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UNIVERSIDADE FEDERAL DO RIO DE JANEIRO

PEDRO LUIZ MAGALHES TAAM

RIO DE JANEIRO

2014

VALIDAO E CONTROLE DE QUALIDADE DO SISTEMA DE PLANEJAMENTO DE TRATAMENTO DO SERVIO DE RADIOTERAPIA

DO HOSPITAL CLEMENTINO FRAGA FILHO - HUCFF/UFRJ

Validao e Controle de Qualidade do Sistema de Planejamento de Tratamento do Servio de Radioterapia do Hospital Clementino Fraga Filho

HUCFF/UFRJ

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Pedro Luiz Magalhes Taam

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Trabalho de concluso de curso submetido ao Instituto de Fsica da Universidade Federal do Rio de Janeiro como parte dos requisitos necessrios para a obteno do grau de Bacharel em Fsica com habilitao em Fsica Mdica.

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! Orientador: Roberto Salomon de Souza

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Rio de Janeiro, RJ Brasil

2014

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Taam, Pedro

Validao e controle de qualidade do sistema de planejamento de tratamento do servio de radioterapia do Hospital Universitrio Clementino Fraga Filho - HUCFF/UFRJ [Rio de Janeiro]

2014

# 65p. ! Trabalho de Concluso de Curso Universidade Federal do Rio de Janeiro, Instituto de Fsica,

2014. Orientador: Roberto Salomon de Souza

1. Radioterapia 2. Sistema de planejamento de tratamento 3. Controle de qualidade

I., de Souza, Roberto Salomon (Orient.). II. Universidade Federal do Rio de Janeiro. Instituto de Fsica. III. Ttulo.

Validao e Controle de Qualidade do Sistema de Planejamento de Tratamento do Servio de Radioterapia do Hospital Clementino Fraga Filho - HUCFF/UFRJ

!Pedro Luiz Magalhes Taam

!Trabalho de concluso de curso submetido ao corpo docente do Instituto de Fsica da Universidade Federal do Rio de Janeiro como parte dos requisitos necessrios para a obteno do grau de Bacharel em Fsica com habilitao em Fsica Mdica.

!Examinado por:

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Roberto Salomon de Souza, D.Sc.

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Wania Wolff, D.Sc.

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Luiz Antonio Ribeiro da Rosa, D.Sc.

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Rio de Janeiro

22 de agosto de 2014

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a Ilka Taam

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- Sergei Rachmaninov

Resumo

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A radioterapia uma das principais formas de tratamento do cncer. Para que o tratamento da doena seja efetivo, necessrio que seja efetuado segundo padres rgidos de qualidade, estabelecido por instituies e comisses de referncia. A legislao e as normas regulementadoras da radioterapia no Brasil exigem que todo servio de radioterapia estabelea um programa de garantia de qualidade que contemple todos os equipamentos e procedimentos referentes ao servio. Qualquer modificao nestes equipamentos, inclusive de software, gera a necessidade de rever o programa de qualidade. No fim de 2013, o Hospital Universitrio Clementino Fraga Filho - HUCFF/UFRJ adquiriu um sistema de planejamento de tratamento Eclipse (v.11), fabricado pela Varian Medical Systems. Tornou-se, portanto, necessrio validar o referido sistema de planejamento e estabelecer um controle de qualidade para o mesmo. Com base no TRS-430 da AIEA foi montada uma bateria de testes dosimtricos com o intuito de validar os clculos de dose feitos pelo sistema de planejamento de tratamento. Os resultados mostram que os clculos de dose feitos pelo sistema de planejamento se encontram dentro dos limites de tolerncia estabelecidos pela AIEA e ICRU.

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Palavras chave: controle de qualidade em radioterapia, sistema de planejamento de tratamento, Eclipse, Varian.

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Abstract

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Radiation therapy is a main form of cancer treatment. In order to remain effective, treatment must undergo within strict quality standards, stablished by reference institutions and commissions. Brazilian laws and norms regarding radiation therapy require each facility to establish its own quality assurance program, including each and every equipment and procedure concerned. The quality assurance program must be reviewed and updated at any modification underwent by any of these equipments, including software change and update. In late 2013, Federal University of Rio de Janeiro Hospital (Hospital Universitrio Clementino Fraga Filho) purchased an Eclipse (v.11) treatment planning system, designed by Varian Medical Systems. It became then necessary to validate the treatment planning system and establish a new quality control program. A set of dosimetric tests was designed and performed, based on IAEA TRS-430, to compare the experimental values to the Eclipse calculations. Results show that the dose calculations done by the Eclipse treatment planning system are in accordance to experimental values up to the limits drawn by IAEA and ICRU.

!!!!!!Keywords: quality control in radiation therapy, treatment planning system, Eclipse, Varian Medical Systems.

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ndice

Captulo I - Introduo 1 ..................................................................

Captulo II - Fundamentos Tericos 2 .............................................

I. Cncer 3 ..................................................................................................a) Dos nomes 3 .............................................................................................................

b) Da etimologia 3 ........................................................................................................

c) Da natureza 5 ............................................................................................................

d) Da origem 7 ..............................................................................................................

e) Da malignidade 9 ......................................................................................................

f) Da gentica 9 .............................................................................................................

II. Efeitos biolgicos das radiaes ionizantes 10 .......................................a) Radiaes ionizantes e no ionizantes 10 ....................................................................

b) Efeitos diretos e indiretos 11 .......................................................................................

III. Radiaes Ionizantes 11 ........................................................................a) Ftons 12 ....................................................................................................................

b) Nutrons 14 ................................................................................................................

c) Partculas carregadas 15 ..............................................................................................

d) Eltrons 16 ..................................................................................................................

IV. Grandezas radiolgicas 17 .....................................................................a) Atividade 17 ...............................................................................................................

b) Fluncia, 17 ............................................................................................................

c) Exposio, X 17 ..........................................................................................................

V. Detectores 18 ............................................................................................a) Energia absorvida, kerma e dose absorvida 19 ............................................................

b) Detectores a gs 20 .....................................................................................................

c) Cmaras de ionizao 20 .............................................................................................

VI. Planejamento de Tratamento em Radioterapia 21 ...............................a) Definies 21 ..............................................................................................................

b) Sistema de Planejamento de Tratamento - Eclipse v.11 23 ..........................................

c) Pencil beam 23 ............................................................................................................

d) AAA (analytical anisotropic algorithm) 24 ..................................................................

VII. Qualidade 25 ........................................................................................a) Conceitos e definies 26 ............................................................................................

b) Auditorias externas 27 ................................................................................................

c) Validao e testes 27 ...................................................................................................

Captulo III - Materiais e Mtodos 29 ................................................

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I. Materiais 29 ..............................................................................................a) Conjunto dosimtrico 29 .............................................................................................

b) Sistema de planejamento de tratamento 30 ..................................................................

c) Acelerador linear 30 ....................................................................................................

d) Fantoma 31 .................................................................................................................

e) Tcnicas de tratamento 32 ...........................................................................................

II. Mtodos 32 ..............................................................................................

Captulo IV - Resultados 33 ................................................................

Captulo V - Discusso e concluso 51 ...............................................

Captulo VI - Referncias 53..............................................................

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Captulo I - Introduo !!Every patient with cancer deserves to receive the best possible management to achieve cure, long-term tumor control or palliation: this is the major goal of cancer management. !

(Inter-Society Council for Radiation Oncology, 1986). !!O cncer atualmente a quarta maior causa mortis no mundo (12,49% de todas as mortes), segundo a Organizao Mundial de Sade. Para seu tratamento, vrias tcnicas so indicadas, dentre elas cirurgia, quimioterapia e radioterapia. A radioterapia uma das principais formas de tratamento, indicada em 2/3 dos casos. [1] [2] [3] !Na radioterapia, o fsico mdico traduz a dose teraputica de radiao, prescrita pelo mdico radioterapeuta, em parmetros operacionais para o equipamento utilizado. Qualquer erro ou impreciso no processo implica que a dose entregue ser diferente da prescrio. Mesmo uma pequena diferena produz consequncias relevantes. Diferenas grandes causam desde a ineficcia do tratamento morte da pessoa com cncer por efeitos determinsticos. Por isso, este tipo de atividade regulada pelo Estado. [4] [5] !No Brasil, as normas que regulamentam a atividade de radioterapia so a Resoluo N 130 da CNEN e a Resoluo da Diretoria Colegiada N 20 da ANVISA. [5] [6] !A Resoluo N 130 da CNEN diz: !

Deve ser estabelecido um programa de garantia da qualidade aplicvel s fontes de radiao e sistemas de planejamento de tratamento que garanta o atendimento dos requisitos especficos de proteo radiolgica e segurana. Esse programa deve ser realizado periodicamente, conforme descrito no plano de proteo radiolgica e imediatamente aps alteraes de software de sistemas de planejamento e de gerenciamento do tratamento. [5] !

A RDC N 20 da ANVISA diz: !A metodologia de Gesto da Qualidade das exposies mdicas adotada pelo servio dever contemplar o comissionamento dos geradores de radiao, sistemas de simulao e de imagens, sistemas de planejamento e suas instalaes, tendo como objetivo verificar o desempenho da mquina e software de tratamento ou simulao e sua adequao aos protocolos clnicos do estabelecimento de sade. [6] !

O presente trabalho cumpre esta determinao, tratando da validao e do controle de qualidade para o sistema de planejamento de tratamento 3D Eclipse, recentemente adquirido pelo Servio de Radioterapia do Hospital Universitrio Clementino Fraga Filho, da Universidade Federal do Rio de Janeiro. [7]

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Captulo II - Fundamentos Tericos !!As radiaes transferem energia matria. Essa energia provoca alteraes na estrutura eletrnica do alvo. No contexto biolgico, essas alteraes se traduzem em quebra de ligaes qumicas e inativao de molculas. !Sucessivos danos estrutura do DNA podem gerar mutaes numa clula. Se acumuladas, essas mutaes podem gerar um cncer - quando a clula perde sua funo original e se torna egosta, no respeitando mais as regras sociais que organizam os tecidos. [8] !Mas o mesmo mecanismo que gerou o cncer - a mutao - pode ser usado contra ele. !A ideia de tratamentos como a radioterapia promover um grande nmero de leses no DNA das clulas-alvo. As sadias se reparam, as doentes no. !As clulas malignas so instveis: tm dificuldade em reparar leses no prprio DNA, o que as torna mais suscetveis a mutaes do que as clulas sadias. A maioria das mutaes no reparadas provoca a morte da clula. !A vulnerabilidade das clulas malignas radiao ionizante tanta que o processo descrito - a radioterapia - um dos mtodos mais eficientes para o tratamento da doena. !O Inter-Society Council for Radiation Oncology registrou em 1986 a meta mais importante para a gesto do tratamento da pessoa com cncer, que : toda pessoa com cncer merece receber o melhor tratamento possvel para alcanar a cura, o controle da doena a longo prazo ou a paliao. [9] !Do diagnstico ao tratamento existe um longo caminho. Muitas vezes a precocidade do diagnstico o que determina se o tratamento ser para alcanar a cura, controlar a doena ou paliar seus sintomas. No entanto, ser encaminhado ao tratamento correto no o ltimo passo. Este deve ser administrado com qualidade. !A qualidade em radioterapia pode ser definida como a totalidade dos atributos e caractersticas de um servio de radioterapia das quais depende a eficcia do tratamento ministrado. [10] !So inmeros os tpicos envolvidos em tudo o que foi exposto. O presente captulo dividido em duas partes: (1) cncer, efeitos biolgicos das radiaes ionizantes, interao das radiaes ionizantes com a matria e detectores de radiao e (2) qualidade, controle de qualidade e garantia da qualidade. !!!!!

