou órgão considerado e a qualidade da radiação envolvida no processo.
Assim, uma dada dose absorvida pode resultar em diferentes níveis de danos biológicos
dependendo do tipo de radiação (OKUNO e YOSHIMURA, 2014).
Por isso, foram definidas grandezas específicas para a proteção do IOE: Dose Equivalente
e Dose Efetiva. Essas grandezas levam em consideração, respectivamente, o tipo de radiação e
o órgão ou tecido irradiado (OKUNO e YOSHIMURA, 2014).
A Dose Equivalente em um tecido ou órgão (HT,R) é definida como sendo o produto da
dose absorvida média em um tecido ou orgão (DT,R), por um fator de ponderação da radiação,
wR, para cada tipo de radiação (TURNER, 2007), conforme mostra a equação 8:
HT,R =∑ wR. DT, (8)
28
Essa grandeza é usada para limitar a exposição no cristalino, na pele, nas mãos e nos pés
e, também, para o cálculo da dose efetiva.
Os valores de wR especificados pela ICRP-103 (2007) são mostrados na Tabela 2.
Tabela 2 – Fatores de Ponderação da Radiação recomendados pela ICRP-103 (2007).
Tipo de Radiação wR
Fótons 1
Elétrons e múons 1
Nêutrons Função contínua definida na Eq. 4.3 da ICRP-103
Prótons 2
Partículas α, fragmentos de fissão e 20
Núcleos pesados
Fonte: ICRP (2007).
Para fótons e elétrons o valor do wR é igual a um, tornando a dose equivalente
numericamente igual à dose absorvida. No SI, a unidade de HT,R é o J/kg, e há a recomendação
de se utilizar o sievert (Sv), de modo que (TURNER, 2007):
1 Sv = 1 J/kg
A dose equivalente não leva em consideração a radiossensibilidade de um dado tecido ou
órgão à radiação. Sendo assim, fatores de ponderação dos tecidos foram definidos de tal modo
a permitir essa comparação. A dose efetiva, E, foi definida como sendo a soma ponderada das
doses equivalentes nos órgãos. A unidade no SI é o sievert (TURNER, 2007):
E =∑wT.HT,R (9)
onde HT,R é a Dose Equivalente, e wT é o fator de ponderação para o tecido ou órgão T. Cada
tecido ou órgão do corpo humano responde de maneira diferente às radiações ionizantes. Os
valores de wT especificados pela ICRP-103 (2007) são mostrados na Tabela 3.
29
Tabela 3 – Fatores de Ponderação para Tecido/Órgão (ICRP-103, 2007).
Tecido ou órgão wT ∑wT
Gônadas
Medula óssea, pulmão, estômago, mama
Bexiga, esôfago, fígado e tireóide
Superfície óssea, cérebro, glândulas salivares, pele
Restante*
0,08
0,12
0,04
0,01
0,08
0,60
0,16
0,04
0,12*
Total 1,00
* Inclui região torácica, vesícula biliar, coração, rins, músculos, mucosa oral, pâncreas, próstata, intestino
delgado, baço, timo, útero/colo do útero.
Fonte: ICRP-103 (2007).
Como a Dose Efetiva não é diretamente mensurável, a ICRU definiu nas publicações
ICRU 39 (1985) e ICRU 59 (1992), as grandezas operacionais Equivalente de Dose, Hp(d).
As grandezas Equivalente de Dose dividem-se em: Equivalente de Dose Pessoal e
Ambiental. Para monitoração de área em ambientes de trabalho são recomendadas as grandezas
H*(d). Na monitoração individual, foram propostos os Equivalentes de Dose Pessoal Hp(d),
que corresponde à dose absorvida no tecido mole em um ponto específico do corpo na
profundidade d (OKUNO e YOSHIMURA, 2014).
Para a verificação do cumprimento das recomendações no tocante aos limites de dose,
deve ser usado: Hp(10) como a melhor estimativa da dose efetiva por dosímetros de corpo
inteiro; Hp(0,07) para estimativa de dose equivalente na pele e extremidades; e Hp(3) para
estimativa da dose equivalente no cristalino (OKUNO e YOSHIMURA, 2014).
O valor de Hp(d) é obtido por meio do monitor individual que o IOE utiliza no local do
corpo representativo à exposição. Na rotina, a dose é acumulada durante um mês para posterior
processamento do dosímetro. A unidade de Hp(d) no SI também é o sievert (Sv). É
recomendado que qualquer estimativa da grandeza Equivalente de Dose Pessoal deva incluir
uma especificação da profundidade de referência d (ICRU, 1985).
A exposição normal dos indivíduos deve ser restringida de tal modo que nem a dose
efetiva nem a dose equivalente nos órgãos ou tecidos de interesse excedam os limites
especificados. No Brasil, a Comissão Nacional de Energia Nuclear (CNEN) estabelece esses
limites de doses anuais que não devem ser ultrapassados, conforme mostrado na Tabela 4.
30
Tabela 4 – Limites de Dose Anuais.
Grandeza Tecido ou Órgão IOE Indivíduo do Público
Dose Efetiva Corpo inteiro 20 mSv[a] 1 mSv
Dose Equivalente
Cristalino 20 mSv[a] 15 mSv
Pele 500 mSv 50 mSv
Mãos e pés 500 mSv ---
[a] Média aritmética em 5 anos consecutivos, desde que não exceda 50 mSv em qualquer ano.
Fonte: CNEN (2011).
2.5 SISTEMAS PARA MONITORAÇÃO DO CRISTALINO
Um dosímetro construído para monitoração do cristalino é composto de basicamente: (a)
um elemento detector, ex.: dosímetro termoluminescente ou opticamente estimulado; e (b) um
porta-dosímetro com geometria e filtração apropriada. Os dosímetros termoluminescentes, que
serão empregados neste trabalho, são discutidos no Apêndice A. A seguir são descritos os
dosímetros comerciais disponíveis atualmente para dosimetria do cristalino.
Em 2008, a Comissão Européia de Energia Atômica financiou a criação do projeto de
otimização da proteção radiológica para a equipe médica, ORAMED (do inglês, Optimization
of Radiation Protection for Medical staff), que visou desenvolver metodologias para melhor
avaliar e reduzir a exposição da equipe médica em procedimentos com alto potencial de dose
de radiação, como radiologia intervencionista e medicina nuclear. Um consórcio entre 12
instituições de 9 países europeus, incluindo institutos de pesquisa, laboratórios de metrologia,
órgãos reguladores, hospitais e fabricantes, é o responsável pelo projeto.
A primeira etapa do projeto tinha como objetivo estudar os parâmetros que influenciam
as doses de radiação nas extremidades e lentes dos olhos para a equipe médica em
procedimentos intervencionistas. Na segunda etapa, o objetivo foi desenvolver uma prática de
monitoração individual de doses no cristalino em profissionais da radiologia intervencionista,
mediante um estudo teórico da grandeza operacional Hp(3) para a sua implementação.
Um ano depois, Mariotti e Gualdrini (2009) apresentaram novos elementos da grandeza
operacional Hp(3), através da discussão sobre os coeficientes de conversão da grandeza kerma
no ar para Equivalente de dose pessoal disponíveis na época. Esses coeficientes eram calculados
31
empregando simulação de Monte Carlo em um fantoma SLAB1 de 30x30x15 cm3 para várias
energias e ângulos, e a dependência angular devido à sua geometria reduz sua aplicabilidade
(MARIOTTI e GUALDRINI, 2009). Esse mesmo fantoma era sugerido pela norma ISO 12974
(2000) para calibração de dosímetros pessoais em termos de Hp(3). Neste estudo, foi proposto
um fantoma teórico mais adequado (e um modelo físico correspondente para os procedimentos
de calibração) para melhor se aproximar das características de espalhamento e absorção da
cabeça. Foi simulado um fantoma cilíndrico de 20 cm de diâmetro e 20 cm de altura composto
por tecido ICRU, que significa uma composição: 10,1% de Hidrogênio, 11,1% de Carbono,
2,6% de Nitrogênio e 76,2% de Oxigênio, e densidade mássica de 1,0 g.cm-3, como mostra a
Figura 7 (a). Os novos coeficientes de conversão foram calculados através do código Monte
Carlo MCNP-4, utilizado para simular as interações dos fótons com o fantoma cilíndrico,
usando uma fonte plana de fótons monoenergéticos de 10 keV até 10 MeV. Para os
procedimentos de calibração, foi desenvolvido um fantoma cilíndrico de PMMA
(polimetilmetacrilado) com as mesmas dimensões externas do modelo teórico e preenchido com
água. Para esse fantoma experimental, as simulações de Monte Carlo permitiram determinar as
características de retroespalhamento para fótons monoenergéticos com o uso da série completa
de espectro ISO-N, que é sugerida na norma ISO 4037-1 (1999) para calibrações de monitores
individuais. Na Figura 7 (b) é mostrado o fantoma cilíndrico de cabeça, considerado o melhor
substituto para a cabeça em situação real (MARIOTTI e GUALDRINI, 2009).
Figura 7 – (a) Fantoma cilíndrico teórico, (b) Fantoma cilíndrico experimental.
Fonte: MARIOTTI e GUALDRINI, (2009).
1 Fantoma SLAB: Preenchido com água, é utilizado para calibração dos dosímetros de corpo inteiro. Ele representa
o tronco humano no que diz respeito ao espalhamento da radiação incidente.
(a) (b)
32
Gualdrini et al. (2011) desenvolveram o primeiro protótipo de um dosímetro pessoal para
responder em termos da grandeza operacional Hp(3), como mostra a Figura 8. Na escolha do
material mais adequado para o suporte do dosímetro termoluminescente (TLD), foram levados
em consideração vários polímeros disponíveis: Poliuretano; PMMA; Poliamido; e Polivinil
Clorídrico (PVC).
Figura 8 – Esboço do Protótipo do Dosímetro EYE-DTM
Fonte: GUALDRINI et al., (2011).
O protótipo final escolhido consistia em um TLD do tipo MCP-N (LiF:Mg,Cu,P) e uma
cápsula de Poliamido. A dependência energética para fótons foi calculada por simulação de
Monte Carlo, com o uso da série de espectro ISO-N, e normalizada para a resposta do Cs137. A
validação do protótipo foi realizada através da comparação entre os resultados da simulação e
das irradiações experimentais. Para isso, foram utilizadas as Qualidades de Radioproteção ISO
N-30, N-80 e N-120. Os resultados foram satisfatórios, mostrando uma variação de ± 30% na
resposta da dependência energética quando normalizada para a resposta do Cs137 (GUALDRINI
et al., 2011).
Bilski e colaboradores (2011) também participaram da segunda etapa do projeto
ORAMED, cujo objetivo foi desenvolver o primeiro dosímetro dedicado especialmente para
medidas da grandeza operacional Hp(3). O dosímetro EYE-DTM, mostrado na Figura 9, é a
versão final do protótipo iniciado por Gualdrini et al. (2011). É composto pelo detector
termoluminescente MCP-N (LiF:Mg,Cu,P), com 4,5 mm de diâmetro e 0,9 mm de espessura,
além de uma cápsula de Poliamido com 3 mm de espessura, e tendo a forma de um hemisfério
oco para garantir a melhor resposta energética e angular.
33
Figura 9 – Dosímetro EYE-DTM.
Fonte: BILSKI et al., (2011).
Tanto o detector MCP-N quanto o MTS-N (LiF:Mg,Ti) foram considerados para a
aplicação na dosimetria do cristalino, mas o MTS-N exibe uma dependência energética para
fótons maior, quando comparada ao MCP-N. O Poliamido tem densidade de 1,13 g.cm-3, que
é superior à do tecido mole humano, mas o aumento da filtração de fótons de baixa energia pelo
Poliamido foi compensado pela maior resposta do MCP-N para essa região energética (na faixa
de 30 – 60 keV). Para os testes experimentais, os modelos de cápsulas foram fabricados usando
máquinas com tecnologias de corte para Poliamido. O dosímetro foi projetado para uso em
definitivo e permite esterilização. Para as medidas experimentais, os dosímetros foram
irradiados com raios-X sobre o fantoma cilíndrico de 20 cm x 20 cm preenchido com água.
Quando comparados, os resultados experimentais e cálculos Monte Carlo para a resposta
energética e angular de fótons produziram resultados com variação de ± 20 %, quando
normalizado para a resposta do Cs137 (BILSKI et al., 2011). O dosímetro EYE-DTM é hoje
produzido e disponibilizado comercialmente pela empresa RADCARD.
Gilvin et al. (2013) testaram um novo dosímetro para monitoração de dose nas lentes dos
olhos em termos da grandeza Hp(3), mostrado na Figura 10. O TLD utilizado foi o EXTRADTM
(LiF:Mg,Cu,P) juntamente com um filtro de PTFE – (Politetrafluoretileno), com 1,5 mm de
espessura. Esse mesmo dosímetro é utilizado para medidas de dose nas extremidades. O PTFE,
de densidade aproximadamente igual a 2,2 g.cm-3, é um substituto do tecido que permite um
filtro mais fino. Nesse caso, a filtração é equivalente a 3,3 mm do tecido, aproximando-se da
definição da grandeza Hp(3).
34
Figura 10 – Dosímetro de faixa sobre o fantoma cilíndrico.
Fonte: GILVIN et al., (2013).
O TLD EXTRADTM e o filtro de PTFE são selados juntos em um pacote de PVC, onde a
parte de PVC é presa na cabeça com um faixa de velcro. A faixa é grande o suficiente para o
uso em vários tamanhos de cabeça, no entanto, não permite esterilização e apenas o TLD e o
filtro são reutilizáveis. As irradiações foram realizadas sobre o fantoma cilíndrico, seguindo as
especificações da ISO 4037-3 (1999) para radiação X. Para a obtenção da dependência
energética para fótons, foram escolhidas as qualidades de radioproteção ISO N-20, N-40 e
N-100. Para a dependência angular dos fótons, foram utilizados o espectro ISO W-80 e os
ângulos de incidência 0°, ± 20°, ± 40° e ± 60° (GILVIN et al., 2013).
Em 2016, Behrens et al. (2016) realizaram uma avaliação comparativa dos dosímetros
comerciais que são utilizados para estimar dose absorvida no cristalino em termos da grandeza
operacional Hp(3). Pela primeira vez, além da radiação de fótons, foi incluída a radiação beta
no estudo. No total, foram analisados 13 diferentes tipos de dosímetros: três tipos de dosímetros
desenvolvidos para estimar dose em termos da grandeza Hp(3) e dez para a grandeza Hp(0,07)
fizeram parte da intercomparação. As irradiações foram realizadas no Laboratório Primário
PTB (do alemão, Physikalisch Technische Bundesanstalt), sob um fantoma cilíndrico de 20 cm
x 20 cm. Para radiação de fótons foi escolhida a qualidade de radiação H-80 (57 keV), além da
fonte gama de Cs137 (662 keV). Foram utilizadas três qualidades de radiação beta: Kr85
(0,25 MeV), Sr90/Y90 (0,81 MeV) e Ru106/Rh106 (1,16 MeV). O ângulo de incidência da radiação
variou entre 0° e 75°.
35
A resposta relativa, R, foi obtida pela razão da média dos valores indicados pelos
dosímetros, Gm, pelo respectivo valor verdadeiro, Hp(3).
R = 𝐆𝐦
𝐇𝐩(𝟑) (10)
A Figura 11 mostra os resultados da intercomparação, onde as três linhas em negrito
representam a resposta dos dosímetros desenvolvidos para a grandeza Hp(3).
O estudo indica que os dosímetros desenvolvidos para a grandeza operacional Hp(0,07)
e calibrados em termos de Hp(3) podem ser utilizados para estimar a dose na lente dos olhos,
em campos de radiação composto por fótons, uma vez que apresentam resposta relativa R
próxima do valor um. Já em campos de radiação beta, observa-se que esses dosímetros super-
estimam a resposta, no caso mais extremo por um fator de 5000, indicando performance
insatisfatória. Para a radiação beta, apenas os dosímetros desenvolvidos e calibrados para a
grandeza operacional Hp(3) obtiveram resultado adequado, ou seja, resposta relativa R próxima
do valor um. Portanto, os dosímetros caracterizados para Hp(0,07) não podem ser usados como
Hp(3) para monitoração em campo de radiação beta (BEHRENS et al., 2016).
Figura 11 – Resposta relativa para os diferentes tipos de dosímetros.
Fonte: Adaptado de BEHRENS et al., (2016).
