-
Radioterapia de Intensidade Modulada Implementao da Tcnica de
Radioterapia de Intensidade Modulada
no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria Protocolo e
avaliao dos Sistemas de Planeamento
Vnia Marisa Santos Batista
Dissertao para obteno do Grau de Mestre em Engenharia Fsica
Tecnolgica
Jri
Presidente: Doutor Joo Carlos Carvalho de S Seixas Coordenador:
Doutora Patrcia Margarida Piedade Figueiredo Vogais: Dr. Leonel
Ferreira Loureno Doutor Lus Manuel Carvalho Freire
Outubro de 2008
-
ii
Agradecimentos
Todo este trabalho no teria sido possvel sem a colaborao do
Servio de Radioterapia do
Hospital de Santa Maria. Destaco o acompanhamento do meu
orientador Dr. Leonel Loureno, de
toda a equipa de fsicos (Dr. Carlos Jesus, Dra. Rita Malveiro e
Doutor Lus Prudncio) e da restante
equipa de profissionais do Servio. De referir ainda o importante
papel da Dra. Sara Germano.
Agradeo ainda minha orientadora interna do Instituto Superior
Tcnico, Doutora Patrcia
Figueiredo.
A realizao do estgio no Hospital de S.Joo foi possvel graas
cooperao deste Servio de
radioterapia, em particular da Dra. Rita Figueira e Dra. Vera
Batel.
O apoio da famlia foi incondicional, em especial dos pais, irmos
(Andreia e Danilo) e av Otlia.
Tambm a colaborao dos amigos foi importante, em particular do
Joel, Ins, Miguel, Susana e
Vernica.
-
iii
Resumo
Esta dissertao tem por objectivo iniciar o processo de
implementao clnica da tcnica de
Radioterapia de Intensidade Modulada (IMRT) no Servio de
Radioterapia do Hospital de Santa
Maria. includo neste trabalho o desenvolvimento de um protocolo
de implementao e a avaliao
dos sistemas de planeamento XiO e Monaco da CMS. Devido s
caractersticas do Servio, optou-se
por implementar IMRT com a tcnica de Step&Shoot, fotes de
6MV, e para tratamentos de
carcinoma da prstata.
No sistema XiO, efectuaram-se planeamentos com o objectivo de
avaliar o nmero e geometria
dos feixes, o efeito do arredondamento das unidades de monitor,
e a manipulao da prescrio.
Como esperado, a comparao com mtodos convencionais revela uma
reduo benfica da dose
mdia, enquanto a dose mxima aumenta.
Quanto ao Monaco, foi efectuada a verificao e aceitao da modelao
da dose, atravs da
simulao de perfis de dose, factores de output e dose no eixo
central. Dados os resultados
encontrarem-se dentro das tolerncias foi aceite o sistema, e
efectuado um relatrio para o Servio.
O protocolo inclui uma lista de testes ao: desempenho mecnico e
fsico do colimador,
comportamento do acelerador, e sistema de planeamento. Da
realizao de alguns testes
observaram-se problemas no colimador multilminas do acelerador,
que depois de reportados ao
fabricante aguardam soluo. Este protocolo apenas indicativo, e a
forma definitiva passar por
aprovao do Servio e avaliao prtica.
Foi realizado um estgio no Hospital de S.Joo, com objectivo de
familiarizar com a IMRT, onde
j se encontra implementada.
Palavras-chave: Radioterapia de Intensidade Modelada, Protocolo,
Implementao Clnica, Planeamento Inverso, Monte Carlo.
-
iv
Abstract
The objective of this dissertation was to develop a protocol for
the clinical implementation of
Intensity Modulated Radiation Therapy (IMRT) at Hospital Santa
Maria (HSM). According to the
specific characteristics of this hospital, the Step&Shoot
IMRT method was selected, using 6MV
photons for the treatment of prostate carcinomas. An internship
at Hospital de So Joo was also
conducted, for familiarization with the IMRT technique already
implemented in this hospital.
The work at HSM included an evaluation of the planning systems
(XiO and Monaco). With the XiO
system, we assessed the number and geometry of the X-ray beams;
the monitor unities rounding
effect; and the prescription manipulation. As expected,
comparison with conventional conformational
radiotherapy methods revealed a beneficial reduction of average
dose, while the maximum dose was
increased. With the Monaco system, a Monte Carlo method was used
for the simulation of dose
profiles, output factors and central dose. Since the results
were within the tolerance limits, the system
was accepted and a report was written for the Hospital
describing these tests.
The implementation protocol developed consists in a series of
tests of: mechanical and physical
performance of the collimator; behavior of the accelerator; and
planning system. After executing
some tests, problems were observed in the collimator, which were
reported to Siemens and are
waiting to be resolved. Because not all tests could be
performed, this is an indicative protocol only.