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I. Cncer !!a) Dos nomes !Cncer um termo genrico utilizado para designar vrias doenas nas quais clulas anormais se dividem sem controle e so capazes de invadir tecidos saudveis. [11] !Ouvimos tambm neoplasia, tumor, massa, ndulo, cisto. !Neoplasia uma proliferao anormal do tecido, que foge parcial ou totalmente ao controle do organismo e tende autonomia e perpetuao, com efeitos agressivos sobre o hospedeiro. [12] !Tumor presentemente usado como sinnimo de neoplasia. [13] !Massa e ndulo so sinnimos entre si, com uma percepo tcita de que ndulo menor do que massa. Assim como caroo, designam qualquer formao slida na ou sob a pele, no necessariamente uma neoplasia. !Cisto uma cpsula, fechada por uma membrana prpria, que se desenvolve anormalmente numa cavidade ou estrutura do corpo. Da mesma forma que um ndulo, pode ser percebido pelo tato. Ainda da mesma forma que um ndulo, no necessariamente uma neoplasia. !Cncer designa apenas a neoplasia maligna. Os outros nomes, por no serem histologicamente especficos, designam apenas uma formao, que pode ou no consistir de e/ou conter clulas malignas. !A descoberta de um ndulo, massa ou cisto uma importante forma de diagnstico, especialmente para o cncer de mama e testculo, da a importncia do auto-exame. !Histopatologicamente, os tumores podem ser classificados quanto origem do ponto de vista embrionrio. Sendo assim, tumores originrios do endoderma ou ectoderma (tecidos epiteliais, por exemplo, pele ou mucosas) so denominados carcinomas. Tumores derivados de clulas do mesoderma (tecidos conjuntivos, por exemplo, osso, msculo ou cartilagem) so denominados sarcomas. Leucemias so um tipo especial de sarcoma, formado por clulas individuais mantidas em suspenso no sangue. [14] !b) Da etimologia !Cncer vem do latim cancer (plural cancri), que vem do grego . 1Primordialmente, significava apenas caranguejo. O astrnomo grego Arato de

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N. do A: Leia kar-k-nos.1

Soros, em sua obra , ou Aparies, escreve sobre a semelhana entre os 1contornos de um caranguejo e uma certa constelao, que chama de . [15]

Figura 1. Representao da Constelao de Cancer !A Constelao de Cancer, no portugus brasileiro, escrita sem acento por Cancer se tratar da palavra latina para caranguejo. No portugus europeu, a constelao chamada de Caranguejo, conforme a tradio portuguesa de traduzir at os nomes prprios. !Os mdicos gregos Hipcrates de Cs e Galeno de Prgamo notaram a similaridade entre caranguejos e alguns tumores que apresentavam veias inchadas. Assim, a palavra passou a significar, tambm, a doena neoplsica. [16] !Neoplasia composto do grego antigo , "novo" e , formao. A 2 3etimologia reflete perfeitamente o significado da palavra em portugus. [16] !Tumor vem do latim tumor, tumorare que significam, respectivamente, inchao, inchar. [16]

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N. do A: Leia fe-n-me-na.1

N. do A: Leia no.2

N. do A: Leia pls-sis.3

Massa vem do latim massa, que significa quantidade, pilha, massa [de po, bolo etc.] e do grego , bolo de cevada, bola, massa. [16] 1!Ndulo vem do latim nodulus, pequeno n. [16] !Cisto, do grego , bolsa, bexiga. [16] 2!Leucemia, do grego , branco" e , sangue. [16] 3 4!!c) Da natureza !Sobre o cncer, diz o Instituto Nacional de Cncer (INCA): ![] um conjunto de mais de 100 doenas que tm em comum o crescimento desordenado (maligno) de clulas que invadem os tecidos e rgos, podendo espalhar-se (metstase) para outras regies do corpo. !Dividindo-se rapidamente, estas clulas tendem a ser muito agressivas e incontrolveis, determinando a formao de tumores (acmulo de clulas cancerosas) ou neoplasias malignas. Por outro lado, um tumor benigno significa simplesmente uma massa localizada de clulas que se multiplicam vagarosamente e se assemelham ao seu tecido original, raramente constituindo um risco de vida. !Os diferentes tipos de cncer correspondem aos vrios tipos de clulas do corpo. Por exemplo, existem diversos tipos de cncer de pele porque a pele formada de mais de um tipo de clula. !Outras caractersticas que diferenciam os diversos tipos de cncer entre si so a velocidade de multiplicao das clulas e a capacidade de invadir tecidos e rgos vizinhos ou distantes (metstases). [17] !Sobre a mesma doena, diz Bruce Alberts em Biologia Molecular da Clula: !O corpo dos animais funciona como uma sociedade ou ecossistema cujos integrantes so as clulas, que se reproduzem por diviso celular e organizam-se em conjuntos que colaboram entre si. !

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N. do A: Leia m-za.1

N. do A: Leia ks-ti.2

N. do A: Leia lef-ks.3

N. do A: Leia -ma.4

A discusso sobre a manuteno dos tecidos feita sob o ponto de vista de um ecologista: nascimento das clulas, morte, habitat, limitaes territoriais e manuteno do tamanho das populaes. !O nico ponto deliberadamente evitado foi a seleo natural. Nada foi dito sobre a ocorrncia de mutaes ou sobre a competio entre as clulas somticas. Isto porque o organismo sadio, no que concerne a estes dois aspectos, uma sociedade muito particular onde o auto sacrifcio, em contraposio sobrevivncia do mais forte, a regra geral. !Para coordenarem este comportamento, as clulas enviam, recebem e interpretam um conjunto muito sofisticado de sinais que servem para o controle social que diz a cada uma como deve atuar. !Disso resulta que cada clula comporta-se de uma maneira socialmente responsvel, repousando, dividindo-se, diferenciando-se ou morrendo, quando necessrio, para o bem estar do organismo. !As alteraes moleculares que perturbam essa harmonia so problemticas para a sociedade multicelular. !A cada dia, em um corpo humano com mais de 1014 clulas, bilhes de clulas sofrem mutaes que podem desregular os controles sociais. !Uma mutao pode dar certa vantagem seletiva para uma clula, possibilitando que ela se divida mais vigorosamente que suas vizinhas e venha a se tornar a fundadora de um clone mutante que passe a crescer. !Uma mutao que leve um dos indivduos que participam da cooperao a ter este tipo de comportamento egosta pode comprometer o futuro de todo o conjunto. !Os ciclos repetidos de mutao, de competio e de seleo natural, ocorrendo em populaes de clulas somticas, s pioram a situao. Esses so os ingredientes bsicos do cncer, uma doena na qual certos clones mutantes de algumas clulas passam a prosperar s custas das clulas vizinhas, e, ao fim, leva completa destruio da sociedade celular. !As clulas cancerosas violam as regras mais bsicas de comportamento pelo qual os organismos multicelulares so construdos e mantidos e exploram todos os tipos de oportunidades para fazer isso. [8] !A maior parte dos tecidos sadios se encontra em estado de integridade volumtrica. Quer dizer que os tecidos cresceram at o tamanho que deveriam crescer e ali se mantm. Isso se deve ao fato de que h um equilbrio entre o nmero de clulas que morrem, em geral atravs de um processo programado de apoptose, e o surgimento de novas clulas decorrente da permanente atividade de diviso celular. !

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Este equilbrio, mantido rigorosamente graas ao de mecanismos reguladores internos e externos clula, pode ser temporariamente alterado. Observam-se momentos de atividade proliferativa acelerada, por exemplo, para o prprio crescimento do indivduo ou o reparo de leses. Findo o processo, as taxas de diviso celular retornam ao normal. !A principal diferena entre as clulas normais e as neoplsicas, no a velocidade com que se dividem, mas a capacidade de responder aos estmulos que regulam e limitam essa diviso. [18] !Em determinadas circunstncias fisiolgicas (por exemplo, em alguns processos inflamatrios), a ocorrncia de divises celulares pode ser superior quela observada em tumores malignos. !Porm, mesmo aps um perodo de intensa diviso celular, o tecido saudvel retorna normalidade, respeitando os limites da senescncia programada, isto , o retorno da clula fase em que no se reproduz, permanecendo assim indefinidamente ou at que outro mecanismo fisiolgico altere novamente seu ciclo de reproduo. !!d) Da origem !A gerao de um cncer (carcinognese) intimamente relacionada com a produo de alteraes na sequncia do DNA (mutagnese). H basicamente trs classes de agentes carcinognicos: carcingenos qumicos (que, tipicamente, causam uma alterao localizada simples na sequncia de nucleotdeos), radiao ionizante (que caracteristicamente causa quebras cromossmicas e translocaes) e vrus (que introduzem DNA exgeno nas clulas, como o HPV, vrus sexualmente transmissvel causador do cncer de colo de tero). [8][18][19] !Para ter sucesso na formao de um cncer, as clulas devem adquirir um conjunto de propriedades aberrantes enquanto se desenvolvem. A maioria dos cnceres origina-se de uma nica clula que sofreu uma mutao inicial, mas a descendncia desta clula deve sofrer ainda outras alteraes, necessitando de numerosas mutaes para tornar-se cancerosa. !As clulas neoplsicas adquirem, medida que sofrem mutaes e se multiplicam, determinadas caractersticas. Estas caractersticas incluem alteraes nas vias de sinalizao celular que levam as clulas neoplsicas a ignorar os sinais do ambiente que normalmente mantm a proliferao celular sob controle rgido. !Assim, as clulas so capazes de se proliferar anormalmente, primeiro no seu prprio tecido de origem e ento metastatizar - sobreviver e proliferar em outros tecidos. Como parte do processo evolucionrio do progresso do tumor, as clulas cancerosas tambm adquirem uma averso anormal apoptose, evitando ou rompendo as limitaes programadas para a proliferao, incluindo a senescncia e as vias normais de diferenciao, que, de outra maneira, restringiriam a capacidade de crescer e de se dividir.