Resp
ost
a r
ela
tiva R
Condição de irradiação
36
2.5.1 Exposição ocupacional à radiação nas lentes dos olhos
Na literatura, é possível encontrar vários estudos recentes sobre monitoração ocupacional
de equipes médicas em diversos tipos de procedimentos intervencionistas radioguiados. Vano
et al. (2016) realizaram uma comparação entre os valores de dose na lente dos olhos encontrados
em procedimentos de urologia intervencionista, neurorradiologia, cardiologia e cirurgia
vascular. As medidas foram feitas com dosímetros opticamente estimulados (OSLD’s) passivos
posicionados no lado direito, esquerdo e na região frontal dos óculos plumbífero dos
profissionais. Os valores de dose ocupacional correspondentes à mediana e 3° quartil para o
médico principal nos procedimentos de nefrolitotripsia em urologia foram de: 394 e 848 µSv
por procedimento para o lado direito, que nesse tipo de procedimento, é o lado mais exposto à
radiação espalhada pelo paciente. Os valores medianos da dose por procedimento encontrados
para urologistas resultaram em 20,7 vezes maiores do que os medidos para neurorradiologistas,
18,7 vezes maiores que monitorado em cardiologistas que trabalham com proteção adequada
(usando visor suspenso) e 4,2 vezes superiores aos valores medidos para cirurgiões vasculares
na mesma instituição. Os autores recomendam que pelo menos o cirurgião principal use óculos
de proteção durante os procedimentos de urologia intervencionista (VANO et al., 2016).
No mesmo ano, Garzón e colaboradores (2016) avaliaram as doses de radiação recebidas
por radiologistas intervencionistas na região da lente dos olhos durante procedimentos de
embolização da artéria prostática – PAE (do inglês, Prostatic artery embolization). Para
determinar os valores de dose, foram utilizados dosímetros termoluminescentes do tipo
LiF: Mg, Ti (TLD-100) calibrados em termos da grandeza operacional Hp(3) com feixe de raios
X e qualidade da radiação ISO N-80. Os TLD’s foram encapsulados aos pares em pacotes
plásticos (1,4 cm x 1,4 cm) e posicionados no médico nas seguintes regiões: sobrancelha direita,
sobrancelha esquerda e região da glabela. Os valores médios de Hp(3) encontrados por
procedimento em cada posição foram de: 478 µSv na sobrancelha esquerda; 441 µSv na região
da glabela; e 196 µSv na sobrancelha direita. Pode-se concluir que, em procedimentos
intervencionistas complexos, tal como PAE, com apenas um procedimento desse tipo por
semana, o limite de dose anual de 20 mSv proposto pela ICRP (2012) para a lente dos olhos
pode ser alcançado. O médico poderia atingir esse valor caso não utilizasse corretamente o visor
suspenso e/ou óculos plumbífero. Os altos valores de dose no lado esquerdo do médico ocorrem
devido ao posicionamento do tubo de raios X à sua esquerda (GARZÓN et al., 2016).
Estudos em procedimentos de Cardiologia Intervencionista também mostram a
importância da dosimetria na lente dos olhos desses profissionais, que podem estar expostos a
37
valores de dose significativos para proteção radiológica. Matsubara e colaboradores (2017)
determinaram as doses na lente dos olhos de 48 médicos cardiologistas, usando OSLD’s
posicionados próximo à região dos olhos. Os valores para a média e faixa anual de Hp(3) foram
de 5,73 (0,14 – 33,30) mSv. Thrapsanioti et al. (2017) realizaram a monitoração de 44
cardiologistas intervencionistas (CI’s), usando TLD’s próximo aos olhos. As doses médias na
região das lentes dos olhos dos CI’s foram de: 0,83 ± 0,59 mSv/mês para o olho esquerdo e
0,35 ± 0,38 mSv/mês para o olho direito. Novamente, os autores recomendam o uso de
equipamentos de proteção nesse tipo de procedimento.
Ainda sobre Cardiologia intervencionista, Struelens et al. (2018) descreveram um método
retrospectivo de cálculo de dose na lente dos olhos aplicado em um estudo epidemiológico
europeu sobre opacidade radioinduzida entre CI’s. O estudo retrospectivo foi baseado em toda
a distribuição de dados disponíveis na literatura sobre as doses na lente dos olhos medidas em
procedimentos cardíacos radioguiados, onde cerca de 82 estudos foram analisados, resultando
em 421 cardiologistas monitorados. Os valores médios da dose acumulada na lente dos olhos
foram de: 151 mSv para o olho esquerdo e 114 mSv para o olho direito, de acordo com o registro
de dose individual de cada cardiologista ao longo da carreira de trabalho (STRUELENS et al.,
2018).
Recentemente, foi realizado um estudo por Betti e colaboradores (2019) visando
determinar as doses na lente dos olhos de médicos intervencionistas durante procedimentos de
cateterismo, usando um dosímetro pessoal localizado próximo à lente dos olhos. Um total de
15 cardiologistas, trabalhando em três centros diferentes foram monitorados durante 12 meses.
As estimativas da dose anual na lente dos olhos foram: média de 10,8 mSv, faixa entre 4,9 –
27,3 mSv e desvio padrão de 5,6 mSv. As incertezas estão entre 10% e 20% dos valores
medidos. Além disso, não houve correlação significativa entre a dose na lente dos olhos e os
valores da grandeza produto kerma no ar-área (Pka). Esse estudo mostrou que os cardiologistas
envolvidos nos procedimentos de cateterismo podem receber doses anuais na lente dos olhos
próximas ou superiores ao limite de dose estabelecido pela ICRP 118 (2012) e, portanto, deve-
se realizar a monitoração individual desses profissionais com dosímetro dedicado para essa
finalidade (BETTI et al., 2019).
2.6 IMPRESSÃO 3D E SUAS APLICAÇÕES NA ÁREA NUCLEAR
A manufatura aditiva, comumente conhecida por impressão 3D, é um grupo de
tecnologias que permite construir modelos físicos tridimensionais a partir de um desenho
38
assistido por computador, CAD (do inglês, Computer Aided Design), de forma rápida e precisa.
Os modelos físicos são construídos por meio da união gradativa de material, camada por
camada, até que a elaboração da peça seja finalizada (BRUDER, 2015; WANG et al., 2017).
A motivação para o aprimoramento de técnicas de manufatura aditiva foi a rapidez e baixo
custo no desenvolvimento de novos produtos, fornecendo a possibilidade de criar protótipos
físicos, quando necessários para a validação de novos projetos. Assim, qualquer alteração ou
correção no projeto poderia ser facilmente realizada em fases precoces no desenvolvimento de
produtos, permitindo uma maior confiança no projeto e eliminando a necessidade de
modificações com maior custo em etapas posteriores (CHUA et al., 2014; GONÇALVES,
2017).
A Prototipagem Rápida (PR) é um tipo de tecnologia aditiva que, de forma prática,
consiste em cinco etapas descritas no esquema da
Figura 12.
Primeiramente, é criado um modelo CAD 3D ou o escaneamento de um objeto físico. O
modelo CAD é geralmente obtido usando softwares padrão como o AutoCad, SolidWorks ou
Pro/Engineer. Na segunda etapa, o modelo CAD é convertido para um formato de arquivo que
permite seu “fatiamento” virtual em camadas, normalmente em STL. A preferência em usar o
arquivo no formato STL é devido à sua simplicidade e compatibilidade na transferência de
dados entre sistemas e, por esse fato, tornou-se padrão em muitos sistemas de PR.
Em seguida, o arquivo STL é fatiado digitalmente em camadas transversais. Nesta etapa,
os usuários podem definir parâmetros para o modelo CAD, como o tamanho da peça, espessura
e número de camadas. A espessura da camada é um importante parâmetro no processo de
fatiamento, pois afeta diretamente na precisão e tempo de construção do modelo. Ao diminuir
a espessura da camada aumentaremos a precisão do modelo, mas prolongaremos o tempo de
construção. Esta etapa é conhecida como pré-processamento.
Em quarto lugar, os dados com o modelo fatiado são processados pelo software que
gerencia a máquina de PR. Essa máquina funciona como uma impressora que, através do
processo de deposição de camadas, “imprime” uma camada física do modelo por vez, em um
plano bidimensional (xy). Quando uma camada é concluída, a bandeja de impressão, onde o
modelo físico é construído, desce (ou sobe, dependendo do tipo da máquina de PR) por uma
distância que corresponde à espessura de uma camada. A terceira dimensão (z) é resultado da
sobreposição de cada camada. O processo se repete até que todo o modelo esteja completo.
39
A última etapa é conhecida como pós-processamento e, dependendo da pretensão de uso
do protótipo, alguns tratamentos, como endurecimento, pintura, polimento ou vedação, podem
ser necessários (CHUA et al., 2014; GONÇALVES, 2017; WANG et al., 2017).
Figura 12 – Etapas para a produção de protótipos com manufatura aditiva.
Fonte: Adaptado de BRUDER (2015).
Atualmente há três sistemas comercias de PR, que são classificados quanto à forma do
material usado em cada sistema, podendo ser líquida, sólida ou pó. O sistema de PR baseado
em materiais na forma líquida usa um polímero fotossensível (Resina), que é solidificado
quando exposto a um laser, geralmente na faixa de comprimento de onda do ultravioleta (UV).
Esse processo é chamado de fotopolimerização, onde ocorre a ligação de vários monômeros,
que forma moléculas maiores denominadas polímeros (CHUA et al., 2014).
Apesar de todas as técnicas de PR se basearem no mesmo processo de construção camada-
a-camada, cada uma tem sua particularidade e, portanto, recebem nomes diferentes. Os
principais métodos utilizados para a PR são: Estereolitografia (SLA – Stereolithography),
Sinterização seletiva a laser (SLS – Selective Laser Sintering), Modelagem por fusão e
deposição (FDM – Fused Deposition Modeling) e Multijatos (PJET – PolyJet). Todos esses
métodos são baseados em um modelo computacional 3D convertido em um arquivo no formato
STL para posterior impressão tridimensional (BRUDER, 2015).
2.6.1 Estereolitografia – SLA
A estereolitografia (SLA) é o método de PR comercial mais antigo e mais utilizado,
lançado no final dos anos 80. A Figura 13 ilustra o princípio desse método, onde um polímero
fotossensível líquido é depositado em um tanque e, durante todo o processo de SLA, um espelho
controlado por computador permite que o laser UV varra a superfície do polímero com um
padrão preciso, definido pelo arquivo CAD 3D. Este laser polimeriza a resina líquida (e
portanto, ocorre a solidificação da resina apenas nas zonas onde o laser incide), e a partir do
momento em que a primeira camada é polimerizada (curada), a plataforma é movida a uma
Modelo
CAD
Arquivo
STL
Equipamento
PR
Modelo
Fatiado
Protótipo
Completo
40
altura predefinida para que a polimerização da próxima camada ocorra, permitindo a criação de
uma estrutura tridimensional camada-a-camada. Depois da estrutura construída, a resina líquida
que não foi polimerizada é removida por drenagem e lavagem, e segue o processo de pós-cura
em uma câmara de raios UV (BRUDER, 2015; GONÇALVES, 2017).
Figura 13 – Princípio para o método SLA.
Fonte: Adaptado de BRUDER, (2015).
Todo o processo pode ser realizado em poucas horas e, soma-se a isto, o fato que as peças
apresentam uma boa resolução quando comparadas a outros métodos de PR. As peças podem
ser produzidas com material transparente, permanecendo inicialmente cristalinas por até dois
anos. Mas devido à má resistência do material contra a luz, o mesmo ficará com o aspecto
amarelado. Outra desvantagem desse método é que na maioria dos casos as peças não podem
ser usadas para testes funcionais, pois elas podem ser muito frágeis. Normalmente, a superfície
precisa ser polida e a maioria dos materiais usados em SLA não podem ser usados em
temperaturas acima de 50 °C (BRUDER, 2015).
2.6.2 Sinterização seletiva a laser – SLS
Essa técnica foi desenvolvida logo após a criação da SLA, e a principal diferença entre
elas é o tipo de laser adotado e a forma do material de impressão. A SLS utiliza um laser gasoso
de dióxido de carbono (CO2) que derrete e sinteriza um polímero semicristalino em forma de
pó. A primeira etapa desse método envolve o uso de um rolo circular que, através do mecanismo
de rotação, espalha uma camada fina de pó no plano xy sobre uma plataforma móvel. Em
seguida, o pó é aquecido até uma temperatura próxima do seu ponto de fusão e, através do
41
espelho controlado por computador o feixe do laser de CO2 varre a superfície da plataforma
móvel com o pó. Quando o laser atinge a superfície do polímero, derrete-o e forma uma camada
com 0,1 mm de espessura. Para cada camada finalizada, a plataforma é movida em 0,1 mm no
eixo z (vertical), permitindo que o rolo espalhe uma nova camada de pó na superfície da
plataforma móvel. A Figura 14 ilustra o princípio dessa técnica.
Figura 14 – Princípio do método SLS.
Fonte: Adaptado de BRUDER, (2015).
2.6.3 Modelagem por Fusão e Deposição – FDM
A técnica de Modelagem por Fusão e Deposição (FDM – Fused Deposition Modeling)
utiliza filamentos termoplásticos que são aquecidos em um bico extrusor, fazendo o filamento
derreter. O bico é controlado pelo software de renderização instalado no computador e cria
camadas em direções horizontais sobre o plano xy na plataforma de construção, conforme
mostra a Figura 15. Um movimento vertical no eixo z, igual à espessura das camadas, é
realizado antes do início da próxima deposição horizontal. Cada nova camada derrete junto com
a camada subjacente. Para reduzir o risco da peça desmoronar sobre a plataforma, um bico
adicional pode ser usado para fazer uma camada de suporte. A camada de suporte é produzida
simultaneamente com o termoplástico e será removida quando a peça estiver concluída
(BRUDER, 2015).
42
Os diâmetros típicos dos bicos de extrusões são: 0,127; 0,178; 0,254; 0,330 mm, que
também são as espessuras de cada camada. Os principais termoplásticos amorfos usados para
FDM são o ABS (Acrilonitrila Butadieno Estireno) e o PLA (Ácido Poliláctico).
As limitações dessa técnica de impressão 3D, que podem ser encaradas como
desvantagem, são o menor acabamento superficial (superfície áspera que precisa ser polida) e
o menor nível de detalhe das peças comparado ao método SLA (BANORIYA et al., 2015;
BRUDER, 2015).
Figura 15 – Princípio para o método FDM.
Fonte: Cortesia 3DCriar.
2.6.4 Multijatos –PJET
O método de multijatos (PJET) foi desenvolvido no começo dos anos 2000, pela empresa
Israelense Object Inc. O processo é semelhante ao das impressoras de tinta a jato, mas a tinta
foi substituída por um fotopolímero à base de acrílico líquido. A Figura 16 mostra uma máquina
típica de impressão 3D que utiliza essa técnica, e bloco de impressão, onde são colocados os
lasers UV, usados para curar o fotopolímero que é injetado ao atingir a camada subjacente da
peça em construção. Essa é uma das técnicas de PR mais rápidas disponíveis, e permite uma
precisão de até 0,016 mm para cada camada, produzindo protótipos com alto nível de detalhes
(BRUDER, 2015).
Nesse método utiliza-se um material de apoio solúvel em água, semelhante a um gel, que
é lavado assim que o processamento da peça for concluído. Esse material de apoio é impresso
simultaneamente com o fotopolímero. Não é necessário qualquer tratamento posterior, seja
Filamento
Bico aquecido
Plataforma de
construção
43
polimento, corte ou cura em câmaras UV, o que possibilita um ambiente de trabalho mais limpo.
Além disso, com esse método é possível construir camadas de baixa espessura, uso de dois
materiais simultâneos com coloração e durezas diferentes, fazendo até 30 combinações. No
entanto, somente materiais em acrílicos plásticos estão disponíveis (BRUDER, 2015).
Figura 16 – (a) Máquina MultiJet; (b) Bloco de impressão.
(a) (b)
Fonte: BRUDER (2015).
Pelo fato de existir diversos métodos de prototipagem rápida que variam de acordo com
o material utilizado e a resolução da peça, a escolha da técnica mais adequada depende do tipo
de projeto e objetivo final do produto, levando em conta as várias aplicações e limitações. Na
Tabela 5, é feito um resumo das duas principais técnicas que serão utilizadas nesse estudo,
destacando algumas de suas características.
Tabela 5 – Características gerais das técnicas de SLA e PJET.
FDM SLA PJET
Tipo do Material Plástico Fotopolímero Líquido Fotopolímero à base de acrílico
Nome técnico do Material ABS ou PLA Accura® – Plastic1 VisiJet® M32
Densidade (g/cm3) 1,20 1,13 – 1,20 1,02
Detalhes mínimos (mm) 0,127 0,025 – 0,050 0,016
Velocidade de construção Rápida Lenta Muito rápida
Nível de detalhe* ++ + + + + + + + + +
Custo* $ $ $ $ $ $ $
* Estão representados numa escala de 0 a 5;
1,2 Informações técnicas em: Anexo A e Anexo B.