The definitive form has yet to be approved by the Hospital and
then subjected to a practical, clinical
evaluation.
Key Words: Intensity Modulated Radiotherapy, Protocol, Clinical
Implementation, Inverse Planning, Monte Carlo.
-
v
ndice
1. Introduo 1
1.1. Motivao. 2
1.2. Estrutura da Dissertao... 2
2. Radioterapia Conformacional... 4
2.1. Radioterapia de Intensidade Modulada.. 4
2.1.1. Vantagens e Desvantagens da IMRT. 5
2.2. Radiobiologia.. 6
2.3. Modalidades de IMRT 8
2.3.1. Radiao Utilizada.. 8
2.3.2. Mtodo de Conformao... 9
2.3.3. Mtodo de Tratamento.. 10
2.3.4. Patologia.. 10
2.3.5. Energia de Tratamento.. 11
3. Sistema de tratamento e controlo de qualidade 14
3.1. Acelerador Linear e Caractersticas 14
3.1.1. Sistema de Colimao... 15
3.2. Equipamento de Controlo de Qualidade 17
3.2.1. Fantomas. 17
3.2.2. Mtodos de Determinao da Dose 18
3.2.2.1. Cmaras de Ionizao... 18
3.2.2.2. Pelculas Radiosensveis... 20
3.2.2.3. Imagem Portal. 21
4. Sistema de Planeamento.. 22
4.1. Planeamento Inverso Funes de Custo e Optimizao. 22
4.2. Algoritmos de Calculo de Dose 23
4.3. Sistemas de Planeamento Existentes no Servio. 24
4.3.1. Sistema de Planeamento de Tratamento XiO 24
4.3.1.1. Algoritmos e Funes de Custo 24
4.3.1.2. Validao do Acelerador no Sistema de Planeamento 25
4.3.1.3. Processo de Planeamento & Estudos Comparativos...
25
a) Nmero e Geometria dos Feixes... 26
b) Arredondamento das Unidades de Monitor. 30
c) Prescrio.. 31
d) Comparao da Radioterapia Conformacional Convencional e IMRT
32
e) Avaliao de um Plano 35
4.3.2. Sistema de Planeamento de Tratamento Monaco 37
4.3.2.1. Funes de Custo e Algoritmos de Optimizao.. 38
-
vi
4.3.2.2. Implementao do Monaco no Servio... 41
a) Testes para Aceitao do Acelerador Oncor no Sistema Monaco..
41
b) Reviso e Aceitao da Modelao.. 45
5. Protocolo.. 52
5.1. Sistema de Tratamento. 52
5.1.1. Testes ao Desempenho Mecnico do MLC... 52
5.1.2. Teste ao Desempenho Fsico do MLC 57
5.1.3. Avaliao das Caractersticas de Campos Pequenos.. 60
5.1.4. Avaliao do Desempenho do Acelerador para Poucas Unidades
de Monitor 60
5.2. Sistema de Planeamento.. 62
5.3. Controlo de Qualidade Especfico... 64
5.4. Anotaes e Verificaes ao Protocolo.. 66
6. Servio de Radioterapia do Hospital de So Joo... 74
6.1. Controlo de Qualidade Especifico 74
6.1.1. Dosimetria Absoluta... 75
6.1.2. Dosimetria Relativa. 76
7. Concluses.. 79
8. Referncias Bibliogrficas 81
9. Anexos. 85
-
vii
Lista de Figuras
Figura 1 Acelerador Linear ONCOR Impression PLUS da Siemens e
mesa de
tratamento, existentes no Servio de Radioterapia do Hospital de
Santa Maria. Pormenor do
Colimador OPTIFOCUS da Siemens, em particular do MLC. 15
Figura 2 a) Esquema genrico de um sistema de colimao de fotes
com jaws superior
e inferior e MLC. A jaw Y1 foi omitida para clareza do esquema.
Indicao dos eixos
utilizados em radioterapia (Cross Plane e In Plane) e das suas
orientaes em relao
gantry. b) Processo de interdigitao das lminas... 16
Figura 3 Montagem do Fantoma de gua, com o array LA48, no Servio
de Radioterapia
do Hospital de Santa Maria........................... 18
Figura 4 Cmara de ionizao de 0,125cm3, com capa de build-up em
lato. A Cmara
encontra-se montada no brao de movimento do fantoma de gua.