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!Uma vez que preciso haver muitas mutaes para estabelecer esse conjunto de propriedades indesejveis, no seria surpresa verificar que praticamente todas as clulas cancerosas possuem propriedades adicionais que lhes conferem uma taxa de mutao aumentada pela aquisio de um ou mais defeitos no processo de replicao do DNA, gerando instabilidade gentica. Essa instabilidade dissemina o intrincado conjunto de alteraes que a clula adquiriu e que necessrio para a neoplasia e para a malignidade.[18] !Diferentes tipos de cncer necessitam de diferentes combinaes dessas alteraes. Mesmo assim, pode-se listar alguns comportamentos chave das clulas cancerosas em geral: !1. Ignoram os sinais externos e internos que regulam a proliferao celular (neoplasia); !2. Tm a tendncia de evitar o suicdio por apoptose, contribuindo para inflamao; !3. Escapam da senescncia programada, evitando a diferenciao; !4. So geralmente instveis, favorecendo mais mutaes; !5. Escapam do tecido original, so invasivas (mutao maligna); !6. Sobrevivem e proliferam em novos ambientes, gerando metstases; !Ao evitar a apoptose, a clula cancerosa no est simplesmente se preservando. Quando ocorre uma mutao deletria em uma clula, esta normalmente encaminhada apoptose por um sinalizador bioqumico especfico. A clula, ento, se auto-digere e seus fragmentos podem ser fagocitados pelas vizinhas, que os metabolizam, sem gerar inflamao. No entanto, quando a clula morre por necrose, uma inflamao se instala. !A inflamao favorece especialmente o crescimento de um tumor: !1- Porque os mediadores qumicos secretados no processo dilatam os vasos sanguneos adjacentes, favorecendo a alimentao e oxigenao do tumor. [18] !2 - Porque os mesmos mediadores, ao tornarem os tecidos vizinhos permeveis s clulas do sistema imunolgico, tambm os tornam permeveis s clulas cancerosas. [18] [20] !3 - Porque as clulas tumorais se beneficiam de dois fatores de crescimento disparados pela inflamao: o fator de crescimento celular e os fatores que beneficiam a angiognese (vascularizao). [20] !!!!

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e) Da malignidade !As clulas cancerosas, por definio, proliferam, desobedecendo aos controles normais (so neoplsicas), e so capazes de invadir e colonizar os tecidos circundantes (so malignas). A chamada malignidade , portanto, a capacidade do tumor de se infiltrar e invadir os tecidos vizinhos, provocando a morte dos tecidos invadidos e preenchendo os espaos gerados. !Um tumor dito benigno quando no tem a capacidade de se infiltrar nos tecidos vizinhos. Tumores benignos tem taxas de diviso celular inferiores s dos tumores malignos e acumulam menos mutaes do que estes. !Na ausncia de comportamento invasivo, os tumores s causaro sintomas se forem muito volumosos ou secretarem substncias biologicamente ativas em quantidades suficientes para causar algum desequilbrio. !Neste caso, as clulas que compem o tumor tendem a ser mais parecidas com aquelas que as originaram, mantendo relativamente a forma e integridade do tecido. !Mesmo em tumores malignos, as clulas tumorais usualmente preservam as caractersticas bsicas das clulas do tecido que lhe deu origem. Nos casos mais graves, porm, o distrbio proliferativo pode ser to acentuado que leva ao surgimento de clulas deformadas a ponto de impossibilitar a identificao de sua linhagem inicial. !A preservao, por parte das clulas tumorais, das caractersticas das clulas que lhes deram origem, pode ser avaliada por um patologista como grau de diferenciao. No primeiro caso do pargrafo anterior, trata-se de clulas bem diferenciadas. No segundo, clulas indiferenciadas. A atividade proliferativa acelerada em clulas instveis geneticamente gera clulas progressivamente menos diferenciadas. !!f) Da gentica !A origem do cncer a mutao celular. Os agentes carcingenos que provocam estas mutaes j foram apresentados. Contudo, h um ltimo aspecto do cncer a ser discutido na presente seo. !Caso uma nica clula anormal origine um tumor, ela deve transmitir esta anormalidade s clulas que gerar, ou seja, a mutao deve ser herdvel. Esta aberrao pode ser gentica - uma alterao na sequncia do DNA ou epigentica - uma alterao na expresso gnica, sem que haja alterao gentica. Embora as alteraes epigenticas tambm participem no desenvolvimento de certos cnceres, a grande maioria dos cnceres se inicia por alteraes genticas. !Observa-se que as clulas de uma grande variedade de cnceres tm em comum certas anormalidades em suas sequncias de DNA, que as distinguem das clulas sadias dos

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tecidos vizinhos. Ou seja, h uma srie de mutaes genticas especficas comuns a vrios tipos diferentes de cncer. Observa-se tambm que a maioria dos agentes mutagnicos carcingeno. A concluso de que as mutaes somticas so a base do cncer apoiada por estudos realizados com pessoas que herdaram uma grande suscetibilidade doena. Em uma proporo significativa dos casos, a propenso ao cncer pode ser rastreada at algum defeito gentico nos mecanismos de reparo do DNA desses indivduos, que lhes possibilita acumular uma taxa muito alta de mutaes. !Os mecanismos de reparao do DNA tm uma eficincia to grande que, mesmo expostos por, em mdia, 70 anos aos mais variados tipos de carcingenos, 3 em cada 4 pessoas no chegaro a desenvolver um cncer. [1] !De uma forma geral, mesmo que uma mutao celular passe pelos mecanismos de reparao do DNA, qualquer alterao significativa ativar imediatamente os mecanismos de morte celular programada, eliminando a clula mutante do organismo sem causar maiores efeitos. !A instabilidade gentica das clulas cancerosas se deve, principalmente, s mutaes genticas (herdadas ou no) que enfraquecem o sistema de reparao do DNA e os mecanismos supressores de clulas mutantes. !!II. Efeitos biolgicos das radiaes ionizantes !!a) Radiaes ionizantes e no ionizantes !Quando tomos e molculas absorvem energia, sua configurao eletrnica pode mudar. Se a energia absorvida for suficiente, pode haver a ejeo de um ou mais eltrons, transformando o tomo ou molcula num on. Essa energia pode ser transmitida por algum tipo de radiao: ftons, eltrons, prtons, nutrons, partculas alfa, ons pesados, etc. !Teoricamente, uma radiao pode ser considerada ionizante do ponto de vista biolgico se tiver energia suficiente para ionizar os principais tomos constituintes da matria viva (C, H, O, N). Em outras palavras, a energia carregada pela radiao deve ser igual ou maior que o primeiro potencial de ionizao desses tomos. [19] !Supondo que a energia desses potenciais de ionizao seja carregada por um fton, seu comprimento de onda deve corresponder a aproximadamente 82 nm. !A faixa do espectro eletromagntico em que esse fton se localiza chamada de ultravioleta extremo, ou UV extremo, e varia de 124 nm a 10 nm. Em teoria, esta faixa considerada radiao ionizante. No entanto, como a atmosfera terrestre absorve os comprimentos de onda inferiores a 200 nm; os comprimentos de onda de UV inferiores a

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280 nm compem uma parcela extremamente pequena do espectro de emisso solar, nesta classificao, no incluiremos as radiaes UV ao tratar de radiaes ionizantes. [21] !Corroborando esta idia, na classificao feita por Nicholas Tsoulfanidis em Measurement and Detection of Radiation", apenas as radiaes com comprimento de onda inferior a 10nm so consideradas ionizantes. Dessa forma, mesmo o chamado UV extremo considerado no-ionizante. [22] !!b) Efeitos diretos e indiretos !Por vezes, o efeito da interao da radiao com um tomo ou molcula no a ionizao, mas a formao de radicais livres. !Um radical livre um tomo ou molcula que possui um ou mais eltrons no emparelhados, o que lhe confere enorme reatividade qumica. Este conceito inclui o tomo de hidrognio (que s tem um eltron), diversos metais de transio e a molcula de oxignio. Um radical livre pode possuir ou no carga eltrica e no deve ser confundido com os ons provenientes da dissociao eletroltica. !Quando se fala de efeitos biolgicos das radiaes, estamos primordialmente interessados nos danos causados por estas radiaes estrutura do DNA. !Tais danos podem ser diretos, por exemplo, quando um fton de UV capaz de danificar diretamente a estrutura do DNA, ou indiretos, quando a radiao incidente interage com a gua do meio no qual o DNA est. A radilise da gua acarreta a formao dos radicais H +

e OH -. !Assim como outros radicais livres, os produtos da radilise da gua so carcingenos qumicos. Como a leso causada ao DNA uma consequncia da ao dos radicais livres, que, por sua vez, so gerados em consequncia absoro de radiao, a leso no DNA causada por um produto da radilise da gua considerada um efeito indireto. !Por meio de efeitos diretos ou indiretos, as radiaes ionizantes produzem alteraes na sequncia do DNA. E como foi dito no comeo do captulo, A gerao de um cncer (carcinognese) intimamente relacionada com a produo de alteraes na sequncia do DNA (mutagnese).. !!III. Radiaes Ionizantes !O estudo das radiaes ionizantes e suas interaes pode ser dividido de muitas formas. As duas caractersticas principais que determinam as propriedades da radiao so carga e massa. !

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!!Sendo assim, partiremos do caso sem massa e sem carga (ftons), passando pelo caso com massa e sem carga (nutrons) e terminaremos com o caso com massa e com carga, dividido entre eltrons e outras partculas. !De uma forma geral, interaes que no envolvem partculas carregadas so probabilsticas, representadas por uma integral do tipo: Io a intensidade inicial do feixe incidente de radiao. Os limites de integrao, em unidades de comprimento, equivalem distncia percorrida pela radiao no alvo sobre o qual incidiu. !!!!!!O termo envolve a seo de choque da interao e a densidade do alvo. Sendo assim, para interaes no-coulombianas (ou seja, aquelas em que os alvos so atingidos por ftons ou nutrons), o nico termo especfico e caracterstico de cada interao o coeficiente de atenuao . !As interaes que envolvem partculas carregadas no so probabilsticas e envolvem o conceito de stopping power. As interaes envolvendo partculas carregadas incluem principalmente a emisso de radiao de frenagem (Bremsstrahlung) e interaes coulombianas entre a radiao incidente e os eltrons do alvo. [23] !!a) Ftons !A interao dos ftons com a matria depende da faixa de energia em que se encontram. As interaes de maior importncia so, em ordem crescente de energia: efeito fotoeltrico, efeito Compton e produo de pares. (Figura 2) !!!!!!

Radiaes ionizantes Com carga Sem carga

Com massa eltron, prton, ons nutrons

Sem massa ftons

! 12

I0e(x ) dxx0

x1

Tabela 2.1. Tipos de radiaes ionizantes

Equao 2.1

!!!!!!!!!!!!!!!!!!Efeito fotoeltrico: o fton totalmente absorvido por um eltron fortemente ligado, que ento ejetado com energia cintica igual a: !!