Fonte: GONÇALVES (2017).
44
2.6.5 Aplicações na área Nuclear
Nos tratamentos de radioterapia externa, é frequente a necessidade de irradiar lesões
superficiais em pacientes com doença tumoral. Estas lesões muitas vezes se encontram na
própria pele do paciente. Uma propriedade importante dos feixes de radiação utilizados nos
tratamentos de radioterapia é a porcentagem de dose profunda (PDP), onde o valor máximo da
dose é depositado em uma dada profundidade do meio irradiado.
Diante disso, um material desenvolvido sinteticamente, denominado bólus, é colocado
sobre a zona a ser irradiada, proporcionando um tratamento mais eficiente nas lesões
superficiais, ou seja, depositando o máximo de dose na profundidade desejada. Para um material
ser considerado apropriado para desempenhar a função de bólus, a principal característica é a
equivalência ao tecido humano, ou seja, deve absorver e espalhar as radiações de maneira bem
semelhante aos tecidos do corpo humano (GONÇALVES, 2017).
O método de impressão 3D tem se mostrado uma alternativa interessante na rotina de
trabalho de clínicas de radioterapia, em que essa tecnologia é utilizada para a criação de bólus.
Fisher et al. (2013) introduziram o método de criação de bólus customizados por impressão 3D
para tratamentos de radioterapia com feixes de elétrons. A criação de bólus customizados e
específicos por paciente é vantajosa para o tratamento de certas lesões de pele, a fim de
compensar alguma irregularidade superficial, que comprometeria a uniformidade na
distribuição de dose. O modelo digital da região de interesse do paciente é obtido com uma
câmera de infravermelho Microsoft Kinect e, a partir de então, é possível realizar a impressão
3D do modelo ou a impressão direta do bólus, como mostra a Figura 17. O material de
impressão (ABS ou PLA) é acessível, custando cerca de US$ 40/kg, e o custo médio por modelo
é aproximadamente US$ 5. O desconforto para o paciente é reduzido, quando comparado ao
método convencional, onde o molde é confeccionado sobre a superfície do paciente, usando
bólus em “forma de papel”, moldável às superfícies (FISHER et al., 2013).
45
Figura 17 – (a) Modelo digital do rosto do paciente, em que a região de interesse é o nariz; (b) bólus
impresso.
(a) (b)
Fonte: FISHER et al. (2013).
Em 2014, Ehler e colaboradores (2014) mostraram a viabilidade da criação de fantomas
específicos por paciente, impressos em 3D, para procedimentos de controle de qualidade em
tratamentos de Radioterapia com Intensidade Modulada do feixe (IMRT). Nesse tipo de teste é
utilizado um fantoma tecido equivalente, com formato universal, para reconstruir a dose do
planejamento radioterápico no paciente. Mas, o corpo humano apresenta formas variadas e,
como planejamentos de radioterapia são individualizados, foi proposta a criação de fantomas
customizados por impressão 3D, onde a propriedade mais importante é a resposta tecido
equivalente. Para este estudo, o fantoma antropomórfico RANDO de cabeça e pescoço,
mostrado na Figura 18 (a), foi considerado como o “paciente”, e um modelo computacional
tridimensional foi obtido através de imagens de tomografia computadorizada (Figura 18-b).
Esse modelo foi impresso em 3D com material ABS, conforme é visto na Figura 18 (c).
Figura 18 – (a) Fantoma antropomórfico RANDO, (b) modelo tridimensional do fantoma e (c) modelo
impresso em 3D.
Fonte: EHLER et al. (2014).
(a) (b) (c)
46
A validação do fantoma impresso em 3D como material tecido equivalente foi realizada
mediante a comparação entre as respostas de dosímetros termoluminescentes (TLD) colocados
em posições equivalentes em ambos os fantomas, impresso em 3D e RANDO. Um
planejamento de tratamento típico de uma patologia de cabeça e pescoço foi criado, usando
nove campos da técnica de IMRT, feixe de fótons com energia de 6 MV e dose prescrita de
180 cGy por fração. O tratamento foi executado no equipamento de Tomoterapia da Accuray.
Os TLD’s foram distribuídos em 17 regiões distintas, em dois cortes axiais mostrados na
Figura 19. Os resultados mostraram que dentre as 17 regiões analisadas, 12 apresentaram no
máximo 3% de diferença na dose medida no fantoma RANDO e no impresso em 3D, e 14
regiões com até 5% de diferença. Os três pontos em vermelho representam as posições onde as
divergências dos valores de dose foram maiores que 5%. As regiões 4 e 7 são localizadas na
interface do tecido-osso, e a região 3 próxima de uma cavidade de ar. Essas regiões apresentam
heterogeneidade de tecido, e isso explica as maiores diferenças nos valores de dose medidas,
pelo fato do fantoma impresso em 3D ser construído de material homogêneo. Portanto, o
fantoma impresso em 3D tem o material tecido equivalente aceitável, o que torna a criação de
fantomas específicos por paciente via prototipagem rápida mais vantajosa, quando comparadas
aos métodos tradicionais, pois além de ter o custo reduzido (por um fator de 10 - 100),
proporciona a possibilidade de inserir uma variedade de detectores de radiação em qualquer
posição do fantoma (EHLER et al., 2014).
Figura 19 – Localizações dos TLD’s para medidas no “Paciente”.
(a) (b)
O corte axial onde as regiões 1-10 aparecem (a) são indicadas pela linha tracejada no corte sagital (b). O
corte axial onde as regiões 11-17 aparecem são indicadas pela linha sólida no corte sagital (b)
Fonte: EHLER et al. (2014).
47
Nos dias atuais, Ehler e colaboradores (2018) defendem o argumento que a tecnologia de
impressão 3D provavelmente eliminará a necessidade de compra de fantomas comerciais para
procedimentos clínicos de controle de qualidade.
Em aplicações de dosimetria pessoal, Heiny et al. (2016) mostraram recentemente a
viabilidade da impressão 3D de um dosímetro de anel para monitoração de extremidades, mas
não foram encontrados trabalhos sobre dosímetros de cristalino impresso em 3D. Um dos
pontos fortes dessa tecnologia aplicada à radioterapia e dosimetria reside na proximidade da
densidade dos materiais de impressão 3D à densidade da água (ρ = 1,0 g/cm3). A densidade do
ABS, comumente usado como material de impressão 3D é próxima a 1,2 g/cm3, e o VisiJet M3
apresenta uma densidade próxima a 1,02 g/cm3.
48
3 MATERIAIS E MÉTODOS
Este trabalho é dividido em cinco etapas, descritas a seguir: (i) Modelagem do porta-
dosímetro; (ii) Simulação pelo método de Monte Carlo; (iii) Impressão 3D; (iv) Avaliação
experimental da dependência energética e angular; e (v) Aplicação Clínica.
3.1 MODELAGEM DO PORTA-DOSÍMETRO
O projeto do porta-dosímetro de cristalino foi desenvolvido no Software de projeto CAD
3D SolidWorks, da empresa Dassault Systemes. O primeiro passo na modelagem de um
dosímetro de cristalino é posicionar o cristal dosimétrico na distância correta da superfície.
Como uma referência inicial para a construção da geometria do porta-dosímetro, foi adotado o
modelo computacional desenvolvido por Behrens et al. (2009), identificado neste trabalho
como modelo de referência. O modelo físico do porta-dosímetro de cristalino desenvolvido
nesse trabalho foi denominado DosímetroG4.
No modelo de referência, a espessura de tecido equivalente entre a superfície frontal
externa da córnea e a superfície do volume sensível do cristalino tem um valor médio de
3,36 mm, e a espessura do volume sensível tem um valor médio de 0,495 mm. Como a espessura
do volume sensível do cristalino cresce do centro em direção ao equador da lente, o centro de
massa pode ser considerado a melhor indicação para definir a posição mais adequada para um
cristal dosimétrico, conforme é mostrado na Figura 20.
Figura 20 – Posicionamento do cristal dosimétrico.
Fonte: O autor (2020).
1,42 mm
10
mm
4,06 mm
CORNEA
ANTERIOR
CHAMBER
LENS EQUATOREquador da lente
Córnea
Humor
aquoso Cristal dosimétrico
Cristalino
49
Três versões do porta-dosímetro de cristalino foram modeladas no software SolidWorks,
com diferentes curvaturas e espessuras no eixo do cristal dosimétrico. O porta-dosímetro é
dividido em duas partes separadas: o suporte para o cristal dosimétrico e uma tampa deslizante
na parte de trás.
As características de modelagem para cada versão do porta-dosímetro estão apresentadas
na Tabela 6. Todas as versões do DosímetroG4 acomodam dois TLD’s, e a principal diferença
entre elas é a profundidade desses cristais no suporte.
Tabela 6 – Características de cada versão do DosímetroG4.
Versão N° de
TLD’s
Profundidade
dos TLD’s (mm)
Largura do
suporte (mm)
Raio de
curvatura do
semicírculo
(mm)
*Profundidade
total do
suporte (mm)
G4-2.5 2 cristais 2,5 13,20 4,0 8,0
G4-3.0 2 cristais 3,0 14,20 4,5 8,5
G4-3.5 2 cristais 3,5 15,20 5,0 9,0
* Espessura correspondente ao eixo central do suporte (Seção A-A na Figura 21).
Fonte: O autor (2020).
A geometria dessas três versões é mostrada na Figura 21. Observa-se um corte vertical
no volume da peça, representado pela Seção A-A, e nesse eixo é possível visualizar a
profundidade dos TLD’s no suporte bem como a espessura total do suporte. A tampa traseira
apresenta as mesmas dimensões para todas as versões, entretanto, apenas a versão G4-3.52
possui dois orifícios na parte externa da peça para facilitar a sua retirada. A região posterior do
suporte é plana, para que haja um melhor contato com a posição de uso final do dosímetro.
2 A nomenclatura adotada corresponde a G4-XX, onde XX é a espessura da parede na parte frontal do dosímetro,
ou a profundidade do TLD.
50
Figura 21 – Versões do suporte do DosímetroG4.
G4 - 2.5 mm
G4 – 3.0 mm
G4 – 3.5 mm
Fonte: O autor (2020).
5
23
,36
2,25
4
0,20
3,75
5
25
,36
23
,36
11
10 25,6
6
28,1
7
A
A
4
5,25
13,20
2,5
01,5
0
1,25
32
8
5,2
0
1,75 2,50
SEÇÃO A-A
ESCALA 3 : 1
5
23,3
6
2,25
4
0,20
3,75
5
25,3
6
23,3
6
11
10 26,0
9
28,2
3
A
A
4
5,25
14,20
2,5
01,5
0
1,25
32
8,50
5,2
0
1,75 2,50
SEÇÃO A-A
ESCALA 3 : 1
5
10
8,5
0
2,25
4
0,20
3,75
5
18,6
0
2,5
0
10
10,5
0
1,5
0
1011
28,1
4
A
A
4
5,25
15,20
2,50
1,50
1,75 2,50
1,25
9
5,20
2,50
2,50
SEÇÃOA-A
ESCALA 3 : 1
51
A Figura 22 mostra o posicionamento do cristal dosimétrico no porta-dosímetro, baseado
na profundidade média da região sensível do cristalino descrita pelo modelo de referência. O
projeto do suporte do DosímetroG4 apresenta o formato de um semicilindro na região frontal,
com espessura de tecido equivalente para simular as características de absorção e espalhamento
da radiação pela córnea e o humor aquoso. O cristal dosimétrico foi posicionado na
profundidade correspondente ao volume sensível da lente do cristalino (na Figura 22 é a posição
indicada como Cristal Dosimétrico).
Figura 22 – Comparação da modelagem do suporte do DosímetroG4 com o Modelo de referência: (a)
corte sagital do Modelo de referência, (b) posicionamento do cristal dosimétrico e (c) modelo do
suporte do DosímetroG4 com o TLD.
(a) (b)
(c)
Fonte: O autor (2020).
1,42 mm
10
mm
4,06 mm
CORNEA
ANTERIOR
CHAMBER
LENS EQUATOR
Cristal dosimétrico
Córnea
Humor
aquoso
Equador da lente
Cristalino
Cristal dosimétrico
52
As partes individuais das três versões do DosímetroG4 criadas no SolidWorks foram
exportadas em arquivos no formato STL (stereolithography file format). O software Blender3D,
desenvolvido pela Blender Foundation, foi usado para converter os arquivos STL para o
formato OBJ. Os arquivos em formato OBJ são utilizados para armazenar objetos geométricos
compostos por linhas, polígonos, curvas e superfícies de forma livre. Esse formato de arquivo
foi desenvolvido pela companhia Wavefront Technologies, e é muito utilizado em animações e
computação gráfica. A Figura 23 mostra o exemplo de um dosímetro modelado posicionado
sobre um cilindro (que representa o fantoma de cabeça da ICRU).
Figura 23 – Ilustração do DosímetroG4 no software Blender3D.
Fonte: O autor (2020).
3.2 SIMULAÇÃO DE MONTE CARLO NO CÓDIGO GEANT4
A conversão entre os formatos de arquivos STL para OBJ foi necessária porque a função
desenvolvida pelo Grupo de Dosimetria e Instrumentação (GDOIN) para a importação no
código de simulação de Monte Carlo GEANT4 dos sólidos triangulares ou quadrangulares foi
escrita para interpretar arquivos do tipo OBJ. Não houve a necessidade de voxelização das
geometrias dos modelos antes da simulação. Vale destacar que esse aspecto da modelagem-
simulação é de grande importância para a redução do tempo de desenvolvimento e simulação
de novos sistemas dosimétricos, uma vez que a modelagem não é feita no software GEANT4,
que possui restrições de ferramentas de desenho técnico e modelagem 3D, e sim em softwares
dedicados à área de engenharia como SolidWorks. A simulação de Monte Carlo, por sua vez,
pode ser feita imediatamente após a modelagem, sendo necessária apenas uma conversão de
formato de arquivos STL para OBJ.
53
As versões do DosímetroG4 foram submetidas a técnicas de simulação pelo método de
Monte Carlo no código GEANT4 (Geometry and Tracking – G4) versão 9.5, com o uso da
biblioteca de dados G4EmLivermorePhysics para simulações de feixes de fótons
monoenergéticos. As frações mássicas usadas para o DosímetroG4 são mostradas na Tabela 7.
As frações mássicas do modelo de referência foram reproduzidas para comparação. A resposta
do DosímetroG4 foi obtida através do par de detectores termoluminescentes (TLD’s) inseridos
no porta-dosímetro de resina. Os TLD’s foram simulados como um simples cilindro de Fluoreto
de Lítio (LiF), com 4,8 mm de diâmetro, 1,0 mm de espessura e densidade de 2,64 g.cm-3,
conforme é mostrado na Figura 24.
Tabela 7 – Composição e densidades dos materiais usadas no código da Simulação.
Modelo de Referência DosímetroG4
Componentes Pele Cristalino
Parte sensível
Córnea Humor
Aquoso
Humor
Vitreo
*Porta-
dosímetro
LiF
Densidade (g/cm3) 1,09 1,06 1,076 1,003 1,0089 1,02 2,64
Elemento Fração Percentual de massa (%)
H
Li
10,0 9,6 10,16 11,2 11,2 8,05
26,8
C 20,4 19,5 12,62 59,99
N 4,2 5,7 3,69
O
F
64,5 64,6 73,14 88,8 88,8 31,96
73,2
Na 0,2 0,1 0,065
P 0,1 0,1 0,065
S 0,2 0,3 0,195
Cl 0,3 0,1 0,065
K 0,1
* A composição do porta-dosímetro foi baseada na resina VisiJet M3 Crystal.
Fonte: Adaptado de BEHRENS et al. (2009).
Figura 24 – Ilustração da modelagem do detector circular.
Fonte: O autor (2020).
54
Foi simulado um conjunto de irradiações, com energias e ângulos distintos, que
permitiram comparar a adequação do volume sensível do DosímetroG4 (TLD) com o volume
sensível do modelo de referência, ao predizerem o desempenho de cada versão do
DosímetroG4, em termos de dependência energética e angular.
Foram estabelecidos alguns parâmetros para a simulação, tais como: área de incidência
do feixe de fótons; número de fótons monoenergéticos; faixa de energia; e ângulo de incidência,
conforme os parâmetros de cálculos utilizados por Behrens e Dietze (2011) para o modelo de
referência.
A razão da dose absorvida pela fluência incidente para o par de detectores inseridos no
porta-dosímetro foi simulada para um feixe de fótons de 100 mm x 100 mm na direção
anteroposterior (AP), com fótons monoenergéticos na faixa de energia entre 0,005 MeV e
10 MeV. A mesma condição foi simulada na direção de 90° (LAT). O número de fótons
primários simulados variou entre 107 e 108, para o limite de variação estatística menor que 2%.