Imagem da montagem
efectuada no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa
Maria........................... 19
Figura 5 Histograma Dose-Volume comparativo do planeamento de
IMRT com 5 campos
AP e configurao 5 campos PA. 28
Figura 6 Histograma Dose-Volume para 7 campos na geometria A e
na geometria
B 29
Figura 7 Histograma para 5 campos AP com IMRT e com terapia
convencional... 33
Figura 8 Histograma da dose mxima e mdia nas estruturas (OAR e
PTV2) para as
vrias geometrias avaliadas no mtodo convencional e de
IMRT............... 34
Figura 9 Histograma para 5 campos com configurao PA, no
planeamento
convencional e em IMRT.. 34
Figura 10 Histograma para 7 campos (planeamento convencional e
planeamento em
IMRT)....... 35
Figura 11 Histograma dose-volume, para planeamento em IMRT com 5
campos AP, 5
campos de geometria PA e 7 campo.. 36
Figura 12 Regies de definio do tipo de interaco sofrido pela
partcula em anlise,
por gerao de um nmero aleatrio no intervalo [0,1].
................... 40
Figura 13 Montagem do fantoma de gua, com cmara de ionizao de
medida (com
capa de build-up) e cmara de referncia, para aquisio de perfis
no ar. Montagem
efectuado no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria..
42
Figura 14 Perfis CR distncia de 100cm da fonte, para medies no
ar e dimenso de
campo 2x2 cm, 5x5cm e 10x10 cm.......................... 42
Figura 15 PDD adquiridos no ar para o campo 2x2, 10x10 e 20x20
cm. 43
Figura 16 Perfis CR e IP do campo de 2x2cm. Perfis adquiridos em
gua com a PinPoint
e SSD a 100cm e s profundidades de 1.4, 5, 10, 20 e
30cm..................... 43
Figura 17 Perfil IP do campo de 10x10cm, adquiridos em gua com a
cmara de
0,125cm3, SSD a 100cm e profundidade de 1.4, 5, 10, 20 e 30cm...
44
-
viii
Figura 18 PDD obtidos em aquisies em gua com SSD a 100cm, para
campo 3x3cm a
40x40cm...... 44
Figura 19 Definio das regies do feixe, baseadas na magnitude do
gradiente de dose,
para as quais existem diferentes critrios de aceitao para a
exactido do clculo de dose. 45
Figura 20 Ilustrao das regies dos critrios de aceitao, para a
comparao entre os
valores medidos e os simulados para o PDD e para o perfil do
feixe...... 46
Figura 21 Modelao no Monaco do campo 10x10cm. . 48
Figura 22 Pontos para avaliao da distribuio de dose no
isocentro, profundidade
10cm.............................................................................................................................................
50
Figura 23 Padro para comparao visual da posio dos campos, e
dimenso,
indicando o planeado, o campo na tolerncia e o no limite de aco
da tolerncia... 53
Figura 24 Campos complementares que so definidos pelas jaws Y e
MLC, de forma a
testar a complementaridade de campos. .. 54
Figura 25 Exemplo de um dos campos padro (losango) utilizados
para analisar a
exactido do campo luminoso. ......................... 55
Figura 26 Esquema da pelcula obtida do teste 6 da irradiao de
dois campos que se
sobrepem numa regio de largura 2cm 56
Figura 27 Exemplo de posio de lminas para a verificao da posio
em relao
jaw Y. As imagens correspondem a pares de lminas com posies
complementares em
relao jaw Y1 e Y2, respectivamente. . 56
Figura 28 Esquema da posio dos campos irradiados, na verificao
do centro radiao
do MLC e na rotao da gantry... 57
Figura 29 Esquema exemplificativo da posio relativa das
lminas.................... 58
Figura 30 Exemplos de padres de intensidade controlada. Da
esquerda para a direita:
cunha em X, pirmide, poo e aleatrio. 64
Figura 31 Digitalizao da pelcula obtida da irradiao de campos de
1x40cm com
espaamento de 1cm. 66
Figura 32 Digitalizao da pelcula obtida do teste Matchline, para
gantry e colimador a
0 e 50UM por campo de 5x40. .. 68
Figura 33 Anlise da pelcula obtida do teste Matchline segundo as
direces CR e IP. ... 68
Figura 34 Digitalizao da pelcula resultante do teste da
transmisso (teste 11). ..... 70
Figura 35 Anlise da pelcula 34 na direco IP e CR... 70
Figura 36 Montagem do controlo de qualidade especfico da
dosimetria absoluta, com a
cmara de ionizao Farmer e o fantoma de placas de gua slida, no
Servio de