Efeito compton: o fton parcialmente absorvido por um eltron fracamente ligado, tratado como livre. Tanto o fton quanto o eltron so espalhados, e existe uma energia mdia de transmisso tabelada para cada fton/alvo. A conservao da energia se d por: !! !!!!!Produo de pares/tripletos: ao interagir com o campo coulombiano de um ncleo, um fton com energia suficiente (> 0,511 MeV) pode materializar um par e - e+ (eltron-psitron). !Se a interao acontece com o campo coulombiano de um eltron orbital, um fton com energia suficiente (> 0,511 MeV) pode materializar um par e+ e - e ainda arrancar o referido eltron, originando um tripleto e+ e - e - . !

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Produo de pares

Efeito fotoeltrico

Efeito Compton

E (MeV)Figura 2. Interaes de ftons para cada faixa de energia

Z

Ek = Efton Eligao

Pfton incidente = Pfton espalhado Peltron espalhado

Efton incidente = Efton espalhado Eeltron espalhado + Etransferida

O efeito Rayleigh uma interao de importncia mdia, que ocorre principalmente entre ftons de baixa energia e eltrons ligados a alvos de Z grande. Por se tratar de uma interao elstica, no de interesse ao presente trabalho. !Interaes de menor importncia so os efeitos Thompson e Delbuck (ambos elsticos) efeito Compton nuclear e produo de msons. Nenhum deles ser tratado no presente trabalho. [23] !!b) Nutrons !Espalhamento elstico: o nutron colide com um ncleo, mas no capturado. O ncleo sofre um desvio de um ngulo . Obedece equao: !

!!!!!!Espalhamento inelstico: o nutron defletido pelo ncleo, transferindo-lhe energia no processo. A energia transferida ao ncleo leva-o a um estado metaestvel. O ncleo volta ao estado fundamental atravs da emisso de um fton altamente energtico (). !Captura: o nutron (geralmente de baixssima energia) capturado pelo ncleo, que tem seu nmero de massa acrescido de uma unidade. !Espalao: o ncleo se fragmenta em vrios pedaos pequenos, podendo emitir radiao gama no processo. Ex.: !!!!!!Fisso: o ncleo (geralmente de nmero de massa > 140) se quebra em fragmentos pesados. Ex.: !!!!!!!

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Eknutron+ncleo = constante

O816 + n01 3He24 + 2p11 + 3n01

U92235 + n01 Kr3692 + Ba56141 + 3n01 + Q

c) Partculas carregadas !Stopping power (S) o poder de frenamento de um dado material em relao a um dado projtil. definido como a perda diferencial de energia para uma dada partcula num dado material dividido pelo comprimento diferencial da trajetria: !!!!!!!Ao se estudar as interaes de partculas carregadas com a matria, alm das interaes com o ncleo, h que se considerar dois tipos de S: o radioativo e o colisional. O radioativo est associado emisso de raios X de Bremsstrahlung pela desacelerao das partculas carregadas incindentes. O colisional depende apenas das interaes coulombianas com os eltrons do meio. !O S total a soma dos dois e depende do peso atmico do alvo (ou de uma mdia ponderada dos pesos atmicos, no caso de um alvo composto), do quadrado da carga da partcula e da velocidade da partcula incidente, entretanto, no depende da massa da partcula incidente, que s deve ser considerada ao transformar sua energia cintica em velocidade. !O alcance a integral do S total desde a energia da partcula at 0. Representa o comprimento da trajetria da partcula pelo alvo at que toda sua energia seja dissipada. O alcance vetorial da partcula chamado de alcance projetado. O alcance retificado, isto , considerando-se os pequenos acrscimos devido aos desvios de trajetria ocorridos em cada coliso, chamado CSDA. Por definio, o alcance CSDA sempre ligeiramente maior que o projetado. !O S colisional representa a transferncia de energia cintica para os eltrons do meio e est diretamente relacionado ao clculo da energia cintica liberada no alvo (kerma). !As equaes de Bohr para o S colisional so: !!!!!!e !!!!

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S = dEdx

S = dEdx =4e2z2NB

mv2

B = Z ln 2m0v2

I ln 1v2c2

v

2

c2

!onde: e = carga do eltron; z = nmero de cargas resultantes na partcula incidente; N = tomos/cm no alvo; m = massa de repouso do eltron; v = velocidade do projtil; c = velocidade da luz no vcuo; I = potencial de ionizao do alvo (no nosso caso, a funo trabalho do ar seco). !A interao de partculas carregadas com a matria particularmente relevante para aplicaes mdicas (como a radioterapia) devido existncia do pico de Bragg, que o pico existente na curva de perda de energia de uma partcula carregada durante seu trajeto num alvo material. Esse pico ocorre logo antes do fim da trajetria, de modo que a partcula deposita ali a maior parte da sua energia. Tal comportamento explicado pela relao ntima entre o pico de Bragg e o stopping power colisional: de acordo com as equaes de Bohr, o S colisional inversamente proporcional ao quadrado da velocidade da partcula. !A radioterapia com partculas carregadas, principalmente prtons, uma promissora forma de tratamento. Com pequenas modulaes na energia do feixe, possvel deslocar o pico de Bragg para a profundidade correspondente ao tumor, deixando os tecidos vizinhos praticamente intactos. !Devido ao alto custo relacionado construo e manuteno dos equipamentos necessrios gerao do feixe, poucos so os centros de radioterapia no mundo que oferecem este tratamento. [24] !!d) Eltrons !As interaes envolvendo eltrons acontecem segundo o que j foi dito em relao s partculas carregadas em geral. !A energia mxima que um eltron pode transferir em cada coliso , para alvos pesados: !!!!!e para eltrons: !!!

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4 mprojtilmeltron

Ek ( projtil )

12 Ek

IV. Grandezas radiolgicas !a) Atividade !A atividade de um material radioativo o nmero de tranformaes nucleares por unidade de tempo, matematicamente expressa por: !!!!!onde N o nmero de ncleos radioativos contidos na amostra ou material. !A unidade, becquerel (Bq), corresponde a uma transformao por segundo, ou s-1. A unidade antiga, curie (Ci) = 3,7 . 1010 Bq, ainda utilizada em algumas situaes. bom salientar que uma transformao por segundo no significa a emisso de uma radiao por segundo. Numa transformao nuclear, podem ser emitidas vrias radiaes de vrios tipos e vrias energias. Uma transformao nuclear s vezes confundida com uma desintegrao nuclear, devido ao antigo conceito de radioatividade de que quando o ncleo emitia radiaes, ele estava se desintegrando. Hoje sabe-se que a emisso de radiaes tem a ver com a organizao e otimizao da estrutura dinmica do ncleo. Na prtica, por conveno, uma desintegrao por segundo equivalente a uma transformao por segundo e, portanto, ao becquerel. [25] !b) Fluncia, !A fluncia de partculas o quociente: !!!! !onde dN o nmero de partculas incidentes sobre uma esfera de seo de rea dA, medida em unidades de m-2. O nmero N de partculas pode corresponder a partculas emitidas, transferidas ou recebidas. [25] !c) Exposio, X ! o quociente: !!!!!!

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A = dNdt (Bq i s1)

= dNdA (m2 )

X = dQdm (C i kg1)

onde dQ o valor absoluto da carga total de ons de um dado sinal, determinado quando todos os eltrons (positivos e negativos) so produzidos e completamente freados em um elemento de massa dm no ar. !Devido necessidade de se conhecer perfeitamente a massa do volume de material atingido e de coletar todaa carga de mesmo sinal num eletrodo, a medio da exposio X s factvel numa cmara de ionizao a ar, a cmara de ar livre (free-air). Isto significa que esta grandeza s pode ser definida para o ar e para ftons. A unidade especial rntgen (R) est relacionada com a unidade do SI, coulomb/kilograma (C kg-1) por : !! [25] !!d) Dose absorvida, D !Quando a radiao interage com a matria, um efeito principal a transferncia de energia. Esta nem sempre toda absorvida, devido variedade de modos de interao e natureza do material. Assim, por exemplo, uma quantidade da energia transferida pode ser captada no processo de excitao dos tomos, ou perdida por bremsstrahlung, cujos ftons podem escapar do material. A relao entre a energia absorvida e a massa do volume de material atingido a base da definio da grandeza dose absorvida (D). !Entretanto, para especificar melhor as variaes espaciais e evitar a variao da quantidade de energia absorvida em diferentes pontos do volume do material, a Dose absorvida definida como uma funo num ponto P, de interesse, ou seja, !!!!!!onde d a energia mdia depositada pela radiao no ponto P de interesse, num meio de massa dm. A relao entre a unidade antiga de dose absorvida, o rad (radiation absorved dose) e o gray : !! [25] !!V. Detectores !!H diversos tipos de detectores de radiao. As trs categorias mais relevantes para as aplicaes mdicas das radiaes ionizantes so: detectores a gs (cmaras de ionizao,

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1 R = 2,58 i10-4 C i kg-1

D = ddm (J i kg1 = Gy)

1 Gy = 100 rad

contadores proporcionais e Geiger-Mller), cintiladores (orgnicos e inorgnicos, inclusive termoluminescente) e semicondutores. [22] !Entre os detectores menos relevantes s aplicaes mdicas, podemos citar cmaras de fasca ou cmaras de bolha, contadores erenkov e outros detectores de nutrons (NSPD - 1Neutron Self Powered Detector). Filmes radiocrmicos e filmes fotogrficos em geral no sero considerados aqui como detectores de radiao. !O nome detector no totalmente apropriado: sua funo no apenas detectar, mas tambm medir a radiao ionizante. !Em linhas gerais, um detector um dispositivo capaz de acusar a presena de uma radiao ionizante (conforme definida em II.a e III.) e produzir um sinal proporcional a sua energia. Para isso, a radiao precisa interagir com o detector em questo. Essa interao (conforme definida em III.) depende do tipo e energia da radiao incidente, bem como de caractersticas intrnsecas do detector. !!a) Energia absorvida, kerma e dose absorvida !O objetivo da tcnica de radioterapia, resumidamente, depositar no tumor uma dose de radiao prescrita com mnimo prejuzo aos tecidos saudveis. Essa dose medida em Gy, que a associao de duas outras unidades do SI: Gy = J/kg. !Em termos calorimtricos, uma energia de 1 J capaz de aumentar em apenas 0.000239C a temperatura de um litro de gua. Isso equivale a dizer que um litro de gua que absorveu 1 Gy de radiao aumentou sua temperatura pouco mais que dois dcimos de milsimo de grau Celsius. No entanto, quando esta energia absorvida pelas ligaes qumicas do alvo, os efeitos so muito mais significativos. No caso do DNA, a absoro de um nico fton de 260nm pode gerar uma leso. A energia correspondente a esse comprimento de onda 7,64 x 10-19 J. Fazendo os clculos, um Joule de energia suficiente para causar 1018 leses. Assim, fica claro que no importa a quantidade de energia absorvida, mas quem absorve esta energia. !Ao considerar a radiao eletromagntica, a natureza probabilstica das interaes determina que nem toda energia liberada ser absorvida. Quando um fton interage com um alvo, sua energia passa a compor a energia cintica de eltrons arrancados do alvo. No entanto, no absurdo imaginar que parte desta energia cintica ser levada para longe da regio onde a interao ocorreu primordialmente. Surge ento o conceito de kerma. !Kerma o acrnimo de kinetic energy released in matter, energia cintica liberada na matria, portanto, o conceito razoavelmente auto explicativo. !