Para obter a razão entre as grandezas Dose Equivalente e fluência incidente, HT/, foi utilizada
a Equação 1, descrita na Seção 2.3.1.
Para quantificar a adequação da resposta simulada de cada versão do DosímetroG4 ao
modelo de referência, foi utilizado o conceito de comparação Figura de Mérito (Figure of Merit
– FOM), que é calculado usando a soma dos erros, análogo à equação de Balian e Eddy (1977),
originalmente utilizada para aplicações de espectrometria nuclear, como mostra a Equação 11:
FOM = ∑|𝑹𝑹𝒆𝒇−𝑹𝑴𝒐𝒅|
𝑨𝒊 (11)
onde RRef é o resultado da simulação do modelo de referência, RMod é o resultado da simulação
para o DosímetroG4, e A é a área sob as curvas do modelo de referência, para cada condição de
irradiação. Quanto menor for o valor de FOM indica uma melhor correspondência entre duas
curvas em comparação. Diante disso, foi possível escolher a versão otimizada do DosímetroG4,
ou seja, aquela que apresenta a resposta mais próxima do modelo antropomórfico do olho de
referência.
3.3 IMPRESSÃO 3D E OBTENÇÃO DOS PROTÓTIPOS
Apenas a versão otimizada do porta-dosímetro (versão G4-3.5), determinada através da
análise do FOM, foi submetida a impressão 3D para a obtenção dos protótipos. Foram testadas
55
três técnicas de impressão 3D para analisar a qualidade das peças obtidas e precisão dimensional
ao desenho CAD 3D projetado.
3.3.1 Modelagem por Fusão e Deposição – FDM
Inicialmente, a versão otimizada do porta-dosímetro foi impressa em parceria com o
Laboratório de Eletrônica e Impressão 3D da Universidade Federal de Sergipe (UFS),
utilizando a técnica de impressão FDM. Foi utilizada a impressora 3D CubeX Duo, da empresa
3D Systems, que dispõe de dois cabeçotes de extrusão com filamento plástico derretido para a
criação das peças tridimensionais. Esse equipamento permite criar objetos tridimensionais com
camadas de até 0,1 mm de espessura. O material utilizado foi filamento termoplástico de PLA,
que apresenta densidade de 1,24 g.cm-3.
3.3.2 Multijatos – PJET
Em seguida, a mesma versão do porta-dosímetro foi submetida ao sistema de impressão
3D industrial pela técnica de impressão Multijatos. Foi utilizada a impressora 3D profissional
ProJet 3500 HD Max, fabricada pela 3DSystems, com o parâmetro padrão de qualidade
ajustado para Extreme Resolution XHD. Os objetos foram criados a partir de uma resina líquida
foto-sensível, que é solidificada por camadas quando exposta a um laser ultravioleta. O material
utilizado foi o Visijet M3 Crystal, que possui densidade ρ = 1,02 g.cm-3 e coloração natural
(Transparente). Esse material torna-se um plástico rígido projetado para uma ampla gama de
aplicações de prototipagem e uso final.
Foram impressos 10 protótipos para análise do porta-dosímetro em condições
experimentais. Esse processo de impressão é ideal para modelos pequenos que necessitam de
alta resolução, pois permite detalhes mínimos de até 0,016 mm.
A escolha desta técnica é justificada pela possibilidade de obter uma peça resistente e
pronta para uso, sem a necessidade de acabamento. Em geral, os protótipos gerados com essa
técnica podem ser utilizados como produto final.
56
3.3.3 Estereolitografia – SLA
Por fim, a versão otimizada do porta-dosímetro (versão G4-3.5) também foi impressa por
meio da tecnologia de Estereolitografia (SLA), com a impressora 3D Desktop Form2
(Figura 25), produzida pela FormLabs. O modelo 3D pode ser importado no formato de arquivo
STL ou OBJ para o software de preparação de impressão PreForm. Nesse software, as partes
do DosímetroG4 foram orientadas com ângulo próximo a 45° em relação ao eixo da plataforma
de impressão, para que as camadas possam ser depositadas de maneira mais suave, conforme
recomenda o fabricante. Além disso, as peças impressas por SLA precisam de suporte, como
mostra a Figura 26, que são cortados com alicate ao final da impressão. Foi impresso apenas
um protótipo do porta-dosímetro com essa técnica, para análise do custo benefício na aquisição
desse modelo de impressora para o Departamento de Energia Nuclear – DEN/UFPE.
Essa técnica fornece peças de alta resolução, com espessura de até 0,025 mm, além de
apresentar uma fração do custo e formato das impressoras 3D industriais. A Form2 utiliza um
laser com comprimento de onda de 405 nm e potência de 250 mW para curar a resina de
fotopolímero líquido. Foi utilizada a resina tipo Tough, que possui densidade ρ = 1,09 g.cm-3 e
coloração azul claro. Ao final da impressão, as peças passaram pela etapa de pós-
processamento: são lavadas com Álcool Isopropílico com pureza acima de 90 % e pós-cura na
Câmara de raios UV FormCure por 60 minutos a 60 °C. O pós-processamento é importante
para garantir os melhores resultados nas propriedades mecânicas das peças.
Figura 25 – (a) Impressora 3D Desktop Form2, (b) Câmara UV FormCure.
(a) (b)
Fonte: FormLabs
57
Figura 26 – Interface do software de preparação de impressão PreForm.
Fonte: O autor (2020).
3.3.4 Exatidão e reprodutibilidade do sistema de impressão 3D
Os 10 protótipos do porta-dosímetro impressos com a técnica Multijatos foram
numerados (c001 – c010) e analisados inicialmente quanto à exatidão nas dimensões dos
produtos da impressão em comparação com o desenho CAD, para as dimensões externas
mostradas na Figura 27. Para realizar as medidas das dimensões foi utilizado um micrômetro
digital da marca Zaas Precision, que possui sistema de funcionamento com catraca, resolução
de 0,01/0,001 mm e exatidão de +/- 0,001 mm.
Foram realizadas três medidas da profundidade e largura para cada porta-dosímetro que,
no desenho CAD correspondem a: 9,000 mm e 15,200 mm, respectivamente. Foram calculadas
a média das medidas, desvio padrão e a variação percentual (Δ%) dessas dimensões no conjunto
de protótipos. O erro percentual foi obtido através da Equação 12:
Δ% = (𝐕𝐌 − 𝐕𝐫𝐞𝐟)
𝐕𝐫𝐞𝐟 12
onde VM é a média das dimensões medidas e Vref é o valor de referência do desenho CAD.
As dimensões do protótipo do porta-dosímetro obtido com a técnica SLA também foram
analisadas.
Tipo de Resina
Tempo de
impressão
Quantidade
de resina
gasta
N de camadas
Resolução
58
Figura 27 – Desenho CAD do porta-dosímetro versão G4-3.5.
Fonte: O autor (2020).
Para avaliar a reprodutibilidade das impressões, foi calculado o coeficiente de variação
(CV) das mesmas duas dimensões descritas acima para os 10 porta-dosímetros impressos. O
CV corresponde ao valor do desvio padrão das medidas dividido pelo valor médio obtido.
3.4 AVALIAÇÃO EXPERIMENTAL DA DEPENDÊNCIA ENERGÉTICA E ANGULAR
Com a obtenção dos protótipos do porta-dosímetro, através das três técnicas de impressão
3D, foi possível analisar qual método é mais adequado ao projeto e, verificar o desempenho do
DosímetroG4 em condições experimentais, seguindo os critérios de aceitação da norma
internacional IEC 62387 (2012) para a dependência energética e angular de dosímetros
calibrados em termos da grandeza operacional Hp(3).
Nessa etapa, foi avaliado o desempenho do DosímetroG4 com a versão do porta-
dosímetro otimizado e impresso com a técnica Multijatos. Foram utilizados os procedimentos
de irradiação descritos na norma internacional ISO 4037-3 (1999), que especifica as qualidades
de feixe e as sistemáticas adotadas para a calibração de dosímetros pessoais e de área para
radiação X e gama. Os dosímetros foram calibrados na grandeza operacional Hp(3),
considerada até o momento a melhor grandeza para estimar dose absorvida no cristalino.
Para a análise e interpretação dos resultados da dependência energética e angular do
DosímetroG4, foram seguidas as recomendações da norma internacional IEC 62387 (2012),
que estabelece os critérios necessários para o desenvolvimento de um sistema dosimétrico e sua
SEÇÃO A-A
ESCALA 3 : 1
A
A
15,20
9
59
adequação. Uma dose fixa de 3 mSv, em Hp(3), foi utilizada como valor padrão em todas as
irradiações, exceto para a obtenção do fator de correção de sensibilidade individual dos cristais
dosimétricos, quando foi utilizado um valor de kerma no ar igual a 2 mGy em cada medida.
Todas as irradiações foram feitas com os dosímetros sobre o phantom cilíndrico da ICRU,
representando a cabeça.
3.4.1 Detectores termoluminescentes
Como detector Termoluminescente (TLD) foram utilizados neste trabalho cristais de
LiF:Mg,Ti (MTS-N), em forma de disco com 4,5 mm de diâmetro e 0,9 mm de espessura,
fabricado pela Radcard-Polônia. O porta-dosímetro comercial EYE-DTM (RADPRO) foi
utilizado para comparação. O cristal dosimétrico e o porta-dosímetro comercial podem ser
visualizados na Figura 28.
Tanto o MTS-N quanto o LiF:Mg,Cu,P (MCP-N) foram considerados para a aplicação
nesse trabalho, mas a escolha do MTS-N é justificada pela maior estabilidade da resposta
individual dos TLD’s quando submetidos a várias sequências de irradiações e tratamentos
térmicos. Além disso, é conhecido na literatura (MARIOTTI et al., 2006) que os dosímetros do
tipo MCP-N apresentam perda de sensibilidade TL (0,2 % por ciclo de leitura), pois são bastante
sensíveis ao tratamento térmico, o que torna necessário o uso de um forno com alta estabilidade
de temperatura.
Figura 28 – Dosímetro comercial EYE-DTM e TLD MTS-N na forma de disco numerado.
Fonte: O autor (2020).
Para não serem contaminados, os dosímetros do tipo MTS-N foram manuseados com uma
pinça mecânica, com as pontas envolvidas por uma película de PTFE, para não danificá-los, e
TLD
Dosímetro
EYE-DTM
60
uma pinça a vácuo. A identificação desses detectores foi possível por meio da numeração feita
com uma lapiseira de grafite (com ponta 0,3 mm) e uma lupa.
3.4.2 Tratamento térmico e determinação do Coeficiente de sensibilidade individual
Todos os dosímetros foram tratados termicamente no forno da marca PTW, instalado no
Laboratório de Metrologia das Radiações Ionizantes (LMRI-DEN/UFPE), com tratamento
térmico padrão do dosímetro LiF:Mg,Ti que consiste em um patamar de 1 hora a 400 °C seguido
de 2 horas a 100 °C, para remover qualquer sinal TL residual.
Em seguida, os dosímetros foram irradiados em feixes de radiação gama utilizando a fonte
de césio (Cs-137) da marca STS (Steuerungs Technik Strahlenschutz GmbH), modelo OB
85/3/97113 pertencente ao LMRI-DEN/UFPE, em uma placa de acrílico medindo 5x5 cm com
suporte para 25 cristais por vez, como mostra a Figura 29. O valor de kerma no ar pré-
estabelecido para cada irradiação foi 2,0 mGy, a 1,0 m de distância da fonte.
Devido à instabilidade das armadilhas dos materiais TL após a sua exposição à radiação
ionizante, é recomendado esperar um tempo mínimo de 24 horas para iniciar a leitura desses
dosímetros. O LiF:Mg,Ti apresenta desvanecimento do sinal TL, que decaem à temperatura
ambiente, em intervalos de tempo que variam de minutos a anos. Esse efeito é considerado
indesejado, mas com o emprego de tratamentos térmicos pré e pós-irradiação podem ser
eliminados (METCALFE et al., 2007).
Figura 29 – (a) Placa de acrílico e (b) arranjo experimental para a irradiação de dosímetros em Kerma
no ar.
Fonte: O autor (2020).
(a) (b)
61
3.4.3 Leitura
Os dosímetros termoluminescentes foram avaliados manualmente em uma leitora
Harshaw modelo 3500, fabricada pela Thermo Fisher Scientific, que dispõe de uma bandeja
retangular com capacidade para 1 dosímetro. A leitora é controlada pelo software WinREMS
(Windows based Radiation Evaluation and Management), instalado no sistema operacional
Windows para a aquisição de dados. Antes de iniciar o processo de leitura, os dosímetros são
posicionados na bandeja da leitora (1 por vez), com o auxílio da pinça mecânica, de forma que
os números em grafite estejam direcionados para a parte de baixo da bandeja. Isso evita que
parte da luz liberada seja absorvida pelo grafite, além de fazer com que as leituras sejam
realizadas sempre partindo de um mesmo lado dos dosímetros, reduzindo as fontes de incertezas
da medição.
Os parâmetros de tempo/temperatura – TTP (do inglês, Time Temperature profile)
utilizados neste trabalho foram os mesmos testados por Oliveira (2017), conforme indicados
pelo fabricante dos cristais dosimétricos, e estão descritos na Tabela 8.
Para o controle de estabilidade da leitora, são realizados os testes da luz de referência e
ruído da fotomultiplicadora. A leitura da luz de referência é feita a partir de uma luz padrão,
interna à leitora, capaz de detectar qualquer desvio no sistema ou acúmulo de sujeira nas lentes
da fotomultiplicadora. A resposta produzida é comparada aos valores de referência,
previamente estabelecidos. No teste do ruído da fotomultiplicadora, é feita uma leitura sem
dosímetro ou qualquer fonte de luz, e verifica-se se a resposta de “fundo”, de luz ou do ruído
eletrônico, apresenta um valor entre os limites estabelecido pelo fabricante. Esses testes são
realizados antes do início das leituras e a cada 10 medidas.
Tabela 8 – Perfil de tempo/temperatura utilizado para as leituras dos TLDs.
Etapa Temperatura
(°C)
Tempo
(s)
Taxa de aquecimento
(°C/s)
Pre-heat 160 16 --
Aquisição 160 a 300 10 15
Fonte: Oliveira (2017).
62
3.4.4 Determinação da correção de sensibilidade
Em um lote de dosímetros é inevitável a variação de sensibilidade devido a fatores
intrínsecos a um único dosímetro, como geometria, massa e variação na quantidade do dopante,
que podem influenciar na resposta TL. Essa variação pode ser reduzida de 10-15% para 1-2%
quando os dosímetros são corrigidos pela sua sensibilidade individual (MOSCOVITCH et al.,
2007). Neste trabalho, foi adotado o método de correção individual, conforme descrito a seguir.
Um conjunto de 50 dosímetros foram selecionados e determinados seus fatores de
sensibilidade – ECC (do inglês, Element Correction Coefficient) de cada dosímetro. O ECC é
o fator que relaciona a sensibilidade TL de cada dosímetro j com a sensibilidade TL média dos
dosímetros de um subgrupo selecionado como “de calibração” i, definido pela Equação 13.
ECCij = 𝑸𝒊
𝒒𝒊𝒋 (13)
onde Qi é a média das respostas TL dos dosímetros de calibração i, e qij é a medida do sinal TL
do dosímetro j (MOSCOVITCH et al., 2007).
3.4.5 Determinação do Algoritmo
Para obtenção do fator de calibração (FC), os dosímetros foram irradiados com
Equivalente de Dose Pessoal (Hp(3), S-Cs-137) de 3,0 mSv.
A leitura líquida representa a leitura bruta subtraída pelo valor de “Background” (BG)
(leitura do dosímetro não-irradiado). Foi obtida a média de quatro leituras para ambos os
dosímetros (Comercial EYE-DTM e DosímetroG4).
Para definição do fator de calibração, utilizaram-se a razão do valor de Hp(3) irradiado
(3,0 mSv) pela média das leituras obtidas. Portanto, o algoritmo utilizado para determinação da
grandeza Hp(3) em cada tipo de dosímetro com seu respectivo FC é mostrado na Equação 14.
Hp(3) = fE,A x fC x [(Li x ECCi) - [(BGj x ECCj)] (14)
onde:
Li é o valor da área sob a curva TL em nC do dosímetro i;
ECCi é o coeficiente de correção de sensibilidade do cristal detector i;
63
fE,A é o fator de correção devido à Dependência da Resposta do Dosímetro com a Energia
e Angulação;
fc é o fator de calibração;
BGj é o valor da área sob a curva TL em nC do dosímetro j usado como branco (ou
background).
3.4.6 Dependência energética e angular
Na etapa de avaliação da resposta da dependência energética e angular do modelo de
dosímetro de cristalino desenvolvido neste trabalho, o termo DosímetroG4 será utilizado para
referir-se ao detector LiF inserido no porta-dosímetro versão G4-3.5 e impresso com a técnica
Multijatos, cujo foi obtido 10 protótipos.