Radioterapia do Hospital de S.Joo... 75
Figura 37 Montagem experimental para dosimetria relativa, com
matriz e 5cm de placas
de gua slida, no acelerador Siemens Primus, Hospital de S.Joo
76
Figura 38 Mapa de fluncia do campo a 0 (Campo medido e
calculado).. 76
Figura 39 Mapa dos ndices gama para o campo de 0 (bidimensional
e tridimensional)... 77
Figura 40 Histograma da distribuio dos ndices gama para o campo
de 0....... 77
-
ix
Lista de Tabelas
Tabela 1 Nmero de segmentos e unidades de monitor na totalidade
do tratamento com
IMRT para a geometria de 5 AP, 5PA e 7 campos.. 30
Tabela 2 Prescrio efectuada para a 1fase do tratamento para a
geometria de 7
campos.... 32
Tabela 3 Prescrio efectuada para a 2fase do tratamento para a
geometria de 7
campos 32
Tabela 4 Anlise DVH para campos convencionais e de IMRT, para os
rgos de risco,
atravs da indicao da dose mnima, mdia e mxima. 33
Tabela 5 Anlise do DVH para o volume alvo (PTV2) atravs das
doses mximas,
mnimas e mdias.. 34
Tabela 6 Tolerncias dose-volume para os rgos de risco. 36
Tabela 7 Volumes dos rgos de risco para as doses de tolerncia da
tabela 6. 36
Tabela 8 Tolerncias seguidas para a aceitao do Monaco... 47
Tabela 9 Dimenso das estruturas definidas no Monaco a 10cm de
profundidade do
fantoma com SSD a 100cm. 47
Tabela 10 Desvios mximos para perfis CR e IP e PDD, nas
profundidades de 10cm e
1,4cm. . 49
Tabela 11 Factores de output factores medidos experimentalmente
e os simulados tanto
pela CMS como pelo Servio. . 49
Tabela 12 Dose absoluta medida a 10cm de profundidade no
isocentro com SSD a
100cm. Valores medidos experimentalmente e simulados no Monaco
50
Tabela 13 Dose simulada pela CMS e Servio, para os pontos
indicados da figura 22.. 51
Tabela 14 Penumbra dos perfis na direco CR e IP, do lado direito
e esquerdo, para os
campos pequenos e para o campo de referncia (10x10cm),
profundidade de dose mxima
para 6MV, 1.4cm 71
Tabela 15 Penumbra dos perfis na direco CR e IP, do lado direito
e esquerdo, para os
campos pequenos e para o campo de referncia (10x10cm),
profundidade de 10cm... 71
Tabela 16 Dimenso do campo profundidade de medio (10cm) e
superfcie. 72
Tabela 17 Simetrias para os perfis de campos pequenos e de
referncia (10x10).. 72
Tabela 18 Homogeneidades para os perfis de campos pequenos e de
referncia (10x10) 73
Tabela 19 Prescrio aplicada ao PTV2 por IMRT, no doente do
Hospital de So Joo 74
Tabela 20 Verificao da dosimetria absoluta de cada campo e da
acumulao de
campos 75
-
x
Lista de Abreviaes
3D Tridimensional
ASTRO - American Society for Therapeutic Radiology and
Oncology
ACR - American College of Radiology
AAPM American Association of Physicists in Medicine
ADN cido Desoxirribonucleico
AP Anterior-Posterior
BED Dose efectiva biolgica (Biological Effective Dose)
BEV Ponto de vista do feixe (Beams Eye View)
CAX Eixo Central (Central Axis)
CFRT Radioterapia Conformacional (Conformal Radiation
Therapy)
CQ Controlo de Qualidade
CQE Controlo de Qualidade Especifico
CR Cross-plane
CT Tomografia computorizada (Computed Tomography)
CTV Volume Alvo Clnico (Clinical Target Volume)
Deff Dose Efectiva
DMLC Colimador multilminas dinmico (Dynamic Multileaf
Collimator)
DRR- Radiografia digital reconstruda (Digital Reconstructed
Radiograph)
DTA Distancia entre coincidncia de dois pontos no sistema
planeamento e tratamento
(Distance To Agreement)
DVH Histograma Dose-Volume (Dose-Volume Histogram)
EPID Dispositivo de Imagem Portal Electrnica (Electronic Portal
Imaging Device)
ESTRO European Society for Therapeutic Radiology and
Oncology
EUD Dose Uniforme Equivalente (Equivalent Uniform Dose)
FSU Subunidades Funcionais (Functional Subunits)
FWHM Largura a meia altura (Full Width at Half Maximum)
GTV Volume Tumoral Detectvel (Gross Target Volume)
HSM Hospital de Santa Maria
ICRU - International Commission on Radiological Units and
Measurements
IMAT Terapia de Arco de Intensidade Modulada (Intensity
Modulated Arc Therapy)
IMB Feixe de Intensidade Modulada (Intensity Modulated Beam)
IMRT Radioterapia de Intensidade Modulada (Intensity Modulated
Radiation Therapy)
IP In-Plane