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N. do A.: O nome do cientista, em russo, . Portanto, a transliterao correta 1em ingls Cherenkov e em portugus Tcherenkov". Por algum motivo, a grafia tcheca erenkov tradicionalmente utilizada, embora imprpria.

formalmente definido como a soma das energias cinticas iniciais de todas as partculas carregadas liberadas pela radiaes indiretamente ionizantes (ftons e nutrons) numa amostra dividida pela massa da amostra e representado diferencialmente como: !!!!!!A dose absorvida, por outro lado, corresponde energia depositada pela radiao ionizante em uma amostra dividida pela massa dessa amostra e representada diferencialmente por: !!!!!!b) Detectores a gs !Dentre todos os detectores citados, apenas os detectores a gs so relevantes para as aplicaes do presente trabalho. !Esses detectores, como o nome sugere, operam utilizando a ionizao produzida pela radiao que passa atravs de um gs. Tipicamente consistem em dois eletrodos aos quais aplicado um potencial. O espao entre os eletrodos preenchido por um gs. A radiao ionizante que atravessa o volume sensvel do detector dissipa toda ou parte de sua energia gerando pares eltron-on. Ambos, eltrons e ons, so portadores de carga e se movem sob a influncia de um campo eltrico. Seu movimento induz uma corrente nos eletrodos, que pode ser medida. [22] !A corrente medida pode ser diretamente relacionada com a quantidade de cargas coletadas, e, portanto, de cargas geradas. Para a maior parte dos gases, a energia necessria para formar um par de eltron-on de cerca de 30 eV. Esse valor leva em considerao todas as colises, inclusive aquelas que levam apenas excitao. [22] !Uma vez coletadas, as cargas podem ser medidas atravs de um eletrmetro conectado cmara de ionizao. Com a incluso de parmetros de correo que relacionam as condies experimentais s condies de calibrao, possvel relacionar a carga coletada medida pelo eletrmetro com a dose absorvida no volume sensvel da cmara. !c) Cmaras de ionizao !As cmaras de ionizao so detectores de radiao a gs que operam na regio de saturao de ons. Para cada par de ons gerado pela partcula no interior do volume sensvel, um sinal coletado. As cmaras de ionizao trabalham normalmente no modo

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D = dEdm =1dEdV

K = dEtrdm

corrente e, como a carga coletada muito baixa, geram uma corrente eltrica da ordem de 10-12 A, fazendo-se necessrio o uso de amplificadores para que o sinal seja convenientemente processado. A cmara de ionizao ento acoplada a um eletrmetro, que um dispositivo que mede pequenas correntes e as transforma em um valor relacionado a uma grandeza de medio do campo de radiao incidente. !Existem vrios tipos e formas de cmaras de ionizao. Em dosimetria de feixes de ftons em teleterapia, se utilizam cmaras de ionizao cilndricas. Estas cmaras so produzidas por vrios fabricantes, com volumes ativos variando de 0,1 at 1 cm3 e a mais popular a cmara dedal Baldwin-Farmer de 0,6 cm3. Tipicamente possuem um comprimento interno que no ultrapassa 25 mm e um dimetro interno de no mximo 7 mm. O material componente da parede de baixo nmero atmico, isto , tecido ou ar-equivalente, com espessura menor que 0,1 g/cm2. [26] !!VI. Planejamento de Tratamento em Radioterapia !!O planejamento de um tratamento em radioterapia um procedimento complexo que envolve conhecimentos especficos e profissionais especializados em uma equipe multidisciplinar. Ele tem como objetivo determinar a distribuio de dose no volume alvo e nos pontos de interesse em reas adjacentes. !Para o clculo da dose a ser administrada ao paciente, segundo as caractersticas de irradiao prescritas pelo mdico radioterapeuta, necessrio determinar alguns parmetros fsicos do feixe e do equipamento a ser utilizado - aqui, o acelerador linear. Em geral, esses dados so determinados na ocasio do comissionamento do acelerador e conferidos com freqncia recomendada em protocolos internacionais. [4] !Em todos os servios de radioterapia estes parmetros so disponibilizados para os fsicos mdicos da instituio, na forma de tabelas e/ou grficos para o clculo dos tratamentos radioterpicos. Quando a instituio possui um sistema de planejamento computadorizado (2D ou 3D), estes dados so inseridos no sistema na ocasio do seu comissionamento. !Mesmo quando a instituio possui um sistema de planejamento do tratamento computadorizado, prtica comum e recomendao internacional o clculo manual para a conferncia e controle de qualidade do referido sistema. [27] !!a) Definies !Como dito anteriormente, a radioterapia uma das principais formas de tratamento contra o cncer. Envolve, portanto, no apenas vidas humanas, mas vidas humanas em estado de fragilidade fsica e psicolgica. Mais ainda: o tratamento, se corretamente administrado, o que pode permitir a continuao da vida. !

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O objetivo utpico da radioterapia : irradiar a totalidade das clulas neoplsicas, assegurando sua aniquilao e preservando a totalidade dos tecidos sadios. Como ainda no possvel atingir este objetivo, nos contentamos com aproximaes. Para que estas sejam efetivas e se aproximem ao mximo do ideal, o tratamento deve ser cuidadosamente planejado. A preciso do tratamento, portanto, o quanto o tratamento real se aproxima do ideal, depende da sofisticao e exatido com que cada passo do planejamento realizado. !O primeiro passo do planejamento do tratamento conhecer precisamente a localizao do tumor e seus limites. Esse o gross tumor volume (GTV), o volume bruto do tumor, que delineado pelo mdico radioterapeuta com base em imagens. !Essas imagens podem ser bidimensionais: radiografias e contornos do paciente (no caso de um planejamento em duas dimenses) ou tridimensionais: tomografia computadorizada (CT), tomografia por emisso de psitrons (PET), tomografia computadorizada por emisso de fton nico (SPECT), ressonncia magntica nuclear (MRI), ultrassom (US) ou uma combinao de dois ou mais tipos de imagens. !O segundo passo definir o volume-alvo do tratamento, que inclui uma margem de segurana composta principalmente por clulas saudveis e clulas neoplsicas indetectveis. Esse o clinical target volume (CTV), o volume-alvo clnico. !As publicaes ICRU 50 e ICRU 62 descrevem as estruturas alvos e as estruturas crticas que devem ser particularmente poupadas. [28, 29] !O terceiro passo estabelecer o planning target volume (PTV), o volume-alvo do planejamento. Baseado no CTV, o PTV um conceito geomtrico definido para permitir a seleo apropriada de uma combinao de feixes de radiao, levando em considerao o efeito lquido de todas as possveis variaes geomtricas, a fim de garantir que a dose prescrita ser realmente absorvida dentro do CTV. A irradiao pode consistir de um feixe nico ou uma combinao de feixes de radiao. A escolha desse feixe ou dessa combinao deve refletir as consideraes sobre os efeitos lquidos das radiaes ionizantes, no apenas no tumor e nos tecidos que o envolvem, mas em todos aqueles atingidos pelo feixe de radiao. [30] !A radioterapia consiste principalmente em duas tcnicas: braquiterapia e teleterapia. O presente trabalho discute a teleterapia. H duas configuraes para a teleterapia: SSD (source-surface distance, distncia fonte-superfcie) e SAD (source-axis distance, distncia fonte-isocentro). Na configurao SSD, a distncia entre a fonte de radiao e a superfcie do paciente mantida constante, ou seja, o isocentro da mquina posicionado na superfcie do paciente. Na configurao SAD, o centro do volume-alvo posicionado no isocentro. O isocentro do equipamento um ponto imaginrio definido como a interseo entre o seu eixo central de rotao e o eixo central do feixe de radiao. [31] !Conforme mencionado, o tratamento radioterpico deve ser planejado. O planejamento da radioterapia pode ser feito manualmente ou atravs de um software, chamado sistema de planejamento do tratamento.

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!!b) Sistema de Planejamento de Tratamento - Eclipse v.11 !Para o clculo manual, so utilizadas imagens bidimensionais (radiogrficas) do paciente. Uma vez definido o volume-alvo, a dose prescrita transformada em unidades monitoras (UM) e so aplicados diversos fatores de correo, que variam segundo a geometria do tratamento. !O clculo tridimensional feito com a ajuda de um software, utilizando imagens tridimensionais e algoritmos de clculo. Nos clculos realizados no presente trabalho, foram utilizados os algoritmos pencil beam e AAA analytical anisotropic algorithm, incorporados ao sistema de planejamento de tratamento Eclipse, em sua verso 11, desenvolvido pela Varian Medical Systems. [7] !!c) Pencil beam !Antes de discutir o algoritmo, necessrio discutir alguns conceitos. Segundo o New Oxford English Dictionary, pencil significa, em fsica e geometria: !

a set of light rays, lines, etc., converging to or diverging narrowly from a single point. [32] !um conjunto de raios de luz, linhas, etc., convergindo estreitamente para ou divergindo estreitamente de um mesmo ponto. !

Portanto, pencil beam um feixe de radiao cnico, cujo ngulo do vrtice prximo de zero, fazendo com que se aproxime de um cilindro. !Ou seja: aproximadamente um lpis. !O algoritmo pencil beam carrega este nome porque trata o feixe de radiao incidente como sendo composto por feixes-lpis (pencil beams) minsculos. Esses feixes tm um eixo central, ao longo do qual depositam uma dose de radiao. !O espectro de energia do feixe original pode ser representado por um conjunto de feixes-lpis de diferentes energias, cujo arranjo reproduz a geometria e a fluncia de energia do feixe original. !Quando cada feixe-lpis atinge a superfcie do paciente, h uma deposio de dose sob a superfcie. A distribuio dessa dose bem definida e lembra o formato de uma gota: o chamado pencil beam dose kernel (ncleo de dose do feixe-lpis). !Para calcular a dose total, basta somar os ncleos de dose. [33] !