Para avaliar a dependência energética, os protótipos do DosímetroG4 foram irradiados
com uma dose de 3,0 mSv em termos da grandeza operacional Hp(3), a distância de 1,5 metro
da fonte, sobre o fantoma cilíndrico, com feixes de raios X nas qualidades ISO – N com
diferentes energias efetivas, entre 24 keV (N–30) e 164 keV (N–200) e uma fonte de Cs-137
(662 keV), descritos na Tabela 9.
Para investigar a dependência angular, os protótipos do DosímetroG4 foram submetidos
aos feixes de raios X e irradiados com o mesmo valor de Hp(3), igual a 3,0 mSv, variando o
ângulo de incidência do feixe no fantoma. As irradiações foram realizadas entre os ângulos de
0° e 60°, em relação ao eixo vertical, com intervalos de 15°. A norma internacional IEC 62387
(2012) estabelece que esse teste deve ser realizado para as três menores energias, mas, neste
trabalho foram testadas as cinco menores energias: N-30, N-40; N-60, N-80 e N-100. O arranjo
de irradiação dos dosímetros para a análise da dependência energética e angular é mostrado na
Figura 30.
64
Figura 30 – Arranjo de irradiação do DosímetroG4 impresso por Multijatos e dosímetro comercial
EYE-DTM sobre o fantoma cilíndrico.
Fonte: O autor (2020).
Os protótipos do DosímetroG4 impressos em 3D foram irradiados em conjunto com o
dosímetro comercial EYE-DTM, nas mesmas condições para posterior análise comparativa. Em
cada configuração de energia e ângulo foram irradiados três conjuntos do arranjo mostrado na
Figura 30, para melhor análise estatística.
Tabela 9 – Qualidades de radiação do Laboratório de Metrologia das Radiações Ionizantes
LMRI-DEN/UFPE segundo a norma ISO 4037 – 1 (1999) para equipamentos de raios X.
Qualidade
Energia
Média
(keV)
*CSR
(mm)
**Taxa de
Kerma no ar
(mGy/h)
***hpK(3;R,α)cyl(Sv/Gy)
Taxa de
Hp(3)
(mSv/h)
Angulação
N-30 24 1,15 Al 41,36 1,04 43,01 0°, 15°,30°,45°,60°
N-40 33 0,084Cu 16,95 1,28 21,69 0°, 15°,30°,45°,60°
N-60 48 0,24 Cu 30,84 1,54 47,49 0°, 15°,30°,45°,60°
N-80 65 0,58 Cu 14,11 1,66 23,42 0°, 15°,30°,45°,60°
N-100 83 1,11 Cu 10,51 1,63 17,13 0°, 15°,30°,45°,60°
N-120 100 1,71 Cu 11,73 1,58 18,53 0°
N-150 118 2,36 Cu 58,98 1,52 89,65 0°
N-200 164 3,99 Cu 19,12 1,42 27,15 0°
S-Cs-137 662 - 13,42 1,18 15,83 0°
*CSR = Camada semirredutora;
**Determinadas a 1,5 m do ponto focal para as qualidades ISO – N e a 1,0 m para a qualidade S – Cs-137
*** Coeficientes de conversão de kerma no ar para Hp(3) para o fantoma cilíndrico.
Fonte: ISO 4037 – 1 (1999); BEHRENS, (2012).
65
Os resultados foram avaliados de acordo com os critérios de aceitação estabelecidos na
norma IEC 62387 (2012), onde os valores da resposta relativa dos dosímetros devem estar
contidos no intervalo entre rmín e rmáx, que dependem da energia da radiação e ângulo de
incidência do feixe utilizados para a análise, apresentados na Tabela 10. A resposta relativa r é
obtida através da razão entre o valor indicado pelo dosímetro e o valor de referência, ambos em
Hp(3), conforme mostra a Equação 15.
𝒓 =𝑹
𝑹𝟎 (15)
onde:
r é a resposta relativa;
R é o valor estimado com a leitura do dosímetro, calculado através da Equação 14;
Ro é o valor de referência.
Tabela 10 – Requisitos de desempenho para dosímetros avaliados em Hp(3).
*Teste Intervalo das energias e
ângulos Faixa de aceitação
Resposta relativa devido
à energia média da
radiação de fótons e
ângulo de incidência
30 keV ≤ Eph ≤ 250 keV e
0° a 60° da direção de
referência
rmín = 0,71 a
rmáx = 1,67
*Linha 9, da Tabela 9 presente na norma IEC 62387 (2012).
Fonte: IEC 62387 (2012).
3.5 APLICAÇÃO CLÍNICA
O DosímetroG4, com a versão de porta-dosímetro G4-3.5 e impresso com a técnica
Multijatos, foi utilizado para teste de portabilidade pela equipe médica de neurorradiologia
intervencionista do departamento de hemodinâmica pertencente a um hospital público de
Recife-PE. Um total de quatro membros da equipe participaram do teste: dois médicos
experientes, denominados Médico A e Médico B e, um residente (Médico C), além de um
técnico de radiologia. Os dosímetros foram acoplados no gorro dos membros, no lado esquerdo
da cabeça, próximo da região dos olhos. É conhecido que o lado esquerdo é o mais exposto em
procedimentos de neuroradiologia intervencionista, devido à proximidade dos médicos ao tubo
de raios X. Foram monitorados 10 procedimentos de angiografias cerebrais. Após cada
procedimento, o tempo de fluoroscopia, o número de séries e o kerma ar acumulado no ponto
66
de referência (Ka,r) durante a fluoroscopia foram extraídos do protocolo DICOM (do inglês,
Digital Imaging and Communications in Medicine), pois estão diretamente relacionados às
doses de radiação nos IOE’s devido à radiação espalhada pelos pacientes.
Os DosímetroG4 foram embalados em envelope plástico e, para fixar no gorro, foi
adicionado prendedor para crachá tipo jacaré, conforme mostra a Figura 31.
Figura 31 – DosímetroG4 aplicado em teste clínico.
Fonte: O autor (2020).
O posicionamento durante o uso do DosímetroG4 nos profissionais pode ser visualizado
na Figura 32. Somente um membro da equipe, o residente, usava óculos plumbífero durante
todos os procedimentos. Esse departamento utiliza o Angiógrafo Artis Zee da Siemens, com
detector retangular do tipo flat panel de 30 x 40 cm. A tensão do tubo varia entre 50 e 110 kV,
e a corrente entre 2 e 10 mA. Todos os acessos para inserção do cateter-guia são por via femoral,
conduta padrão do departamento de hemodinâmica parceiro.
A função dos técnicos de radiologia nesses tipos de procedimentos é o auxílio no
posicionamento e imobilização dos pacientes na mesa do equipamento, ajuste na colimação do
feixe de radiação para aquisição das imagens, além da injeção do contraste radiográfico. Tanto
para a colimação do feixe quanto para a injeção do contraste, orientado pelo médico, o técnico
precisa visualizar as imagens mostradas no monitor, por isso eles ficam posicionados
lateralmente. Portanto, o lado esquerdo desses profissionais fica mais exposto a radiação
espalhada pelo paciente, o que justifica a escolha desse lado para o posicionamento do
DosímetroG4.
67
Figura 32 – Posicionamento do DosímetroG4 em teste clínico.
Fonte: O autor (2020).
DosímetroG4
68
4 RESULTADOS E DISCUSSÕES
Nesta seção, mostraremos os resultados obtidos com a simulação pelo método de Monte
Carlo para a resposta do DosimetroG4 no código GEANT4. Em seguida, são comparados os
protótipos do suporte do dosímetro impressos em 3D com várias técnicas. Por último, é
analisado a resposta do dosímetroG4 em condições experimentais, e em aplicação clínica.
4.1 SIMULAÇÃO DO DOSÍMETROG4 NO CÓDIGO MONTE CARLO GEANT4
As Figuras 33, 34 e 35 mostram os resultados das simulações para as três versões do
DosímetroG4 com profundidade dos detectores correspondente à: 2,5 - 3,0 e 3,5 mm,
respectivamente. A comparação entre as respostas das versões do DosímetroG4 e o modelo de
referência foi realizada em termos da razão entre as grandezas Dose Equivalente e Kerma no ar
incidente, em função da energia do feixe de fótons, conforme foi realizado previamente por
Behrens et al. (2011) para o modelo ocular antropomórfico de referência.
Figura 33 – Resultados da simulação para a versão G4-2.5 do DosímetroG4 comparada com o modelo
de referência: (a) Dose Equivalente por Kerma no ar para o ângulo de incidência de 0° e (b) ângulo de
incidência de 90°.
(a) (b)
Fonte: O autor (2020).
No modelo de referência (pontos pretos na Figura 33), observa-se que, para baixas
energias, os fótons incidentes não possuem energia suficiente para atingir o cristalino a uma
profundidade de 3,36 mm, o que resulta em um baixo valor de fator de conversão para Hp(3).
Para altas energias (tipicamente maiores que 1 MeV), o valor da dose absorvida na região do
cristalino também será pequeno, devido à espessura de build-up insuficiente nestas energias.
0,01 0,1 1 10
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
2,0
Modelo de Referência
LiF_ G4-2,5
Dose
Eq
uiv
ale
nte
/ K
erm
a n
o a
r (S
v/G
y)
Energia do Fóton (MeV)
AP (0°)
0,01 0,1 1 10
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
2,0
Modelo de Referência
LiF_ G4-2,5
Dose
Eq
uiv
ale
nte
/ K
erm
a n
o a
r (S
v/G
y)
Energia do Fóton (MeV)
LAT (90°)
69
Em paralelo, na Figura 33, os pontos em vermelho representam a resposta da simulação do TLD
LiF inserido no porta-dosímetro versão G4-2.5, ou seja, à 2,5 mm de profundidade. Observa-se
que a versão G4-2.5 do DosímetroG4 superestimaria o valor de Hp(3) para o ângulo de
incidência de 0° na região de baixa energia do feixe de fótons (Figura 33-a), uma vez que a
espessura de tecido equivalente na parte frontal dos detectores é menor que a correspondente à
Córnea e Humor Aquoso e é insuficiente para a “blindar” os fótons de baixa energia. Para o
ângulo de incidência de 90° (Figura 33-b), a versão G4-2.5 do DosímetroG4 superestima o
valor da Dose Equivalente até a energia dos fótons próxima a 1,0 MeV. A partir desse valor, a
resposta do DosímetroG4 é subestimada quando comparada ao modelo de referência. Para as
energias maiores (ex. acima de 1 MeV), o porta-dosímetro resultará em uma subestimativa da
dose uma vez que a espessura de build-up é insuficiente, quando comparado ao modelo de
referência.
A Figura 34-a apresenta o resultado da simulação do detector LiF inserido no porta-
dosímetro versão G4-3.0 quando exposto a feixe de fótons na incidência AP. Como a espessura
de tecido equivalente é maior que a versão anterior, observa-se que para a ampla faixa de
energias a curva de resposta do DosímetroG4 se aproxima da resposta do modelo de referência.
Nessa versão, o LiF encontra-se a 3,0 mm de profundidade no porta-dosímetro, o que é próxima
da profundidade do cristalino no modelo de referência.
Figura 34 – Resultados da simulação para a versão G4-3.0 do DosímetroG4 comparada com o modelo
de referência: (a) Dose Equivalente por Kerma no ar para o ângulo de incidência de 0° e (b) ângulo de
incidência de 90°.
(a) (b)
Fonte: O autor (2020).
Entretanto, para o ângulo de incidência de 90° (Figura 34-b), a versão G4-3.0 do
DosímetroG4 superestimam a resposta da Dose Equivalente até a energia dos fótons próxima a
0,01 0,1 1 10
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
2,0
Modelo de Referência
LiF_ G4-3,0
Dose
Eq
uiv
ale
nte
/ K
erm
a n
o a
r (S
v/G
y)
Energia do Fóton (MeV)
AP (0°)
0,01 0,1 1 10
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
2,0
Modelo de Referência
LiF_ G4-3,0
Dose
Eq
uiv
ale
nte
/ K
erm
a n
o a
r (S
v/G
y)
Energia do Fóton (MeV)
LAT (90°)
70
1,0 MeV. Nessa versão, a espessura de tecido equivalente do porta-dosímetro é menor que a
corresponde à Córnea e Humor Aquoso no modelo de referência. Acima da energia do fóton de
2,0 MeV, o DosímetroG4 subestima o valor da resposta quando comparada ao modelo de
referência, em virtude da insuficiência da espessura de build-up no porta-dosímetro, e sendo
assim, a maior parte dos fótons incidentes passam pelo DosímetroG4 sem interagir.
A resposta para a versão G4-3.5 do DosímetroG4 irradiado com ângulo de incidência de
0° é mostrada na Figura 35-a. Nesta versão, observa-se que a curva com a resposta do detector
LiF apresenta resposta próxima ao modelo de referência, uma vez que o detector encontra-se
na profundidade do porta-dosímetro próxima à correspondente do cristalino no modelo de
referência. Para baixas energias, a dose absorvida no TLD LiF é superior à do cristalino para a
mesma região energética. É importante ressaltar que o número atômico efetivo (Zeff) do LiF é
8,31, ou seja, mais elevado que o do tecido humano (Zeff = 7,35), o que proporciona maior
absorção da energia dos fótons incidentes.
Figura 35 – Resultados da simulação para a versão G4-3.5 do DosímetroG4 comparada com o modelo
de referência: (a) Dose Equivalente por Kerma no ar para o ângulo de incidência de 0° e (b) ângulo de
incidência de 90°.
(a) (b)
Fonte: O autor (2020).
Para a angulação de 90° (Figura 35-b), a versão G4-3.5 do DosímetroG4 superestima a
resposta do modelo de referência na maior parte da faixa energética analisada, até
aproximadamente a energia de 2,0 MeV. Uma explicação é que a espessura lateral do porta-
dosímetro é menor que no modelo de referência, além de que o Zeff do LiF é superior ao do
cristalino. Acima dessa energia, a curva de resposta do DosímetroG4 decresce, novamente pela
falta de build-up no porta-dosímetro.
0,01 0,1 1 10
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
2,0
Modelo de Referência
LiF_ G4-3,5
Dose
Eq
uiv
ale
nte
/ K
erm
a n
o a
r (S
v/G
y)
Energia do Fóton (MeV)
AP (0°)
0,01 0,1 1 10
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
2,0
Modelo de Referência
LiF_ G4-3,5
Dose
Eq
uiv
ale
nte
/ K
erm
a n
o a
r (S
v/G
y)
Energia do Fóton (MeV)
LAT (90°)
71
A aplicação do método de Monte Carlo através do código de transporte da radiação
GEANT4 permitiu analisar a resposta das três versões do DosímetroG4 em condições de
irradiações e comparar cada versão com o modelo de referência, e com isso obter a versão que
apresenta maior correlação com o modelo de referência.
A Figura 36 apresenta a comparação das respostas de cada versão do DosímetroG4, para
os ângulos de incidência de 0° e 90°. Observa-se que a versão G4-2.5 do porta-dosímetro
simulada à 0° possui resposta mais distinta, quando comparada com o modelo de referência, ao
longo de toda faixa energética. Com relação as versões G4-3.0 e G4-3.5, ambas apresentam
resposta similares entre si e próxima ao modelo de referência na simulação a 0°. Para a
simulação realizada com ângulo de incidência de 90°, as três versões apresentam respostas
similares entre si ao longo de toda a faixa energética e superestimam a resposta do modelo de
referência até a energia de 2,0 MeV.
Figura 36 – Sobreposição das respostas das simulações para cada versão do DosímetroG4 comparada
com o modelo de referência: (a) ângulo de incidência de 0° e (b) ângulo de 90°.
(a) (b)
Fonte: O autor (2020).
A comparação visual entre as curvas não garante obter a versão do porta-dosímetro que
mais corresponde ao modelo de referência. Através do método Figura de Método (FOM) foi
possível comparar a correlação entre as curvas de resposta de cada versão do DosímetroG4 com
o modelo de referência. Esse método realiza a comparação ponto a ponto entre curvas e por
meio da área sob as mesmas fornece um valor numérico referente à diferença percentual dessa
correlação. Dessa forma, quanto menor for o valor percentual da FOM, melhor é a
correspondência entre as curvas.
0,01 0,1 1 10
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
2,0
Dose
Eq
uiv
ale
nte
/ K
erm
a n
o a
r (S
v/G
y)
Energia do Fóton (MeV)
Modelo de Referência
LiF_ G4-2,5
LiF_ G4-3,0
LiF_ G4-3,5AP (0°)
0,01 0,1 1 10
0,0
0,2
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
2,0
LAT (90°)
Energia do Fóton (MeV)
Modelo de Referência
LiF_ G4-2,5
LiF_ G4-3,0
LiF_ G4-3,5
Dose
Eq
uiv
ale
nte
/ K
erm
a n
o a
r (S
v/G
y)
72
A Tabela 11 mostra os valores da análise realizada pelo método FOM para as curvas de
resposta das versões do DosímetroG4 e o modelo de referência.