LINAC Acelerador linear (Linear Accelerator)
LQ Linear-Quadrtico
MLC Colimador Multilminas (Multileaf Colimator)
MSF Mltiplos Campos Estticos (Multiple Static Field)
-
xi
NTCP Probabilidade de Complicaes em Tecidos Normais (Normal
Tissue Complication
Probability)
OAR rgos de risco (Organs At Risk)
OD Densidade ptica (Optical Density)
OF - Factores de Output (Output Factores)
PA Posterior-Anterior
PDD Perfil da dose em profundidade (Profile Depht Dose)
PET Tomografia de Emisso de Positres (Positron Emission
Tomography)
PTV Volume Alvo de Planeamento (Planned Target Volume)
PV Valor do Pixel (Pixel Value)
RF Radiofrequncia
RM Ressonncia Magntica
RMS Raiz Quadrada Mdia (Root Mean Square)
RW Largura Radiolgica (Radiologic Width)
SAD Distancia da fonte ao isocentro
SF Fraco de clulas sobreviventes (Survivor Fraction)
SPECT - Single photon emission computed tomography
SSD Distancia da fonte superfcie
TCP Probabilidade de Controlo Tumoral (Tumour Control
Probability)
TD Dose de Tolerncia (Tolerance Dose)
TD50 Taxa de dose que d origem a uma probabilidade de 50% de
tumor remanescente
TPS Sistema de Planeamento de Tratamento (Treatment Planning
System)
UM Unidades de Monitor
Veff Volume Efectivo
-
1
1. Introduo
A radioterapia externa surgiu no incio do sculo XX com a aplicao
de radiao ionizante para
tratamentos oncolgicos. No entanto, na radioterapia clssica, a
ausncia de um controlo quantitativo
da radiao aplicada, provocava mais efeitos colaterais que
benficos, [Bentel, 1995]. Assim, com o
objectivo de quantificar a radiao recebida pelo corpo, definido
o conceito de Dose, ou dose
absorvida. A dose uma grandeza macroscpica que descreve a
distribuio espacial das ionizaes
provocadas pela radiao incidente. Deste modo, a dose que
determina o efeito biolgico, j que
quantifica a energia depositada numa pequena massa fixa de
matria, que rodeia o ponto de
prescrio do tratamento.
Apenas na dcada de 30, surge um dos principais instrumentos de
medio da dose, a cmara de
ionizao, possibilitando a determinao da dose absorvida pelos
tecidos. Em 1953, o International
Commission on Radiological Units and Measurements (ICRU)
recomendou o rad como unidade para
a dose de radiao absorvida e, nos anos 70, esta foi substituda
pelo Gray, que representa a energia
mdia depositada por unidade de massa num volume elementar, (
kgJGy 11 = e
GycGyrad 100111 == ).
Com o aumento da aplicabilidade dos raios X em radioterapia, e a
necessidade de equipamentos
com maior poder de penetrao, surge tecnologia com feixes mais
energticos (superior a 1MeV)
[Webb, 2001]. Desenvolveram-se ento diferentes mtodos de
acelerar partculas, sendo no caso dos
raios X os aceleradores lineares (LINAC) os mais utilizados. A
medida do output de um acelerador
linear em radioterapia dada em termos de Unidade de Monitor
(UM). Os aceleradores lineares so
calibrados para uma energia especfica tal que 1UM equivale dose
absorvida de 1cGy em
determinadas condies geomtricas (tipicamente para a distncia
fonte-superfcie (SSD) de 100cm e
profundidade de dose mxima).
A utilizao de mquinas com energias na ordem dos MeV permite a
obteno de melhores
distribuies de dose, o aumento do efeito de poupana da pele e o
tratamento de tumores
profundos. O efeito de poupana de pele deve-se percentagem de
dose em profundidade aumentar
com o aumento da energia dos feixes, ocorrendo a deposio da dose
mxima a uma maior distncia
da superfcie da pele. Outra vantagem dos feixes de elevada
energia a radiao difundida ter uma
direco menos divergente e o feixe de radiao apresentar uma menor
penumbra, o que permite
maior conformao da dose ao tecido alvo.
O desenvolvimento de tcnicas de imagem na dcada de 60,
tomografia computorizada (CT) e
ressonncia magntica (RM), foi uma das maiores contribuies para a
minimizao da dose nos
tecidos normais e aumento nos tecidos tumorais. A utilizao de
imagens de CT possibilita: a
visualizao da relao entre o tumor e os rgos normais e a definio
dos seus contornos; a
verificao do alinhamento e posicionamento do doente; calcular o
efeito das heterogeneidades do
tecido e melhorar a exactido com que a dose calculada.