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Em uma representao grfica:

d) AAA (analytical anisotropic algorithm) !O AAA ou algoritmo analtico anisotrpico (do ingls analytical anisotropic algorithm) foi implementado no sistema de planejamento de tratamento Eclipse, da Variam Medical Systems, para substituir o algoritmo single pencil beam para o clculo de distribuio de dose para feixes de ftons. Estudos posteriores confirmam a superioridade do AAA na preciso do clculo de doses em relao ao algoritmo single pencil beam. [34] [35] [36] !O AAA um algoritmo pencil beam 3D de convoluo/superposio, que usa diferentes modelagens Monte Carlo para ftons nicos, ftons espalhados extra-focais e eltrons espalhados dos dispositivos limitantes do feixe. As caractersticas de deposio de dose so modeladas em seis curvas exponenciais. As formas funcionais das expresses fsicas fundamentais no AAA permitem que seja usada a convoluo analtica, que reduz significativamente o tempo computacional. A deposio total da dose calculada como a deposio da dose por duas fontes de ftons (primria e secundria) e por uma fonte contaminadora de eltrons. [7] !O modelo de espalhamento para o paciente usado no clculo da deposio de dose dentro do paciente, enquanto parmetros de fase-espao do a descrio do feixe de tratamento. O feixe de tratamento que incide sobre o paciente (ou feixe total) dividido em feixculos de tamanho finito, cada qual sendo modelado usando vrios ncleos monoenergticos de espalhamento. Durante o clculo em trs dimenses, esses ncleos so postos em escala de acordo com as densidades reais dos tecidos do paciente determinadas pelas imagens de CT.

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Figura 3. Representao grfica do pencil beam dose kernel Figura 4. Somatrio dos ncleos de dose

!O AAA leva em conta a heterogeneidade dos tecidos de forma anisotrpica em toda a vizinhana tridimensional do ponto onde houve a interao, usando ncleos de espalhamento de ftons em mltiplas direes laterais. A distribuio final de dose obtida pela superposio da dose calculada pelas convolues de ftons e eltrons. [7] !!VII. Qualidade !Qualidade pode significar: [37] !i) Excelncia (Sentido comum da palavra) ii) Ausncia de deficincias ou defeitos (Usado por quem fornece um produto/servio) iii) Conformidade a requerimentos (Usado por quem planeja/avalia um produto/servio) iv) Adequao ao uso (Usado como critrio de aceitao de um produto/servio) v) Adequao a um propsito (Usado comercialmente) vi) O grau pelo qual um conjunto de caractersticas inerentes a um produto/servio capaz de cumprir requerimentos. - (ISO 9000:2005) vii) A totalidade das caractersticas de um produto/servio e sua capacidade para cumprir requerimentos. - (ISO 8402:1987) !Unindo a ISO 8402 ISO 9000: [qualidade ] o grau pelo qual o conjunto das caractersticas inerentes a um produto/servio capaz de cumprir requerimentos especficos. [37] !Por outro lado, no possvel dissociar a qualidade da confiabilidade e da segurana. Quando um produto/servio no confivel, ele claramente imprprio para uso, portanto, de m qualidade. Se um produto confivel mas inseguro, de m qualidade mesmo que esteja em conformidade com as normas aplicveis. Nesse caso, as normas no so uma boa representao das necessidades do consumidor/usurio. [37] !No caso da qualidade em radioterapia, o consumidor a pessoa com cncer e a relao no meramente de consumo. O objetivo no satisfazer a demanda do consumidor, mas a necessidade teraputica dessa pessoa. O processo de identificao e determinao da necessidade teraputica realizado por um ou mais mdicos e tambm tem uma qualidade associada, que no objeto do presente trabalho. Uma vez identificada e determinada de forma satisfatria a necessidade teraputica, esta se torna o requerimento a ser cumprido. A partir da a qualidade ser construda. !A natureza da qualidade em radioterapia dupla. A primeira se refere exatido no processo de tratamento. A segunda se refere a evitar a ocorrncia de erros no tratamento. !Com relao exatido no tratamento, curvas de resposta clnica versus dose administrada so ngremes, o que refora a importncia da exatido na entrega da dose. Tipicamente, uma variao de 5% na dose entregue representa uma variao de 20-30% na resposta clnica. [4]

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!Embora a ICRU recomende que o mnimo da exatido geral das doses entregues ao tumor seja de 5%, devido s incertezas, a AIEA recomenda uma exatido mnima de 3% na dose calculada para que sejam atingidos os 5% na dose entregue. [4][38][39][40] !Na prtica, isso significa que, estando o equipamento em conformidade com as especificaes do fabricante e corretamente instalado e comissionado no servio de radioterapia, responsabilidade do fsico mdico garantir que o sistema de planejamento de tratamento tenha uma exatido nos clculos o mais prxima possvel dos 3% recomendados. !Erros na administrao do tratamento podem levar a grandes alteraes na situao clnica da pessoa com cncer. As consequncias podem variar da ineficcia do tratamento ao bito em decorrncia de efeitos determinsticos. A AIEA dispe de extensas publicaes a respeito, especialmente a srie Lessons Learned from Accidental Exposures in Radiotherapy. [41] !!a) Conceitos e definies !No presente trabalho, conceituar qualidade uma introduo para falar de garantia da qualidade e controle de qualidade. !A qualidade em radioterapia foi definida pela Associao Americana de Fsicos na Medicina como a totalidade dos atributos e caractersticas de um servio de radioterapia dos quais depende a eficcia do tratamento ministrado. [10] !Garantia o ato de assegurar, confirmar. No sentido jurdico remete obrigao de assegurar que algum desfrute de seus direitos. [42] !No contexto da radioterapia, o algum a pessoa com cncer e os direitos esto bem expressos na meta estabelecida pelo Inter-Society Council for Radiation Oncology: receber o melhor tratamento possvel para alcanar a cura, o controle da doena a longo prazo ou a paliao. [9] !Esta meta engloba a definio da AAPM: o melhor tratamento tambm o mais eficaz. !Pela juno dos dois conceitos, a garantia da qualidade em radioterapia pode ser definida como: a obrigao de assegurar que a pessoa com cncer receba o melhor tratamento possvel. !Controle remete a uma verificao, um teste. !O controle de qualidade se manifesta nos procedimentos, testes, verificaes, averiguaes e validaes feitos e periodicamente repetidos com o objetivo de testar, atestar, provar e

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assegurar que os objetivos traados pela garantia da qualidade so correta e apropriadamente postos em prtica. !Assim, o controle de qualidade no seno a materialidade do ideal representado pela garantia da qualidade: esta define os princpios que guiam e abastecem aquele; ambos so interdependentes e complementares: diferentes aspectos de uma mesma essncia. !A validao parte dos requisitos integrados de um sistema de garantia da qualidade. De uma forma geral, a validao e a verificao asseguram que um processo/produto/sistema/etc., est de acordo com as normas aplicveis e desempenha correta e satisfatoriamente a funo a que se prope. A verificao est geralmente integrada ao controle de qualidade. [43] !!b) Auditorias externas ! importante que, como parte do programa de garantia da qualidade, o servio de radioterapia seja avaliado por um rgo externo e independente de auditoria. Essa avaliao externa permite enxergar quaisquer eventuais lacunas ou erros na implementao do programa de garantia da qualidade. [44] !O objetivo da auditoria externa buscar evidncias de que a organizao do servio voltada para a pessoa com cncer, com uma cultura de constante melhoria atravs do aprendizado e abertura a novas tecnologias, alm de uma cultura de cooperao entre os membros da equipe. Um bom programa de garantia da qualidade deve ter como objetivo a constante melhora da qualidade. [44] ! verdadeiro afirmar que a correta implementao de um programa de garantia da qualidade responsvel por significativa diminuio de erros nos tratamentos e, consequentemente, melhora global na qualidade no servio. A adeso a um programa de garantia da qualidade seguindo padres internacionais fator decisivo para significativa reduo de erros no tratamento e suas consequncias. [45] !!!!c) Validao e testes !Todo servio de radioterapia deve estabelecer um manual de garantia de qualidade que engloba vrios procedimentos de controle de qualidade, que incluem, entre outros, os equipamentos e fontes, os instrumentos de medio e os sistemas de planejamento do tratamento. [46] !A validao tratada no presente trabalho a de um sistema de planejamento de tratamento para teleterapia, que consiste em verificar se as doses calculadas pelo sistema de planejamento so coerentes com as doses efetivamente entregues ao tumor.

! 27

!O TRS-430 da AIEA a principal referncia para a garantia de qualidade de sistemas computadorizados de planejamento de tratamento em radioterapia. Nesta publicao h uma lista completa e exaustiva de testes que incluem o comissionamento, a validao e o controle de qualidade dos referidos sistemas. !Esses testes podem ser divididos em duas categorias bsicas: dosimtricos e no dosimtricos. Os testes no dosimtricos englobam diversas listas de parmetros do equipamento a serem testados, com o objetivo de verificar as ferramentas de clculo e outras funes do equipamento. Os testes dosimtricos comparam os valores de dose calculados pelo sistema de planejamento com valores medidos experimentalmente. !O presente trabalho compreende apenas os testes dosimtricos: os testes no dosimtricos foram realizados previamente de maneira satisfatria durante o comissionamento do sistema de planejamento de tratamento e no h necessidade de repeti-los. !No prximo captulo sero apresentados os casos-teste utilizados para validao e controle de qualidade do sistema de planejamento de tratamento do servio de radioterapia do HUCFF-UFRJ bem como detalhes de sua execuo e equipamentos envolvidos. !

! 28

Captulo III - Materiais e Mtodos !!I. Materiais !!a) Conjunto dosimtrico !Nos testes realizados, foi utilizado um conjunto dosimtrico composto de uma cmara de ionizao cilndrica de volume sensvel igual a 0,6cm3, adequada para ftons (Standart Imaging, Modelo Exradin A12, N/S: XA010704) e um eletrmetro (Standard Imaging, Modelo CDX-2000B, N/S: J010591). O conjunto compe o padro dosimtrico para feixes de ftons para teleterapia do servio de radioterapia do Hospital Universitrio. O conjunto foi calibrado pelo IRD em 17/07/2013 com fator de calibrao ND,W = 4,896 cGy/nC. !

!!Como as condies de calibrao do conjunto so controladas e nem sempre as condies experimentais so idnticas s de calibrao, torna-se necessria a introduo de fatores de correo na leitura do eletrmetro, antes que esta possa ser transformada em dose. No presente experimento, foram utilizados o fator de correo de presso e temperatura (kTP), o fator de correo de qualidade do feixe (kQQ0), o fator de correo para recombinao inica (ks) e o fator de correo de polaridade (kpol). [46] !A correo dada por kTP necessria devido s diferenas trmicas e baromtricas entre as condies de calibrao e as condies experimentais. Como o conjunto dosimtrico calibrado para uma fonte de Co60 e no essa a fonte de radiao aqui utilizada, necessria a introduo do fator kQQ0. O fator de correo para recombinao inica ks corrige a parcela de pares eltron-ion que se recombinaram antes de serem coletados pelos eletrodos da cmara.