Tabela 11 – Valores do FOM entre as versões do DosímetroG4 e o modelo de referência.
Figura de Mérito - FOM (%)
Versão AP (0°) LAT (90°)
G4-2.5 42,8 31,7
G4-3.0 10,0 29,7
*G4-3.5 10,6 24,8
*versão otimizada
Fonte: O autor (2020).
Observa-se que a versão G4-2.5 apresenta os maiores valores de FOM para as duas
incidências de irradiação nas simulações. A versão G4-3.5 mostra melhor correspondência ao
modelo de referência quando comparada as versões anteriores para o ângulo de incidência de
90°. Como a diferença entre as versões G4-3.0 e G4-3.5 para o ângulo de 0° é menor que para
o ângulo de incidência de 90°, foi escolhida a versão G4-3.5 como aquela que mais se aproxima
ao modelo de referência. Dessa forma, a análise pelo método FOM permitiu obter a versão
otimizada do suporte do DosímetroG4 em termos da sua geometria e dimensões, e com isso
submetê-lo a processos de impressões 3D.
4.2 IMPRESSÃO 3D
Com a impressão 3D e obtenção dos protótipos do suporte do DosímetroG4 foi possível
analisar experimentalmente a resposta desses dosímetros em condições reais. A seguir, estão os
protótipos obtidos da versão G4-3.5 quando submetida aos três métodos de impressão 3D
estudados neste trabalho.
4.2.1 Impressão com Filamento PLA
A Figura 37 mostra o resultado obtido do porta-dosímetro versão G4-3.5 impresso com
tecnologia por filamento tipo PLA. Observa-se que a superfície do suporte do DosímetroG4
apresentou um aspecto rugoso, tanto que a bandeja deslizante traseira não encaixou no trilho do
suporte.
73
O PLA é um dos materiais mais utilizados na impressão 3D com filamentos, por ser de
origem vegetal, biodegradável, atóxico e inodoro. Os objetos impressos com PLA são mais
rígidos, portanto, são mais quebradiços. Por ser um material de fácil impressão, o seu uso é
indicado em impressões de peças grandes.
Figura 37 – Protótipo da versão G4-3.5 do porta-dosímetro impresso com Filamento PLA.
Fonte: O autor (2020).
Geralmente, as peças impressas em 3D com filamento apresentam irregularidades em sua
superfície e necessitam de acabamento, seja polimento ou vedação, dependendo do objetivo de
uso final do protótipo. Com isso, como cada peça passará por um acabamento individualizado,
não é garantido com confiança a reprodutibilidade desse método de impressão 3D. Dessa forma,
o baixo nível de resolução da técnica e necessidade de acabamento mostraram que esse método
de impressão 3D é inviável para a finalidade desejada.
4.2.2 Impressão Comercial por Multijatos
Buscou-se um método de impressão 3D com melhor resolução e nível de detalhes. Os
protótipos da versão G4-3.5 do suporte do DosímetroG4 obtidos com sistema comercial de
impressão 3D, que utiliza a técnica multijatos, são mostrados na Figura 38.
Em geral, os métodos que utilizam resinas líquidas apresentam melhor nível de detalhes
nas peças impressas, principalmente peças pequenas. O suporte impresso com essa técnica
apresentou dimensões e geometria com resolução suficiente, com encaixe apropriado da tampa
deslizante no trilho do suporte. Por não necessitar de polimento, apenas lavagem e cura em
câmara de raios UV, esse método é capaz de fornecer confiança na reprodutibilidade das peças
impressas.
74
A análise quantitativa da exatidão e da reprodutibilidade dos protótipos impressos obtidos
foi possível através das medidas realizadas na profundidade e largura de cada um dos 10 porta-
dosímetros. As medidas da profundidade dos protótipos são mostradas na Tabela 12.
Figura 38 – Protótipos da versão G4-3.5 do porta-dosímetro impresso com método Multijatos.
Fonte: O autor (2020).
No desenho CAD da versão G4-3.5, o valor de referência para essa medida é 9,000 mm.
A média das medidas realizadas nos protótipos impressos foi de 9,0080. O desvio percentual
entre o projeto CAD e o modelo impresso para essas medidas foi, portanto, igual a 0,088%,
quando comparada ao valor de referência do desenho CAD, que pode estar associada à própria
incerteza do sistema de medição. Isso demonstra que o sistema possui uma exatidão apropriada
das dimensões dos protótipos criados através da técnica multijatos. Para a reprodutibilidade da
impressão de 10 porta-dosímetros, para a dimensão de 9,000 mm, o coeficiente de variação foi
de 0,14%.
Quanto às medidas da largura dos protótipos, são mostradas na Tabela 13. No desenho
CAD da versão G4-3.5, o valor de referência para essa medida é 15,200 mm. A média das
medidas realizadas nos protótipos foi de 15,269 mm e desvio padrão médio de 0,003 mm. A
variação percentual média para essas medidas foi de 0,40%, quando comparada com o valor de
referência do desenho CAD. Mais uma vez pode ser observada adequação da exatidão das
dimensões dessa técnica de impressão 3D. Para a reprodutibilidade da impressão de 10 porta-
dosímetros, para a dimensão de 15,000 mm, o coeficiente de variação foi de 0,12%.
75
Tabela 12 – Reprodutibilidade da profundidade dos porta-dosímetros impressos com a técnica
Multijatos.
N°
Porta-dosímetro
Medida 1
(mm) Medida 2
(mm) Medida 3
(mm)
Média
(mm)
Desvio
Padrão (mm)
c001 9,002 9,005 9,004 9,0037 0,0015
c002 9,005 9,004 9,003 9,0040 0,0010
c003 9,003 9,000 8,999 9,0007 0,0021
c004 9,002 8,998 8,999 8,9997 0,0021
c005 9,001 8,997 9,001 8,9997 0,0023
c006 9,006 9,006 9,004 9,0053 0,0012
c007 9,001 9,003 9,002 9,0020 0,0010
c008 9,003 9,005 9,010 9,0060 0,0036
c009 8,999 9,006 9,001 9,0020 0,0062
c010 9,003 9,010 9,006 9,0063 0,0035
Média Geral --- --- --- 9,0080 ---
Fonte: O autor (2020).
Tabela 13 – Reprodutibilidade da largura dos porta-dosímetros impressos com a técnica Multijatos.
N°
Porta-dosímetro
Medida 1
(mm) Medida 2
(mm) Medida 3
(mm)
Média
(mm)
Desvio
Padrão (mm)
c001 15,246 15,245 15,252 15,2477 0,0031
c002 15,276 15,275 15,286 15,2790 0,0050
c003 15,265 15,269 15,268 15,2673 0,0017
c004 15,281 15,283 15,284 15,2827 0,0012
c005 15,243 15,252 15,239 15,2447 0,0054
c006 15,268 15,266 15,269 15,2677 0,0012
c007 15,277 15,279 15,276 15,2773 0,0012
c008 15,235 15,243 15,249 15,2423 0,0057
c009 15,274 15,266 15,256 15,2653 0,0074
c010 15,227 15,230 15,226 15,2277 0,0017
Média Geral --- --- --- 15,2687 ---
Fonte: O autor (2020).
É importante ressaltar que o custo dos protótipos obtidos com a técnica de Multijatos é
relativamente elevado, pois utilizam impressoras comerciais de grande porte. Entretanto,
quando se busca um método preciso e com reprodutibilidade, essa técnica é uma importante
ferramenta na execução de projetos. Todas as medidas experimentais e inclusive o teste clínico
foram realizados com os porta-dosímetros impressos com essa técnica, apenas.
76
4.2.3 Impressão SLA Desktop
A versão G4-3.5 do suporte do DosímetroG4 impresso com a técnica SLA é mostrada na
Figura 39. Esse método também utiliza resina líquida e o protótipo impresso apresentou
bastante riqueza de detalhes, principalmente na cavidade circular interna que acomodará o
cristal detector, que requer mais precisão da técnica utilizada. Além disso, a densidade relativa
das resinas utilizadas nesse método é entre 1,09 e 1,12 g.cm-3, próxima da água
(ρ = 1,0 g.cm-3), portanto, uma composição próxima a tecido-equivalente.
A qualidade de impressão dos protótipos obtidos com o método SLA Desktop, quando
comparada com o método Multijatos no sistema comercial, é bem similar. O método SLA
Desktop apresenta mais vantagens com relação ao custo benefício das impressões, que podem
ser reduzidos à fração de 1/10 do custo gerado com o sistema comercial industrial. O preço
médio da resina usada no método SLA é de R$ 1,50 por ml. Em cada porta-dosímetro impresso,
gasta-se um volume menor que 3 ml, já considerando os suportes de fixação na impressão.
Portanto, o custo médio de impressão de cada porta-dosímetro pelo método SLA Desktop é em
torno de R$ 5,00.
Figura 39 – Protótipo da versão G4-3.5 do porta-dosímetro impresso com a técnica SLA.
Fonte: O autor (2020).
As resinas utilizadas nessas impressões geralmente são tóxicas na sua forma inicial e,
também, após a impressão, no estado denominado green-state, mas tornam-se atóxicas após o
processo de cura na câmara de raios UV. Portanto, os protótipos finais não oferecem riscos à
saúde dos usuários.
A Tabela 14 mostra as medidas obtidas da profundidade e largura do porta-dosímetro
impresso com o método SLA para análise do desvio entre as dimensões do desenho CAD da
versão G4-3.5 e a dimensão da peça impressa. As dimensões de referência para a profundidade
77
e largura dessa versão são: 9,000 mm e 15,200 mm, respectivamente. A média das medidas da
profundidade foi de 9,005 mm e desvio padrão de 0,002 mm. O desvio percentual dessa
dimensão foi de 0,05%, quando comparada ao valor de referência do desenho CAD.
Para as medidas da largura do porta-dosímetro, a média obtida foi de 15,231 mm e desvio
padrão de 0,006 mm. O desvio percentual da largura foi de 0,20%, quando comparado ao valor
de referência do desenho CAD.
Pelos dados da Tabela 14, verifica-se que a técnica de impressão 3D SLA Desktop
também consegue reproduzir as dimensões do desenho CAD nos protótipos impressos, o que
garante confiabilidade nesse método de impressão.
Tabela 14 – Medidas do porta-dosímetro impresso com a técnica SLA Desktop.
N°
Porta-
dosímetro
Dimensão Medida 1
(mm)
Medida 2
(mm) Medida 3
(mm) Média
(mm)
Desvio
Padrão (mm)
c101 Profundidade 9,003 9,006 9,005 9,005 0,002
Largura 15,215 15,246 15,232 15,231 0,006
Fonte: O autor (2020).
4.3 DEPENDÊNCIA DA RESPOSTA DO DOSÍMETROG4 COM A ENERGIA E ÂNGULO
DE INCIDÊNCIA DA RADIAÇÃO
Nesta seção, é mostrada a calibração dos dosímetros bem como sua resposta com a
energia e ângulo da radiação incidente em condições experimentais.
4.3.1 Determinação do Algoritmo
A Tabela 15 apresenta o resultado das leituras obtidas para determinação do fator de
calibração para o Dosímetro comercial EYE-DTM e o Dosímetro G4-3.5 (porta-dosímetro
versão G4-3.5 e impresso com a técnica Multijatos). Para o G4-3.5, cada conjunto de irradiação
apresenta duas leituras, correspondentes aos dois TLD’s em seu porta-dosímetro. O Dosímetro
EYE-DTM possui apenas um TLD em seu suporte, portanto, possui uma leitura para cada
conjunto de irradiação.
Devido à semelhança das espessuras de parede frontal entre os porta-dosímetro G4-3.5 e
o dosímetro comercial EYE-D, bem como a utilização do mesmo tipo de TLD em ambos, o
fator de calibração mostrou-se semelhante (diferença menor que 1,0%).
78
Tabela 15 – Leituras obtidas com dosímetros irradiados em (Hp(3), S-Cs-137). Dosímetro EYE-DTM DosímetroG4
Conjunto Leitura Liq. (nC) Média (nC) DP Leitura Liq. (nC) Média (nC) DP
1 8,395
8,82 0,34
8,759
9,05
0,17
8,935
2 9,146 9,277
9,228
3 9,026 9,586
8,528
4 8,692 9,000
9,101
*Fator de Calibração (mSv/nC)
Dosímetro EYE-DTM 0,340
*Fator de Calibração (mSv/nC)
DosímetroG4 0,331
*O fator de calibração é obtido através da relação: Fc = Hp(3)/ L. O valor do Hp(3) = 3mSv, e
L representa a média das leituras líquidas obtidas, em nC. DP = desvio padrão. Fonte: O autor (2020).
4.3.2 Fator de correção devido à Dependência da Resposta do Dosímetro com a Energia e
a Angulação
A análise das primeiras medidas para determinar o fator de correção devido à dependência
da resposta de ambos os dosímetros em relação à energia e angulação foi realizada após irradiar
os dosímetros com ângulo de incidência da radiação em 0°, e utilizando-se os valores de
resposta do dosímetro para algumas energias em relação à resposta obtida com a energia do
137Cs. Os valores de Hp(3) calculados através das leituras obtidas para a faixa de energia de
fótons entre 24 e 164 keV são mostrados na Tabela 16. Esses valores foram normalizados para
a resposta obtida com a energia do 137Cs, para obtenção da resposta relativa.
Essa resposta relativa em função da energia foi comparada com os limites descritos por
rmín e rmáx na norma IEC 62387 (2012) para dosímetros calibrados em termos da grandeza
operacional Hp(3). Esses valores correspondem a: rmín = 0,71 e rmáx = 1,67.
79
Tabela 16 – Dependência energética dos dosímetros na faixa de energia média da radiação entre 24 e
164 keV normalizados para a energia do Cs-137.
DosímetroG4 Dosímetro EYE-DTM
Qualidade
Energia
Média
(keV)
Hp(3) ± DP
(mSv)
Resposta
Relativa
Hp(3) ± DP
(mSv)
Resposta
Relativa
N-30 24 4,790 ± 0,120 1,597 ± 0,040 4,933 ± 0,168 1,644 ± 0,056
N-40 33 4,618 ± 0,218 1,539 ± 0,073 4,693 ± 0,080 1,564 ± 0,027
N-60 48 4,265 ± 0,097 1,422 ± 0,032 4,337 ± 0,071 1,446 ± 0,024
N-80 65 3,915 ± 0,098 1,305 ± 0,033 3,785 ± 0,272 1,262 ± 0,091
N-100 83 3,710 ± 0,111 1,237 ± 0,037 3,478 ± 0,164 1,159 ± 0,055
N-120
N-150
N-200
100
118
164
3,962 ± 0,419
3,650 ± 0,275
3,119 ± 0,125
1,321 ± 0,140
1,217 ± 0,092
1,040 ± 0,042
3,788 ± 0,441
3,149 ± 0,058
3,058 ± 0,104
1,263 ± 0,147
1,050 ± 0,019
1,019 ± 0,035
Cs-137 662 3,000 ± 0,108 1,000 ± 0,036 3,000 ± 0,115 1,000 ± 0,038
Fonte: O autor (2020).
Como pode ser visto graficamente na Figura 40, as tolerâncias descritas na norma estão
sendo representadas através das linhas em vermelho. A faixa energética do feixe de fótons foi
entre 24 keV e 662 keV. Para análise comparativa, foi plotada no mesmo gráfico a resposta da
dependência energética do dosímetro comercial EYE-DTM, que foi irradiado juntamente com o
DosímetroG4.
Figura 40 – Resposta Relativa da Dependência Energética do DosímetroG4 e EYE-DTM.
Fonte: O autor (2020).
10 100 1000
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8 DosímetroG4
EYE-DTM
Limites IEC 62387 (2012)
Res
po
sta
Rel
ati
va
Hp
(3)
Energia do Fóton (keV)
80
Observa-se que a resposta do primeiro ponto (energia efetiva de 24 keV) para ambos os
dosímetros se encontram próxima do limite superior aceitável pela norma. Dessa forma, foi
calculado o valor de um fator multiplicativo que levasse todos os pontos de medição para a
região intermediária dos limites aceitáveis pela norma. Tomou-se o valor médio correspondente
ao intervalo entre a resposta relativa máxima (r = 1,70) e mínima (r = 0,98) de ambos os
dosímetros, e normalizou-se para resposta relativa r = 1,0.