Com o objectivo de concentrar a dose de radiao no tumor enquanto
se minimiza a dose nos
tecidos normais adjacentes, surgem diferentes mtodos de modulao
e conformao da dose e
desenvolve-se assim a Radioterapia Conformacional [Webb, 2001].
Optimizaes desta tcnica
-
2
deram origem Radioterapia de Intensidade Modulada (IMRT), que
optimiza a relao entre a
irradiao do tumor e a segurana dos tecidos saudveis
adjacentes.
1.1 Motivao
A Radioterapia de Intensidade Modulada consegue, atravs de
estratgias de conformao da
radiao ao tecido alvo, reduzir a dose nos tecidos normais. Como
tal, esta tcnica apresenta: novas
metodologias; nova interpretao dos objectivos da radioterapia
que passam a ser a preservao das
estruturas saudveis e s depois a irradiao do tumor; novas
exigncias no controlo de qualidade; e
reestruturao do Servio de Radioterapia (novos aceleradores,
sistemas de planeamento, mtodos
de dosimetria bsica e formao adequada).
Esta dissertao tem por objectivo efectuar a primeira fase da
implementao clnica da tcnica de
IMRT no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria.
Pretende-se direccionar a
implementao clnica atravs da avaliao das condies necessrias e as
existentes no Servio,
estabelecer e caracterizar os aspectos tcnicos e prticos de um
protocolo de implementao de
IMRT, e avaliar os Sistemas de Planeamento existentes no Servio
para IMRT.
1.2 Estrutura da Dissertao
No captulo 2 so descritos os princpios da radioterapia
conformacional e em particular da IMRT.
Ambas as tcnicas utilizam conceitos radiobiolgicos de forma a
melhorar a eficcia do tratamento,
conceitos estes que tm em conta o tipo de tecido e a sua
resposta radiao, o que tambm
descrito neste captulo. Na seco 2.2 realizada a anlise das
modalidades de IMRT para seleco
da que mais se adequa ao Servio, tendo em considerao as
caractersticas da tcnica: tipo de
radiao, mtodo de conformao, mtodo de tratamento, patologia e
energia de tratamento.
Devido s exigncias da tcnica de IMRT em termos de preciso e
exactido, necessrio
equipamento apropriado, com caractersticas e limitaes bem
conhecidas. No capitulo 3, descrito o
acelerador linear e o equipamento de controlo de qualidade
existentes no Servio e que se adaptam a
IMRT.
No captulo 4 so avaliados os dois sistemas de planeamento
adaptados a IMRT existentes no
Servio de Radioterapia XiO e Monaco, da CMS (CMS GmbH,
Freiburg). O sistema XiO ir
funcionar como sistema de clculo primrio para IMRT, atravs do
algoritmo de clculo de dose pelo
mtodo de sobreposio. Este sistema j se encontra em funcionamento
no Servio mas no mdulo
de radioterapia conformacional, como tal so efectuados estudos
neste captulo acerca do mtodo de
planeamento. Para o clculo de dose independente, o Servio possui
o sistema Monaco, que utiliza
funes de custo biolgicas e um algoritmo de clculo de dose de
Monte Carlo. Neste captulo
ento apresentado o processo de aquisio de dados para a
caracterizao do acelerador no sistema
Monaco e a reviso e verificao da modelao efectuada pela empresa
responsvel pelo software
(CMS).
-
3
Com base nas caractersticas da tcnica a implementar e todo o
equipamento disponvel, este
trabalho prope, no capitulo 5, um protocolo para a implementao
da IMRT no Servio, que inclui
testes mecnicos, fsicos e dosimtricos, e as respectivas
tolerncias a que a tcnica tem que
obedecer para a prtica clnica. So ainda apresentados os
resultados dos testes realizados no
processo de criao do protocolo.
De forma a completar a formao na tcnica, foi realizado um estgio
no Servio de Radioterapia
do Hospital de S. Joo, onde j se encontra implementada a tcnica
de IMRT. Este estgio teve por
objectivo, alm da aprendizagem e consolidao de conhecimentos
acerca dos testes necessrios ao
processo de implementao, o acompanhamento do processo de
Controlo de Qualidade Especfico
(CQE) na prtica clnica, de forma a compreender os prximos passos
que o Servio de Santa Maria
dever seguir. No captulo 6 apresentado o mtodo de CQE seguido
pelo Hospital de S. Joo, com
um caso clnico de um doente.
Finalmente, as concluses gerais acerca do trabalho so
apresentadas no captulo 7.