! 29

Figura 4. Cmaras de ionizao Standard ImagingFigura 3. Eletrmetro Standard Imaging

A equao para determinao da dose absorvida na gua : [47] !!!!!sendo que: MQ = kTP.ks.kpol !kTP = !kQQ0 = 0.987 para ftons de 10 MeV e 0.995 para 6 MeV; ks = 1.002; kpol= 1.000; T0 = temperatura nas condies de calibrao; T = temperatura nas condies experimentais; P0 = presso nas condies de calibrao; P = presso nas condies experimentais. !Sendo kQQ0, ks e kpol tabelados pelo TRS-398. [47] !!b) Sistema de planejamento de tratamento !O sistema de planejamento validado no presente trabalho o Eclipse (v.11), desenvolvido pela Varian Medical Systems. !Trata-se de um conjunto de hardware e software que usa um algoritmo de clculo juntamente com simulaes Monte Carlo para realizar clculos de distribuio de dose. Uma vez alimentado com dados anatmicos do paciente (como uma tomografia, por exemplo) e com a dose de radiao prescrita para o paciente, o sistema de planejamento capaz de fornecer ao acelerador linear todos os parmetros necessrios para a entrega correta da dose. !O sistema de planejamento operado por um fsico, que ajusta os parmetros at obter a melhor distribuio possvel de dose, ou seja, aquela que mxima para o volume-alvo clnico e mnima para todos os outros tecidos. !!c) Acelerador linear !O acelerador linear utilizado o modelo Clinac 2100 C (N/S: 1740), fabricado pela Varian Medical Systems. Gera feixes (espectros) de ftons com energias nominais de 6 e 10 MeV, alm feixes de eltrons com energia selecionada pelo operador. representado a seguir:

! 30

P0P (273.2 + T)(273.2 + T0 )

;

D = MQ iND,W,Q iKQ,Q0

!!!! !!!!!!!!!!!!!!!!!!!d) Fantoma !Para as medies de dose realizadas nos experimentos aqui descritos, foi utilizado tambm um fantoma cbico de acrlico com 30 cm de aresta, preenchido com gua. A cmara de ionizao foi instalada sobre um trilho mvel duplo. No eixo x o trilho graduado em incrementos de 1mm. No eixo y os incrementos so de 0,001 mm e o posicionador operado por manivela, permitindo controlar e medir com preciso a distncia da cmara de ionizao at a superfcie da gua e a sua posio no campo de radiao. O conjunto foi apropriadamente checado e alinhado antes de cada srie de medidas tomadas. !!!!!!!!!!!!

! 31

Figura 5. Acelerador linear do HUCFF, fantoma direita.

Figura 6. Posicionadores e escalas de posio da CI no fantoma.

e) Tcnicas de tratamento !Para os testes realizados, foram utilizadas as tcnicas SAD e SSD. SAD o acrnimo de source-axis distance, distncia fonte-isocentro, e SSD de source-skin distance ou source-surface distance, distncia fonte-superfcie ou distncia fonte-pele. !Na tcnica SSD, a distncia entre a fonte de radiao e a superfcie do corpo do paciente mantida constante e coincide com o isocentro, ou seja, o eixo de rotao do acelerador. !Na tcnica SAD, o volume-alvo posicionado no isocentro e, consequentemente, sua distncia at a fonte de radiao constante. !!II. Mtodos !O objetivo dos experimentos descritos a seguir validar o sistema de planejamento de tratamento e servir como base para o controle de qualidade do mesmo. A validao consiste de testes dosimtricos e no dosimtricos. Os testes no dosimtricos no sero descritos no presente trabalho por serem menos relevantes ao resultado final da dose. !Portanto, a validao aqui realizada se limita a verificar se os clculos de dose realizados pelo sistema de planejamento de tratamento esto de acordo com os valores reais. Para tanto, realizaram-se medidas experimentais de dose absorvida na gua para diversas configuraes de tratamento. Os casos-teste utilizados foram escolhidos em conjunto pela equipe de fsicos mdicos do Hospital Universitrio, com base no TRS-430 e levando em conta as necessidades prticas do servio. Os testes escolhidos so os que refletem melhor essas necessidades. !De acordo com o exposto no item V. do presente captulo, o sistema ser considerado validado se no houver discrepncia maior que 3% entre os valores calculados pelo sistema de planejamento e os valores experimentalmente medidos. [4, 29, 38, 39] !Todas as configuraes de feixe tiveram a dose prescrita igual a 100 cGy; os valores de kTP foram calculados para cada leitura; foram feitas duas medidas da carga coletada pelo eletrmetro para cada configurao, e sua a mdia foi utilizada como leitura para clculo da dose. !!!!!!!!!!

! 32

Captulo IV - Resultados !!Para todos os dados tomados, se aplicam os seguintes fatores de correo e constantes: !!!!!!!!!!!Os resultados foram divididos em dois grupos com trs partes cada. Os grupos correspondem s energias (6 MeV ou 10 MeV) e as partes s tcnicas de tratamento: SSD, SAD e SAD com o uso de filtros e geometrias complexas. !Cada tabela possui os seguintes dados: !Plano - identifica o caso-teste, com descrio do campo aplicado, profundidade e o uso (ou no) de filtro; !UM calculada - resultado do clculo da UM pelo mtodo manual e pelo sistema de planejamento de tratamento; !Desvios - desvios percentuais entre o clculo manual e o clculo obtido com os dois algoritmos (AAA e PBC) do sistema de planejamento; !UM Aplicada; !L1, L2 e Mdia - leituras e mdia da carga coletada pelo eletrmetro; !kPT - fator de correo para presso e temperatura; !D - dose absorvida na gua, obtida a partir das medies; !Desvios - desvios percentuais entre os clculos realizados e as doses obtidas com as medies; !AAA - clculo de dose absorvida, utilizando o valor de UM obtido pelo algoritmo AAA; !Desv. se irrad com AAA - desvio medido em relao medida de dose absorvida se o clculo do sistema de planejamento usar o algoritmo AAA. !

! 33

Dose Prescrita NDw kQ,Q kpol ks

100 cGy/frao 4,896 0,995 1,000 1,002

Tabela 4.1. Constantes

Na sequncia da apresentao dos dados medidos apresentada a folha de clculo confeccionada para o controle de qualidade do Servio de Radioterapia. So duas folhas de clculo, uma para 6 MV e uma para 10 MV, cada uma com duas partes. Em cada folha, os 10 primeiros testes devero ser realizados semestralmente e os 5 seguintes anualmente. !No foram encontradas variaes significativas para os valores de temperatura e presso medidos a cada ponto. As duas grandezas foram medidas com o auxlio de um termmetro/barmetro digital, calibrado. !Os resultados so apresentados a seguir.

! 34

6 MVUM calculada

DesviosClculo

Algoritmo do Sistema de Planejamento

PlanoTcnica

Campo (cm)Prof. (cm)

FiltroManual

PBCAAA

Desvio PBC-Manual

Desvio AAA-Manual

Desvio PBC-AAA

1SSD

5x55,0

SF124,29

124,50124,19

-0,2%0,1%

-0,3%

2SSD

10x101,6

SF100,00

99,8399,45

0,2%0,6%

-0,4%

3SSD

10x105,0

SF115,08

114,84114,73

0,2%0,3%

-0,1%

4SSD

10x1010,0

SF149,03

148,86148,37

0,1%0,4%

-0,3%

5SSD

20x75,0

SF114,49

114,87114,46

-0,3%0,0%

-0,4%

6SSD

20x75,0

15147,72

148,39148,18

-0,5%-0,3%

-0,1%

7SSD

20x75,0

30185,85

185,89186,66

-0,0%-0,4%

0,4%

8SSD

20x75,0

45236,54

236,33237,58

0,1%-0,4%

0,5%

9SSD

20x75,0

60287,65

286,93289,21

0,3%-0,5%

0,8%

10SSD

20x710,0

SF147,78

148,73149,36

-0,6%-1,1%

0,4%

11SSD

20x710,0

15189,73

190,32191,50

-0,3%-0,9%

0,6%

12SSD

20x710,0

30237,76

237,76240,50

-0,0%-1,1%

1,2%

13SSD

20x710,0

45301,11

300,67304,60

0,1%-1,1%

1,3%

14SSD

20x710,0

60364,73

363,77370,17

0,3%-1,5%

1,8%

SF = Sem filtro

6 MV - SSD

35

PlanoUM

AplicadaL1 (nC)

L2 (nC)Mdia (nC)

kPT

D (cGy)Desvio

Dose AAA (cGy)Desv. se irrad

com AAAOBS

1125

20,87020,820

20,8451,004

102,242,2%

101,421,4%

dif.desprezvel

2100

--

--

--

--

-

3115

20,73020,720

20,7251,003

101,551,5%

101,551,5%

dif.desprezvel

4149

20,74020,740

20,7401,004

101,721,7%

101,041,0%

dif.desprezvel

5115

20,85420,844

20,8491,003

102,162,2%

101,271,3%

dif.desprezvel

6148

20,85420,854

20,8541,003

102,182,2%

102,182,2%

dif.desprezvel

7186

20,88420,864

20,8741,003

102,282,3%

102,832,8%

dif.desprezvel

8236

20,87420,884

20,8791,003

102,302,3%

103,173,2%

dif.desprezvel

9287

20,93520,915

20,9251,004

102,632,6%

103,343,3%

dif.desprezvel

10149

20,87420,884

20,8791,004

102,402,4%

102,402,4%

dif.desprezvel

11190

20,73520,725

20,7301,004

101,671,7%

102,742,7%

PBC

12238

20,82420,844

20,8341,004

102,182,2%

103,043,0%

dif.desprezvel

13301

20,84420,834

20,8391,004

102,212,2%

103,573,6%

PBC

14364

20,77320,784

20,7791,004

101,911,9%

103,593,6%

PBC

6 MV - SSD

36

6 MVUM calculada

DesviosClculo

Algoritmo do Sistema de Planejamento

PlanoTcnica

Campo (cm)Prof. (cm)

FiltroManual

PBCAAA

Desvio PBC-Manual

Desvio AAA-Manual

Desvio PBC-AAA

15SAD

5x55,0

SF112,91

113,15112,90

-0,2%0,0%

-0,2%

16SAD

10x105,0

SF104,53

104,40104,27

0,1%0,2%

-0,1%

17SAD

10x1010,0

SF123,91

123,81123,74

0,1%0,1%

-0,1%

18SAD

20x75,0

SF104,00

104,33104,03

-0,3%-0,0%

-0,3%

19SAD

20x75,0

15134,20

134,85134,50

-0,5%-0,2%

-0,3%

20SAD

20x75,0

30168,83

169,00169,22

-0,1%-0,2%

0,1%

21SAD

20x75,0

45214,88

214,49215,39

0,2%-0,2%

0,4%

22SAD

20x75,0

60261,31

260,61262,01

0,3%-0,3%

0,5%

23SAD

20x710,0

SF123,03

123,86123,36

-0,7%-0,3%

-0,4%

24SAD

20x710,0

15157,95

158,64158,86

-0,4%-0,6%

0,1%

25SAD

20x710,0

30197,94

198,13199,04

-0,1%-0,6%

0,5%

26SAD

20x710,0

45250,68

250,23252,07

0,2%-0,6%

0,7%

27SAD

20x710,0

60303,64

302,71305,90

0,3%-0,7%

1,1%

SF = Sem filtro

6 MV - SAD

37

PlanoUM Aplicada

L1 (nC)L2 (nC)