Portanto, foi estimado que esse fator corresponde a fE,A = 0,75. Esse valor foi aplicado em
todos os pontos de medição, de ambas as curvas e, estão representados na Figura 41, onde se
observa que a resposta dos dosímetros em todas as energias avaliadas ficam na região central
dos limites de aceitação descritos pela norma IEC 62387 (2012) e em torno da resposta relativa
igual a 1. A resposta relativa igual ou em torno do valor 1 é desejável, pois mostra que o valor
da dose avaliada corresponde ou está muito próximo do valor verdadeiro.
Figura 41 – Resposta Relativa da Dependência Energética do DosímetroG4 e EYE-DTM, sem e com
fE,A.
Fonte: O autor (2020).
Os resultados mostraram que as respostas do dosímetro comercial EYE-DTM e do
protótipo da versão otimizada do DosímetroG4 impresso por Multijatos são bastante similares
ao longo de toda a faixa energética analisada e as diferenças observadas podem estar associadas
10 100 1000
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8 DosímetroG4 com f
E,A
EYE-DTM
com fE,A
Limites IEC 62387 (2012)
Res
post
a R
elati
va H
p(3
)
Energia do Fóton (keV)
81
às incertezas ao próprio processo de irradiação e/ou leitura dos TLD’s. Vale ressaltar que o
dosímetro EYE-DTM possui uma cápsula circular de poliamido com 3,0 mm de espessura, valor
próximo ao da espessura de 3,5 mm da versão otimizada G4-3.5 do DosímetroG4. Entretanto,
no modelo ocular de referência, a espessura de tecido equivalente da superfície do globo ocular
até o cristalino corresponde a aproximadamente 3,36 mm. Dessa forma, a versão otimizada do
DosímetroG4 possui mais semelhança ao modelo ocular de referência na espessura frontal de
tecido equivalente.
Como mencionado, foi adotado o valor do fator de correção devido à dependência da
resposta do dosímetro em relação à energia e angulação igual a 0,75. No entanto, essas primeiras
medidas foram realizadas em dosímetros irradiados com ângulo de incidência da radiação em
0°.
Então, utilizando-se como correção o mesmo valor de fE,A anteriormente adotado, os
dosímetros foram irradiados fazendo variar o ângulo de incidência entre 15 e 60 graus para as
cinco menores energias de fótons (24, 33, 48, 65 e 83 keV) disponíveis no LMRI, laboratório
no qual foram realizadas todas as irradiações deste trabalho.
Entretanto, a norma IEC 62387(2012) estabelece critérios de desempenho dos dosímetros
para a dependência angular nas três menores energias (piores casos). Essa é a região energética
de predomínio do efeito fotoelétrico e a resposta do dosímetro é fortemente dependente da
composição do cristal detector e pode ser alterada através das dimensões, geometria e material
do porta-dosímetro.
A Tabela 17 mostra a resposta da dependência angular do DosímetroG4 normalizada para
a resposta obtida com a energia do 137Cs. Observa-se que a resposta relativa para as três menores
energias aumenta conforme eleva-se o ângulo de incidência da radiação até 60°.
Para a energia de 24 keV, esse aumento é de aproximadamente 15% quando comparado
à resposta relativa no ângulo de incidência de 0°. Vale ressaltar que sem o fator fE,A a resposta
relativa do DosímetroG4 para essa energia e irradiado a 0° estava muito próxima do limite
máximo da IEC 62387 (2012). Caso não fosse aplicado o fator fE,A para a resposta do
DosímetroG4, quando irradiado a 45° e 60° o valor da resposta relativa seria 1,73 e 1,79,
respectivamente, e excederia o limite máximo estabelecido pela norma. Ao aplicar o fator fE,A,
essas mesmas respostas relativas passaram a ser 1,29 e 1,34, respectivamente, conforme
mostram os dados da tabela Tabela 17.
82
Tabela 17 – Dependência angular do DosímetroG4.
Qualidade
Energia
Média
(keV)
Ângulo
(°)
Hp(3) ± 1 DP
(mSv)
Resposta
Relativa
N-30 24
0 3,573 ± 0,089 1,191 ± 0,040
15 3,681 ± 0,103 1,227 ± 0,046
30 3,728 ± 0,121 1,243 ± 0,054
45 3,869 ± 0,073 1,290 ± 0,032
60 4,010 ± 0,037 1,337 ± 0,016
N-40 33
0 3,445 ± 0,163 1,148 ± 0,073
15 3,416 ± 0,138 1,139 ± 0,062
30 3,486 ± 0,093 1,161 ± 0,042
45 3,584 ± 0,048 1,195 ± 0,022
60 3,737 ± 0,124 1,246 ± 0,056
N-60 48
0 3,181 ± 0,073 1,060 ± 0,032
15 3,260 ± 0,136 1,087 ± 0,061
30 3,224 ± 0,086 1,075 ± 0,039
45 3,304 ± 0,062 1,101 ± 0,028
60 3,262 ± 0,079 1,087 ± 0,035
N-80 65
0 2,921 ± 0,073 0,974 ± 0,033
15 2,797 ± 0,081 0,932 ± 0,036
30 2,890 ± 0,049 0,963 ± 0,022
45 2,793 ± 0,129 0,931 ± 0,058
60 2,819 ± 0,071 0,940 ± 0,032
N-100 83
0 2,768 ± 0,083 0,923 ± 0,037
15 2,531 ± 0,087 0,844 ± 0,039
30 2,570 ± 0,062 0,857 ± 0,028
45 2,644 ± 0,053 0,881 ± 0,024
60 2,468 ± 0,062 0,823 ± 0,028
Fonte: O autor (2020).
A Figura 42 apresenta graficamente a resposta da dependência angular do DosímetroG4,
em termos da resposta relativa normalizada para a resposta obtida para a energia do 137Cs, de
acordo com os dados da Tabela 17. Os limites descritos na norma IEC 62387 (2012) referentes
a toda a faixa energética analisada e ângulo de incidência da radiação de 0° até 60° estão
representados através das linhas em vermelho e os valores máximo e mínimo da resposta
relativa correspondem a: 1,67 e 0,71, respectivamente.
Observa-se que o maior desvio entre o valor de referência e o valor medido foi aquele
correspondente à menor energia analisada (24 keV) e ângulo de incidência de 60°. Os resultados
83
mostram que a resposta relativa em Hp(3) do DosímetroG4 é próxima do valor 1, com variação
em torno de ± 35% na faixa de fótons com energia de 24 keV a 100 keV, que cobre todas as
energias de interesse em radiologia intervencionista. Portanto, o DosímetroG4 atende aos
requisitos de aceitação descritos na norma IEC 62387 (2012) para a dependência energética e
angular de dosímetros calibrados em Hp(3), em todas as angulações e energias analisadas,
quando aplicado o fator de correção para dependência energética e angular.
Figura 42 – Resposta do DosímetroG4 Relativa à energia com irradiação sob ângulo.
Fonte: O autor (2020).
É importante destacar que os cristais detectores apresentam resposta intrinsecamente
dependente da energia da radiação. A Figura 43 apresenta o resultado da avaliação realizada
pelo fabricante, em termos da resposta relativa dos detectores MTS-N “nus” (encapsulado em
uma folha fina) exposto a feixe de fótons, e verificada em vários estudos. Esses resultados foram
obtidos com cristais de espessura entre 0,7 - 0,9 mm. Nota-se que a resposta desses detectores
superestima o valor da dose para o feixe em baixas energias, em até 40 %, devido o predomínio
de interação da radiação com o meio através do efeito fotoelétrico, onde a energia dos fótons é
absorvida pelo cristal detector. Além disso, nessa região energética a resposta do detector é
fortemente dependente do seu número atômico efetivo.
20 30 40 50 60 70 80 90 100
0,4
0,6
0,8
1,0
1,2
1,4
1,6
1,8
0°
15°
30°
45°
60°
Limites IEC 62387 (2012)
Res
po
sta
Rel
ati
va
Hp
(3)
Energia do Fóton (keV)
84
Figura 43 – Dependência energética dos detectores MTS-N para feixe de fótons.
Fonte: Manual dos detectores da RADCARD-Poland.
4.4 APLICAÇÃO CLÍNICA DO DOSÍMETROG4
A Tabela 18 mostra os dados coletados no protocolo DICOM após cada procedimento de
angiografia cerebral. Na tabela, é apresentada a denominação do médico responsável por
realizar cada exame.
Como a dose de radiação nos IOE’s depende do estudo e complexidade de cada caso, as
três colunas da direita da Tabela 18 descrevem, para cada procedimento, o tempo de
fluoroscopia total durante o exame, o número de séries de aquisições de imagens e o kerma ar
acumulado no ponto de referência (Ka,r) durante a fluoroscopia.
Observa-se que o tempo médio de fluoroscopia é em torno de 12,0 minutos, e variou entre
2 e 28,6 minutos. De fato, os valores do tempo de fluoroscopia são diferentes para cada exame,
pois depende da dificuldade no acesso do cateter-guia aos vasos sanguíneos de interesse para o
estudo angiográfico.
Já com relação ao número de séries de aquisições de imagens, existe um protocolo padrão
no serviço monitorado para o estudo adequado da circulação intracraniana por meio de
angiografia cerebral. Faz-se necessário o cateterismo mínimo dos seguintes vasos: Artéria
Carótida interna direita, Artéria Carótida interna esquerda, Artéria Vertebral direita e Artéria
Vertebral esquerda, e aquisição das imagens nas incidências de 0° (AP) e 90° (Perfil). Portanto,
Energia do Fóton (MeV)
Resp
ost
a R
ela
tiva
85
observa-se pelos dados da Tabela 18 que, são realizadas em média 14 séries em cada exame, e
esse número de séries varia de acordo com a necessidade de séries adicionais.
Quanto ao valor do kerma ar no ponto de referência (Ka,r), depende da complexidade e
do estudo em cada exame, além de características físicas do paciente que determinaram o valor
da tensão no tubo e corrente em cada exposição, por meio do controle automático de exposição.
Dentre os 10 procedimentos monitorados, o Ka,r variou entre 7,1 mGy, para um procedimento
simples, até 135,8 mGy para um procedimento complexo e mais detalhado.
Vale ressaltar que a experiência do médico é um fator importante que contribui para as
doses de radiação tanto no paciente quanto no próprio profissional e sua equipe. Os médicos
denominados A e B são especialistas e, portanto, mais experientes na prática. Verifica-se que
os menores tempos de fluoroscopia foram utilizados por eles (2,0 – 2,8 e 3,8 minutos), o que
reflete também nos menores valores de Ka,r (7,1 – 16,1 e 22,2 mGy).
Já o médico C é residente do primeiro ano, que possui pouca experiência na prática.
Observa-se que este profissional realiza os procedimentos com os maiores tempos de
fluoroscopia (28,6 – 25,9 e 18,5 minutos) e que fornecem os maiores valores de Ka,r (135,8 –
112,3 e 89,2 mGy).
Tabela 18 – Dados coletados após cada procedimento de angiografia cerebral.
Procedimento Médico Tempo de
Fluoroscopia (min) Nº de séries Ka,r (mGy)
Angiografia
Cerebral
(n = 10)
C 8,7 13 34,1
A 2,8 12 28,3
C 28,6 19 135,8
A 6,9 14 22,2
B 9,3 18 52,9
C 25,9 17 112,3
B 2,0 6 7,1
C 17,1 17 64,8
C 18,5 17 89,2
B 3,8 14 16,1
Fonte: O autor (2020).
Os valores das doses acumuladas na região dos olhos para cada médico durante a
monitoração dos 10 procedimentos de angiografias cerebrais são mostrados na Tabela 19, em
termos de Hp(3). Observa-se que o maior valor de dose foi para o médico residente, resultando
86
em 361 µSv para os 5 procedimentos realizados por esse profissional. O valor médio de Hp(3)
por procedimento realizado pelo residente foi de 72,2 µSv.
Quanto ao Médico experiente B, que realizou 3 procedimentos, a dose acumulada foi de
196 µSv. O valor médio de Hp(3) por procedimento realizado pelo médico B foi de 65,3 µSv.
Já para o médico experiente A, a dose acumulada foi menor que o Limite de Detecção (LD) do
DosímetroG4, que corresponde à 85 µSv.
Portanto, para o médico residente, o valor médio de Hp(3) por procedimento é maior que
para os médicos experientes. De fato, é compreensível esse comportamento, uma vez que o
residente não possui muita prática na realização das angiografias cerebrais e utiliza por mais
tempo a fluoroscopia no cateterismo dos vasos de interesse, que resulta em mais radiação
espalhada ao longo de todo o exame.
Tabela 19 – Valores de Hp(3) encontrados para os profissionais monitorados.
* LD = limite de detecção
Fonte: O autor (2020).
Vale ressaltar que os valores de doses na região dos olhos dos médicos podem variar de
acordo com alguns fatores: Tipo de procedimento, complexidade do caso e localização da
doença em estudo, experiência do profissional, além do uso adequado dos equipamentos de
proteção radiológica.
O angiógrafo utilizado no serviço monitorado possui um visor plumbífero suspenso que,
se manuseado de forma adequada, ou seja, ao lado do operador, pode resultar em uma redução
da radiação espalhada que atinge o médico por um fator próximo a 10. Esse sistema é mostrado
na Figura 44, onde é possível observar o uso inapropriado do visor, o que resulta em mais
radiação espalhada que atinge a região dos olhos dos profissionais monitorados.
Os médicos são os responsáveis por realizar os procedimentos nos pacientes e, por isso,
ficam muito próximos ao tubo de raios X, cerca de 1,0 metro, enquanto que os técnicos ficam
mais afastados, em torno de 2,5 metros do tubo de raios X. Dessa forma, os médicos são os
profissionais mais expostos à radiação em procedimentos de neurorradiologia intervencionista.
Ainda na Tabela 19, é apresentado o resultado para a avaliação da dose na região dos
olhos do técnico de radiologia que participa da realização dos exames. A dose acumulada foi
Procedimento Médico A
(n = 2)
Médico B
(n = 3)
Médico C
(n = 5)
Técnico
(n = 6)
Angiografia
Cerebral < LD* 196 361 < LD
87
menor que o Limite de Detecção do DosímetroG4, referente aos 6 últimos procedimentos de
angiografias cerebrais descritos na Tabela 18.
Em geral, os técnicos de radiologia desses tipos de procedimentos não fazem uso de
dosímetros de cristalino, apenas dosímetros de corpo inteiro posicionado na altura do tórax.
De fato, as doses são muito baixas, por vezes inferiores ao limite de detecção dos
dosímetros. Pirchio et al. (2014) fizeram um estudo de monitoração trimensal em dois
departamentos de radiologia intervencionista, com dois técnicos de cada instituição. 75 % dos
valores de dose na região da lente dos olhos foram abaixo do limite de detecção do dosímetro
empregado. A média dos valores de dose nos outros 25% foi de 33 µSv durante o período de
monitoração.
Figura 44 – Posicionamento do médico e técnico durante os procedimentos.
Fonte: O autor (2020).
DosímetroG4
Visor
Plumbífero
suspenso
Residente
Técnico de
radiologia
88
5 CONCLUSÃO
A metodologia proposta neste trabalho, através da integração entre Software de
modelagem CAD 3D, simulação pelo método de Monte Carlo e impressão 3D para
prototipagem do suporte do DosímetroG4, foi considerada adequada para o desenvolvimento
de novos suportes para dosímetros.
A avaliação comparativa entre a Dose Equivalente na região sensível do cristalino,
descrito pelo modelo antropomórfico ocular de referência, e as respostas de cada uma das três
versões do DosímetroG4 permitiu concluir que a versão do porta-dosímetro que mais se adequa
ao modelo de referência é a versão G4-3.5, que apresenta os TLD’s a 3,5 mm de profundidade
em seu suporte. Essa profundidade está próxima do valor da espessura de tecido equivalente na
região frontal do cristalino, descrita no modelo de referência, que corresponde a 3,36 mm.
Com relação as técnicas de impressão 3D disponíveis, os métodos que utilizam resinas
líquidas mostraram-se mais adequados para o objetivo desejado, em termos de resolução, nível
de detalhamento e capacidade de garantia na reprodutibilidade das peças criadas, com variação
percentual máxima de 0,4% entre as dimensões do desenho CAD 3D do porta-dosímetro e dos
protótipos obtidos.
A avaliação da dependência energética e angular mostrou que o DosímetroG4 atende aos
requisitos estabelecidos pela norma internacional IEC 62387 (2012), para todas as energias e
ângulos avaliados quando aplicado o fator de correção para dependência energética e angular.
A variação da resposta em Hp(3) do DosímetroG4 é em torno de ± 35% para fótons com energia
entre 24 e 662 keV e, ângulo de incidência compreendido entre 0° e ± 60°.