-
4
2. Radioterapia Conformacional
A radioterapia conformacional tridimensional (3D CFRT) tem por
objectivo melhorar a localizao
espacial do volume tumoral, permitindo por um lado a aplicao de
doses maiores de radiao (at
80Gy, em fraces dirias de ~2Gy) e por outro lado reduzir os
efeitos em tecidos adjacentes
saudveis, explorando o melhoramento biolgico da radioterapia.
reconhecida a necessidade de
radioterapia conformacional quando o alvo tem formas
irregulares, [Webb, 1997], o que se verifica
quando o ponto de vista do feixe (beams eye view, BEV) muda com
a direco do feixe incidente. Da
radioterapia conformacional surge a Radioterapia de Intensidade
Modulada (IMRT), que aumenta a
conformao da dose ao tumor, mas que tem como objectivo
primordial a preservao dos tecidos
normais.
Uma terapia conformacional resulta de uma anlise da previso
biolgica da probabilidade de
controlo do tumor (TCP) e da probabilidade de complicaes em
tecidos normais (NTCP), (consultar
seco 2.2).
2.1. Radioterapia de Intensidade Modulada
A Radioterapia de Intensidade Modulada [Webb, 2001] resulta de
uma evoluo das tcnicas de
radioterapia conformacional, onde apenas as formas dos campos
(projeco do feixe na superfcie)
eram ajustveis forma do volume alvo de planeamento (PTV), para
tcnicas em que a intensidade
do feixe, ou fluncia, tambm modulada ao longo da geometria do
campo.
Em IMRT, mais do que obter uma boa distribuio de dose no PTV, a
modulao da dose tem por
objectivo evitar os rgos de risco (OAR), aumentando a sua
segurana. Designa-se este processo
de conformao por evitao (conformal avoidance).
A IMRT surgiu de uma nova concepo de planeamento o planeamento
inverso idealizado por
Brahme em 1986 e implementado por Bortfeld e Boyer em 1991. At
esta poca todos os
planeamentos iniciavam-se com a definio da contribuio de cada
feixe para a dose final e s
depois se obtinha a distribuio de dose. Com IMRT, o processo de
planeamento comea com a
prescrio da distribuio de dose pretendida, e depois da optimizao
obtm-se as intensidades dos
feixes incidentes. Com o planeamento inverso torna-se ento
possvel, a partir de uma prescrio de
dose ideal (ou de um conjunto de objectivos biolgicos), obter o
conjunto de feixes de intensidade
modulada (IMBs), que melhor se adequa ao problema.
Do planeamento inverso surge a necessidade de modulao da
intensidade do feixe. A ideia de
modulao de feixes de radiao j antiga, 1960, com a utilizao de
blocos de proteco como
forma de modulao binria, tendo-se evoludo para filtros em cunha,
o que j possibilitava a
modulao de um gradiente de intensidade a uma dimenso. Em IMRT a
evoluo surgiu ao utilizar-
se mapas de fluncia capazes de serem administrados
automaticamente por acelerados lineares
dotados de sistemas prprios, em particular o MLC.
-
5
Os mapas de fluncia que representam a modulao da intensidade de
cada feixe so resultado
da diviso do feixe num nmero de segmentos (beamlets), cuja
intensidade varia ao longo do plano
de tratamento, e consoante a existncia de PTV e/ou OAR.
Uma das aplicaes para as quais o IMRT mais vantajoso o
tratamento de PTVs de forma
cncava, e que rodeiam rgos de risco, como o caso do carcinoma da
prstata e da cabea e
pescoo. A melhoria na conformao aquando da utilizao da IMRT
resulta da sua capacidade de
criar e colocar gradientes de dose acentuados exactamente onde
eles so necessrios.
Os tumores so frequentemente heterogneos, resultado da densidade
de clulas clones e dos
nveis de oxigenao, pelo que a distribuio ptima de dose no tumor
tambm no uniforme, o que
contraria as distribuies de dose em radioterapia conformacional
convencional. Assim, a IMRT
planeia intencionalmente distribuies de dose no uniformes.
A exactido que a IMRT possibilita requer que a posio do tumor e
dos tecidos saudveis
circundantes esteja bem definida, pelo que se recorre a tcnicas
de imagem como CT, PET ou RM.
No entanto por vezes estas tcnicas no bastam, j que alguns rgos
movem-se diariamente, como
o caso da prstata. Assim, recorre-se a mtodos de imagem peridica
de forma a monitorizar o
movimento do rgo, sendo comum na prostata a implementao de
sementes de ouro e a realizao
de CT para verificar o posicionamento destas, no entanto novas
tcnicas comeam a emergir, como o
uso de ultra-sons e imagem-guiada [Bortfeld, 2006].