Mdia (nC)kPT

D (cGy)Desvio

Dose AAA (cGy)Desv. se irrad

com AAAOBS

15113

20,69020,700

20,6951,003

101,401,4%

101,401,4%

dif.desprezvel

16104

20,59020,610

20,6001,003

100,940,9%

100,940,9%

dif.desprezvel

17124

20,56020,580

20,5731,002

100,710,7%

100,710,7%

dif.desprezvel

18104

20,42020,390

20,4051,004

100,050,1%

100,050,1%

dif.desprezvel

19135

20,66220,683

20,6731,004

101,361,4%

100,610,6%

dif.desprezvel

20169

20,71320,713

20,7131,004

101,561,6%

101,561,6%

dif.desprezvel

21214

20,67320,662

20,6681,004

101,341,3%

101,811,8%

dif.desprezvel

22261

20,83420,864

20,8491,004

102,232,2%

102,622,6%

dif.desprezvel

23124

20,70320,713

20,7031,002

101,351,3%

100,530,5%

dif.desprezvel

24159

20,77320,784

20,7771,003

101,771,8%

101,771,8%

dif.desprezvel

25198

20,74320,763

20,7601,003

101,691,7%

102,202,2%

dif.desprezvel

26250

20,80420,773

20,7891,004

101,931,9%

102,752,7%

dif.desprezvel

27303

20,83420,824

20,8291,004

102,132,1%

103,143,1%

PBC

6 MV - SAD

38

6 MVOBS.

UM calculadaDesvios

ClculoAlgoritmo do Sistema de

Planejamento

PlanoTcnica

Campo (cm)Prof. (cm)

FiltroManual

PBCAAA

Desvio PBC-Manual

Desvio AAA-Manual

Desvio PBC-AAA

28SAD

10x105,0

SFAssimtrico

(x1

cm)104,53

104,73104,93

-0,2%-0,4%

0,2%

29SAD

20x75,0

SFOblquo (G=30)

104,00104,41

--0,4%

-

30SAD

10x105,0

SFbloco e bandeja

lisa108,66

108,73108,84

-0,1%-0,2%

0,1%

31SAD

10x105,0

SFcom bandeja

lisa107,87

107,74107,61

0,1%0,2%

-0,1%

32SAD

10x1010,0

SFMLC Config. C

(Col=90)131,14

132,41134,07

-1,0%-2,2%

1,3%

33SAD

10x510,0

SFMLC Config. P1

(Col=90)136,33

136,33137,13

0,0%-0,6%

0,6%

34SAD

10x510,0

SFMLC Config. P2

(Col=90)142,33

142,19146,09

0,1%-2,6%

2,7%

35SAD

20x7,510,0

SFMLC Config. T

(Col=90)125,89

129,01129,98

-2,4%-3,1%

0,8%

36SAD

20x7,510,0

w45 LMLC Config. W

(Col=90)257,03

262,65265,67

-2,1%-3,3%

1,2%

37SAD

20x7,510,0

w45 RMLC Config. W

(Col=90)257,03

262,65266,09

-2,1%-3,4%

1,3%

38SAD

20x1510,0

SFMLC Config. Y

(Col=90)123,43

123,43126,70

0,0%-2,6%

2,6%

SF = Sem filtro

6 MV - SAD2

39

PlanoUM Aplicada

L1 (nC)L2 (nC)

Mdia (nC)kPT

D (cGy)Desvio

Dose AAA (cGy)Desv. se irrad

com AAAOBS

28105

20,69020,700

20,6951,004

101,501,5%

101,501,5%

dif.desprezvel

29104

21,03621,046

21,0411,003

103,103,1%

--

-

30109

20,85020,850

20,8501,003

102,192,2%

102,192,2%

dif.desprezvel

31108

20,72020,750

20,7351,003

101,601,6%

101,601,6%

dif.desprezvel

32132

20,0920,09

20,0901,011

99,27-0,7%

100,770,8%

PBC

33136

20,1620,16

20,1601,011

99,61-0,4%

100,350,3%

dif.desprezvel

34142

19,6119,61

19,6101,011

96,90-3,1%

99,63-0,4%

AAA

35129

20,220,2

20,2001,011

99,81-0,2%

100,580,6%

dif.desprezvel

36263

20,2720,27

20,2701,011

100,160,2%

101,301,3%

PBC

37263

20,4320,42

20,4231,011

100,910,9%

102,072,1%

PBC

38123

19,9820

19,9901,012

98,87-1,1%

102,092,1%

PBC

6 MV - SAD2

40

10 MVUM calculada

DesviosClculo

Algoritmo do Sistema de Planejamento

PlanoTcnica

Campo (cm)Prof. (cm)

FiltroManual

PBCAAA

Desvio PBC-Manual

Desvio AAA-Manual

Desvio PBC-AAA

70SSD

5x55,0

SF116,75

115,98115,88

0,7%0,7%

-0,1%

72SSD

10x105,0

SF108,46

108,18108,21

0,3%0,2%

0,0%

73SSD

10x1010,0

SF134,59

134,32134,49

0,2%0,1%

0,1%

74SSD

20X75,0

SF107,85

109,15109,02

-1,2%-1,1%

-0,1%

75SSD

20X75,0

15132,95

134,59133,76

-1,2%-0,6%

-0,6%

76SSD

20X75,0

30161,09

162,90162,23

-1,1%-0,7%

-0,4%

77SSD

20X75,0

45206,81

209,29208,17

-1,2%-0,7%

-0,5%

78SSD

20X75,0

60248,79

251,33250,71

-1,0%-0,8%

-0,2%

79SSD

20X710,0

SF133,87

135,57135,44

-1,3%-1,2%

-0,1%

80SSD

20X710,0

15164,53

166,66166,20

-1,3%-1,0%

-0,3%

81SSD

20X710,0

30199,16

201,84201,33

-1,3%-1,1%

-0,3%

82SSD

20X710,0

45255,43

258,52258,21

-1,2%-1,1%

-0,1%

83SSD

20X710,0

60307,28

310,30310,98

-1,0%-1,2%

0,2%

SF = Sem filtro

10 MV - SSD

41

PlanoUM Aplicada

L1 (nC)L2 (nC)

Mdia (nC)kPT

D (cGy)Desvio

Dose AAA (cGy)Desv. se irrad

com AAAOBS

70116

20,52020,490

20,5051,004

99,61-0,4%

99,61-0,4%

dif.desprezvel

72108

20,51020,510

20,5101,003

99,54-0,5%

99,54-0,5%

dif.desprezvel

73134

20,59020,570

20,5801,004

99,98-0,0%

99,98-0,0%

dif.desprezvel

74109

20,67620,676

20,6761,003

100,340,3%

100,340,3%

dif.desprezvel

75135

20,92920,960

20,8651,003

101,261,3%

100,510,5%

dif.desprezvel

76163

20,75720,747

20,7501,003

100,710,7%

100,090,1%

dif.desprezvel

77209

20,75720,757

20,7571,003

100,740,7%

100,260,3%

dif.desprezvel

78251

20,81820,818

20,8181,004

101,131,1%

101,131,1%

dif.desprezvel

79136

20,60420,604

20,6041,004

100,090,1%

99,36-0,6%

dif.desprezvel

80167

20,64520,645

20,6451,004

100,290,3%

99,69-0,3%

dif.desprezvel

81202

20,67620,686

20,6811,004

100,470,5%

99,97-0,0%

dif.desprezvel

82259

20,71620,716

20,7161,004

100,640,6%

100,250,2%

dif.desprezvel

83310

20,68620,686

20,6861,004

100,490,5%

100,820,8%

dif.desprezvel

10 MV - SSD

42

10 MVUM calculada

DesviosClculo

Algoritmo do Sistema de Planejamento

PlanoTcnica

Campo (cm)Prof. (cm)

FiltroManual

PBCAAA

Desvio PBC-Manual

Desvio AAA-Manual

Desvio PBC-AAA

92SAD

5x55,0

SF105,95

105,34105,27

0,6%0,6%

-0,1%

94SAD

10x105,0

SF98,29

98,1898,21

0,1%0,1%

0,0%

95SAD

10x1010,0

SF111,68

111,60111,66

0,1%0,0%

0,1%

96SAD

20X75,0

SF97,85

99,0498,88

-1,2%-1,0%

-0,2%

97SAD

20X75,0

15120,65

122,13121,32

-1,2%-0,5%

-0,7%

98SAD

20X75,0

30146,26

147,85147,04

-1,1%-0,5%

-0,5%

99SAD

20X75,0

45187,81

189,74188,74

-1,0%-0,5%

-0,5%

100SAD

20X75,0

60225,98

227,99227,11

-0,9%-0,5%

-0,4%

101SAD

20X710,0

SF111,04

112,64112,42

-1,4%-1,2%

-0,2%

102SAD

20X710,0

15136,50

138,39137,87

-1,4%-1,0%

-0,4%

103SAD

20X710,0

30165,31

167,31166,75

-1,2%-0,9%

-0,3%

104SAD

20X710,0

45212,06

214,27214,00

-1,0%-0,9%

-0,1%

105SAD

20X710,0

60255,16

257,61257,35

-1,0%-0,9%

-0,1%

SF = Sem filtro

10 MV - SAD

43

PlanoUM Aplicada

L1 (nC)L2 (nC)

Mdia (nC)kPT

D (cGy)Desvio

Dose AAA (cGy)Desv. se irrad

com AAAOBS

92105

20,47020,450

20,4601,002

99,21-0,8%

99,21-0,8%

dif.desprezvel

9498

20,54020,550

20,5451,002

99,62-0,4%

99,62-0,4%

dif.desprezvel

95112

20,59020,610

20,6001,002

99,88-0,1%

99,88-0,1%

dif.desprezvel

9699

20,55020,570

20,5601,004

99,85-0,2%

99,85-0,2%

dif.desprezvel

97122

20,56020,580

20,5701,004

99,89-0,1%

99,08-0,9%

dif.desprezvel

98148

20,75020,760

20,7551,004

100,790,8%

100,110,1%

dif.desprezvel

99190

20,86020,870

20,8651,004

101,331,3%

100,790,8%

dif.desprezvel

100228

20,89020,880

20,8851,004

101,421,4%

100,981,0%

dif.desprezvel

101113

20,68020,680

20,6801,003

100,390,4%

99,51-0,5%

dif.desprezvel

102138

20,57020,570

20,5701,003

99,86-0,1%

99,86-0,1%

dif.desprezvel

103167

20,74020,720

20,7301,003

100,640,6%

100,640,6%

dif.desprezvel

104214

20,80020,790

20,7951,003

100,951,0%

100,951,0%

dif.desprezvel

105258

20,91020,910

20,9101,003

101,511,5%

101,121,1%

dif.desprezvel

10 MV - SSD

44

10 MVOBS.

UM calculadaDesvios

ClculoAlgoritmo do Sistema de

Planejamento

PlanoTcnica

Campo (cm)Prof. (cm)

FiltroManual

PBCAAA

Des