A aplicação clínica do DosímetroG4 no departamento de hemodinâmica em
procedimentos de neurorradiologia intervencionista permitiu aos usuários o teste da
portabilidade do dosímetro posicionado próximo a região dos olhos. Não houve reclamações
quanto a incômodo ou restrição do campo de visão dos usuários.
Portanto, uma vez que, ainda não há requisitos técnicos nacionais para critérios de
desempenho para dosímetros de cristalino, o DosímetroG4 foi avaliado pela norma
internacional IEC 62387 (2012). Pode-se concluir que o DosímetroG4 foi considerado
apropriado para monitoração individual do cristalino na grandeza operacional Equivalente de
Dose Pessoal Hp(3).
89
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94
APÊNDICE A – DOSIMETRIA TERMOLUMINESCENTE
O fenômeno da Termoluminescência (TL) é bem conhecido há muito tempo. As primeiras
pesquisas para aplicações desse fenômeno em dosimetria começaram com Daniels, que
trabalhava com cristais de Fluoreto de Lítio (LiF) no Departamento de Química da
Universidade de Wisconsin em 1947. Na forma pura este cristal apresentou propriedades
luminescentes insatisfatória. A partir daí, foi necessário introduzir impurezas (dopar) nos
cristais de LiF para obter um efeito termoluminescente com maior qualidade. Em 1968
Cameron et al. trabalhando na Universidade de Wisconsin e, em parceria com a Harshaw
Chemical Company, desenvolveu os dosímetros de LiF dopados com magnésio (Mg) e Titânio
(Ti). Os dosímetros de LiF:Mg,Ti (TLD-100) são comercializados atualmente e estão
disponíveis no mercado (BARTLETT, 2008).
Em 1978, NAKAJIMA et al. (1978) propuseram pela primeira vez dopar cristais de LiF
com Magnésio (Mg), Cobre (Cu) e Fósforo (P). Como resultado, o LiF:Mg,Cu,P gerou grande
interesse da academia para o uso em dosimetria da radiação. Esse material TL apresenta
propriedades dosimétricas interessantes: alta sensibilidade à radiação (limiar de detecção
abaixo de 1 µSv), resposta com a dose (linear até 10 Sv), baixa dependência energética, baixo
fading e um bom material tecido equivalente. A sensibilidade deste material é cerca de 20 vezes
maior quando comparada ao TLD-100 (BOS, 2001). Entretanto, é conhecido na literatura que
o LiF:Mg,Cu,P apresenta perda de sensibilidade TL (0,2 % por ciclo de leitura), pois são
bastante sensíveis ao tratamento térmico, o que torna necessário o uso de um forno com alta
estabilidade de temperatura para minimizar esse efeito (MARIOTTI et al., 2006).
Hoje, cristais de LiF:Mg,Cu,P são comercialmente encontrados com as seguintes
denominações: GR-200 (produzido pelo Beijing Radiation Detector Works; China), MCP
(produzido pelo instituto de Física Nuclear IFJ- do polonês, Instytut Fizyki Jadrowej; Polônia)
e TLD-100H (produzido pela Harshaw Chemical Company, Solon).
Atualmente, a dosimetria termoluminescente é uma técnica bem sucedida na monitoração
de radiação ionizante, e uma das vantagens em utilizá-la está na possibilidade de escolher o
dosímetro mais adequado para a aplicação em questão.
Princípios da Termoluminescência
A luminescência é um fenômeno caracterizado pela emissão de luz de um material
previamente submetido à radiação ionizante, em resposta a algum estímulo externo, tais como
95
calor, estímulo óptico, excitação mecânica, por reações químicas, radiação eletromagnética ou
mesmo a própria radiação ionizante. A emissão pode ser caracterizada quanto ao tempo
decorrente entre a excitação e a emissão luminescente. Para um tempo inferior a 10-8s, a emissão
luminescente é classificada como um processo de fluorescência, e se a emissão ocorrer em um
tempo superior a 10-8s, é conhecido como um processo de fosforescência. A
termoluminescência ocorre em um tempo superior a 10-7s. (CHEN; McKEEVER, 1997).
A termoluminescência (TL) pode ser observada em um material isolante ou
semicondutor, quando o sólido é estimulado termicamente. Um material termoluminescente
quando exposto à radiação ionizante, é capaz de absorver energia e armazená-la. Essa energia
armazenada é liberada na forma de luz visível quando o material é aquecido (BOS, 2007). Este
fenômeno é explicado usando o modelo de bandas de energia, para níveis de energia dos
elétrons em sólidos cristalinos. De acordo com este modelo, existem nos materiais cristalinos
três regiões bem definidas: a banda de valência, que corresponde à faixa de energia em que os
elétrons estão presos à estrutura cristalina, ou seja, não possuem energia suficiente para se
difundir pela estrutura; a banda de condução na qual os elétrons estão livres e podem assim
conduzir corrente elétrica e se difundir pela estrutura cristalina. Entre estas bandas, existe uma
região de estados energéticos não permitidos aos elétrons, chamada de região proibida ou gap.
Nos materiais termoluminescentes, geralmente cristais iônicos, a banda de valência está
repleta de elétrons, e a banda de condução, vazia; imperfeições e defeitos na rede cristalina dão
origem a estados metaestáveis de energia localizados na região proibida, chamados de
armadilhas (KNOLL, 2000). Quando um cristal absorve energia, vários elétrons da banda de
valência são deslocados para a banda de condução, deixando buracos na banda de valência.
As armadilhas de elétrons situam-se mais perto da banda de condução e as armadilhas de
buraco situam-se próximas à banda de valência, e a diferença de energia entre as bandas
localizadas é a energia do gap, Eg. Um modelo TL simples com dois níveis de energia é
mostrado na Figura A1, e na região intermediária encontra-se a energia de Fermi, Ef. As
distâncias em energia (eV) dos grupos de armadilhas são chamados de energia de ativação, E.
96
Figura A1 – Transições eletrônicas em um material isolante excitado com radiação.
(a) ionização, (b) e (e) armadilhamento de elétrons e buracos, (c) e (f) liberação de elétrons e buracos, (d) e
(g) recombinação indireta, (h) recombinação direta. Os elétrons vazios são os círculos cheios, já os
buracos, os vazios.
Fonte: Adaptado de McKEEVER (1985).
Em consequência da interação da radiação com o material, são criados pares de elétron-
buraco, cujos elétrons são promovidos à banda de condução (a). Estes podem mover-se pelo
cristal e a maioria dos elétrons podem ser capturados pelas armadilhas (b). O mesmo processo
de armadilhamento acontece com os buracos criados na banda de valência (c). No caso de
fósforos TL (materiais que exibem termoluminescência), as armadilhas possuem grande
estabilidade à temperatura ambiente, o que significa que os elétrons permanecem armadilhados
até que uma energia significantemente maior que a temperatura ambiente seja capaz de liberá-
los. Esta energia requerida pode ser proveniente de excitação térmica ou óptica. Como
consequência, ocorrem as transições (d) e (e) novamente os elétrons e buracos ficam livres para
se mover através do cristal. Estando livres, eles podem recombinar-se com portadores de carga
de sinais opostos nos chamados centros de recombinação (f).
É possível entender o mecanismo de emissão TL, utilizando armadilhas e centros de
recombinação, conforme mostra a Figura A2, onde n é uma armadilha contendo um elétron cuja
captura ocorreu após a absorção da radiação incidente. Quando o cristal é aquecido, o elétron
recebe energia suficiente para migrar para a banda de condução até ser capturado pelo centro
de recombinação, onde se recombina com o buraco, liberando luz. É conhecido que, para um
cristal existem inúmeras armadilhas n de energia E, assim como vários centros de
recombinação. A luz emitida pelo cristal é gradativamente registrada por uma
fotomultiplicadora, acoplada à uma leitora TL, que irá converter os fótons de luz em corrente
97
elétrica e, por fim, será registrado o sinal termoluminescente. Esse sinal TL é proporcional à
emissão de luz do cristal, que é proporcional à quantidade de radiação absorvida.
Figura A2 – Esquema do processo de emissão TL.
Fonte: Adaptado de McKEEVER (1985).
Para que um material termoluminescente seja considerado adequado para o uso em
dosimetria, este deverá reunir as propriedades apresentadas abaixo (CAMERON et al., 1968;
TAUHATA et al. 2014):
• Ter o número atômico efetivo (Zeff) próximo ao do tecido humano;
• Apresentar respostas com pouca influência da energia da radiação incidente;
• Apresentar respostas lineares para um amplo intervalo de dose de radiação
aplicada;
• Apresentar uma resposta estável para condições climáticas diferentes;
• Ser reprodutível;
• Apresentar uma curva de emissão simples com picos bem definidos;
• Sofrer pouca influência da luz;
É praticamente impossível encontrar um material que reúna todas estas características.
No entanto, para cada finalidade, basta analisar as vantagens e desvantagens oferecidas pelo
material TL e escolher aquele que for mais adequado para a aplicação à qual se destina.
Os dosímetros TL podem ser encontrados em formas e dimensões distintas: chips, discos,
pó, micro-cubos e filiformes (rod). Dentre os principais dosímetros TL, pode-se citar:
LiF:Mg,Ti; LiF:Mg,Cu,P; CaF2:Dy; CaSO4:Dy; CaF2:Mn; Li2B4O7:Mn. O dosímetro composto
por Fluoreto de Lítio no formato de chip ou discos, normalmente são mais utilizados em
98
aplicações de dosimetria, pois são fáceis de manipular e apresentam propriedades dosimétricas
interessantes.
Fluoreto de Lítio como Dosímetro Termoluminescente
Os dosímetros de LiF:Mg,Ti são um dos materiais mais utilizados na área de dosimetria
Termoluminescente, e estão disponíveis comercialmente com vários nomes, tais como:
TLD-100, MTS ou DTG ,de acordo com o fabricante. Este detector possui o número atômico
efetivo (Zeff = 8,2) próximo ao do tecido mole do corpo humano (7 < Zeff < 7,5), portanto pode
ser considerado como um material tecido equivalente. Além disso, apresenta um fading térmico
a temperatura ambiente menor que 5% em seis meses e respostas lineares para um intervalo de
doses entre 50 µGy e 5 Gy (BOS, 2001).
Além do MTS-N (LiF:Mg,Ti), que contém Lítio na sua forma isotópica natural, o Instituto
de Física Nuclear da Cracóvia, Polônia, desenvolve outros dosímetros que apresentam
proporções isotópicas diferentes: enriquecidos com 6Li ou 7Li, a exemplo do MTS-6 e do
MTS-7, sendo o primeiro mais eficiente para a detecção de nêutrons, uma vez que possui alta
concentração de 6Li (que apresenta alta secção de choque para nêutrons). A Tabela 20 apresenta
algumas propriedades da formulação do MTS-N, adaptado de BOS (2001) e da ficha de
especificação técnica do dosímetro.
Tabela 20 – Propriedades da formulação do MTS-N.
Propriedades MTS-N
Elementos ativadores
Número atômico efetivo (Zeff)
Densidade (g/cm3)
Máximo de comprimento de onda da luz emitida (nm)
Intervalo de dose útil (Gy)
Tratamento térmico pré-irradiação
Tempo mínimo decorrente entre a irradiação e a leitura
Tratamento térmico pré-leitura
Mg,Ti
8,2
2,64
400
50µ a 5
400°C/1 hora + 100°C/ 2 horas
24 h
100°C/ 10 min
Fonte: BOS (2001).
A curva de intensidade TL representa a quantidade de luz emitida por um material
termoluminescente em função da temperatura ou do tempo de aquecimento a que é submetido.
A Figura A3 ilustra a curva de intensidade TL do MTS obtida com uma taxa de aquecimento
de 5°C/s, sem pré-tratamento térmico e dose de radiação igual a 50 mGy de raios gama de 137Cs.
99
A forma da curva de intensidade TL varia entre os materiais, pois não depende somente
de fatores intrínsecos como da energia de ativação (que é a energia necessária para liberação do
elétron das armadilhas) e fator de freqüência (número de vezes por segundos que o elétron
interage com a rede cristalina e está relacionado com a probabilidade de escape do elétron
armadilhado), mas também da taxa de aquecimento, da dose de radiação e da concentração das
armadilhas (McKEEVER, 1985).
Figura A3 – Curva de intensidade TL típica do MTS.
Fonte: Adaptado de BOS (2001).
Observa-se que a maior parte da intensidade de luz é emitida em torno da temperatura de
225 °C. O pico 1 é mais suscetível às condições térmicas ambientais, e na prática de dosimetria
é anulado através do tratamento térmico pré-leitura. O pico 4 é conhecido como pico
dosimétrico principal, e quando a curva é obtida com uma taxa de aquecimento de 5 °C/s o pico
máximo é encontrado em torno de 240 °C. Para quantificação da dose absorvida no material é
tomada a área sob a curva de intensidade TL, que deve possuir uma resposta linear com a dose.
Através de uma curva de calibração, onde é conhecida a resposta da intensidade TL para uma
determinada dose, é possível estimar a dose de radiação recebida pelo material (BOS, 2001).
Temperatura (°C)
Inte
nsi
da
de
TL
(u
.a.)
1
2
3
4
5
100
Dependência Energética
Em muitas aplicações de TLD’s o principal objetivo é determinar a dose absorvida no
tecido humano. Por essa razão é desejável que o TLD tenha uma dependência energética igual
ou pelo menos proporcional ao do tecido humano. Suponho que um material TL seja exposto a
fótons com determinada Fluência Ø e energia E. Em condições de equilíbrio de partículas
carregadas, a dose absorvida no material TL pode então ser escrita como (BOS, 2001):
DTL = Ø.E.(µen /ρ)TL
onde (µen /ρ)TL é o coeficiente de absorção mássico do material TL em função da energia da
radiação. Se ao invés do material TL for colocado o tecido humano, também exposto à mesma
Fluência Ø de fótons com energia E, a dose absorvida no tecido pode ser escrita de maneira
similar a anterior (BOS, 2001). A relação entre as duas equações pode ser escrita como:
𝐷𝑇𝐿
𝐷𝑇𝑒𝑐 =
(µ𝑒𝑛/𝜌)𝑇𝐿
(µ𝑒𝑛/𝜌)𝑇𝑒𝑐
onde (µen /ρ)Tec é o coeficiente de absorção mássico do tecido em função da energia da radiação.
Na Figura A4 é mostrada essa razão entre vários materiais TL e o tecido humano, como função
da energia. É observado que acima de acima de 200 keV a razão é constante para todos os
materiais mostrados. Na região entre 10-200 keV, há desvios mostrando que a medida da dose
em alguns materiais é diferente da dose a ser determinada no tecido. Nessa região o efeito
fotoelétrico é dominante. A contribuição do efeito fotoelétrico no coeficiente de absorção
mássico de certo material varia aproximadamente com Z3 – Z4 (BOS, 2001).
101
Figura A4 – Dependência energética para fótons de alguns materiais TL. O material de referência é o
tecido mole humano com Zeff = 7,35.
Fonte: Adaptado de BOS (2001).
Na prática, utiliza-se como referência para a avaliação da dependência energética do
dosímetro a resposta TL relativa à resposta para a energia do 60Co ou 137Cs (BOS, 2001).
Observa-se que o CaF2, o CaSO4 e o Al2O3 apresentam uma dependência energética mais
acentuada devido ao valor mais elevado de Zeff iguais a 16,3, 15,3 e 10,2, respectivamente
(FURETTA, 2010). Por isso, não são considerados adequados para monitoração pessoal, uma
vez que superestimam a resposta da dose absorvida no tecido humano.
Energia do Fóton (keV)
(µen
/ρ
) TL
/(µ
en
/ρ
) Tec
102
APÊNDICE B – TRABALHOS PRODUZIDOS
O trabalho desenvolvido nessa dissertação foi apresentado na 19ª Conferência
Internacional em Dosimetria do Estado Sólido, na modalidade pôster. Esse é considerado um
dos maiores eventos na área de dosimetria e instrumentação nuclear, e essa edição ocorreu na
cidade de Hiroshima – Japão, entre os dias 15 e 20 de setembro de 2019.
Além da apresentação na 19ª SSD, este trabalho foi submetido, aceito e publicado na
revista internacional Biomedical Physics & Engineering Express (BPEX), que possui
classificação Qualis CAPES A4.
19th International Conference on Solid State Dosimetry
15 - 20 September 2019 Hiroshima – Japan
103
ANEXO A – INFORMAÇÕES TÉCNICAS DO MATERIAL ACCURA®-PLASTIC
ACCURA® 55 Plastic
104
ANEXO B – INFORMAÇÕES TÉCNICAS DA RESINA VISIJET® M3
VisiJet® M3
105
ANEXO C – INFORMAÇÕES TÉCNICAS DA RESINA TOUGH
Tough_FormLabs
106
ANEXO D – INFORMAÇÕES TÉCNICAS DA RESINA BLACK
Black_FormLabs