O tratamento planeado usando CT a trs dimenses, onde o clculo de
dose computorizado,
de forma a determinar o padro da intensidade de dose (mapa de
fluncia) que melhor se adapta
forma alvo, atravs da combinao de vrios segmentos de intensidade
modulada com diferentes
direces.
O primeiro tratamento de IMRT foi realizado em 1994 por Bortfeld
e Boyer, e foi a partir dessa data
que se deu a maior exploso com o refinamento das tcnicas de
interesse comercial.
2.1.1 Vantagens e Desvantagens da IMRT
Apesar de todas as vantagens da IMRT indicadas na seco anterior,
surgiram vrios movimentos
contra a IMRT, [Galvin, 2003], j que o facto de conformar de
forma muito rgida a distribuio de
dose elevada poderia torn-lo potencialmente perigoso,
comparativamente com os mtodos
convencionais. No entanto, estes argumentos podem ser
contestados, porque a IMRT ao conformar
melhor o volume de dose elevada, torna possvel alargar a margem
de segurana, de forma a permitir
uma maior tolerncia para erros de localizao.
Outras crticas so: o aumento da dose total no doente, elevado
nmero de segmentos que
provocam o aumento do desgaste do equipamento e do tempo de
tratamento, e a complexidade da
verificao e controlo de qualidade. Em resposta a estas questes,
importante compreender que a
tcnica pode ser to exacta e precisa quanto se esteja disposto a
apostar nela, com tempo,
equipamento e investimento. Estando a eficcia do tratamento
dependente destas variveis.
Criticas tcnica incidem tambm na heterogeneidade da dose
comparativamente com as
restantes tcnicas de conformao, no entanto exactamente esta a
vantagem da IMRT j que
-
6
permite uma melhor conformidade estrutura heterognea do PTV.
Estas heterogeneidades podem
ser controladas de forma a no prejudicar o planeamento, atravs
dos constrangimentos aplicados
aos alvos e estruturas criticas.
Para que a IMRT tenha vantagens relativamente radioterapia
convencional, para compensar o
custo monetrio e tempo, apenas casos clnicos apropriados para
IMRT devem ser realizados. Estes
casos incluem planeamentos que exigem distribuies de dose muito
conformadas, e onde a
proteco de estruturas criticas exige a criao de concavidades e
assim uma distribuio de dose
convexa. tambm aconselhado IMRT para PTVs pequenos e
irregulares, para situaes em que
convencionalmente so utilizadas cunhas, e para casos em que
difcil encontrar ponderaes dos
campos que gerem uma optimizao de plano aceitvel.
A apoiar a utilidade da IMRT surge o facto dos clnicos exigirem
distribuies de dose cncavas
em cerca de 30% dos casos clnicos, facto que no pode ser
atingido sem IMRT [Webb, 2001].
Alm dos motivos apresentados a favor da IMRT, foi criado um
conjunto de factores que possibilita
a utilizao de IMRT de forma eficaz: possibilidade de controlo
dos feixes de radiao e do MLC
atravs do computador; softwares de planeamento inverso para
determinar as distribuies de IMRT
em tempo e exactido realistas; desenvolvimento de tecnologias de
imagem mdica tridimensional
(CT, RM, SPECT, PET), que permitem mais exactido na determinao
da geometria do alvo e
estruturas normais; e ainda novas tcnicas de controlo de
qualidade para IMRT, [Webb, 2001].
2.2. Radiobiologia
A compreenso dos fenmenos celulares associados ao efeito de uma
terapia com radiao
ionizante a base de uma adequada radioterapia
conformacional.
A utilidade de ndices biolgicos surge devido necessidade de
controlar como os tecidos
respondem radiao, tendo por objectivo ter-se o mximo controlo
local do tumor (TCP) e o mnimo
de complicaes nos tecidos normais (NTCP). Apresentam-se de
seguida, os modelos matemticos
que expressam tanto o TCP como o NCTP em funo da dose e do
volume irradiado.
Um dos modelos mais utilizados o Linear-Quadrtico, LQ, e
considera que o ADN a molcula
alvo e que uma dupla quebra no ADN necessria e suficiente para
inviabilizar a reproduo das
clulas, e assim levar morte. Do ponto de vista teraputico, este
facto de que tira partido a
radioterapia, sendo o ADN o alvo crtico da radiao, o que permite
o controlo tumoral. Por outro lado,
do ponto de vista dos tecidos saudveis, pretende-se assegurar a
sobrevivncia do mximo nmero
de clulas clones, para uma adequada repopulao, [Bachem,1923].
deste balano custo-benefcio,
entre a irradiao do tumor e irradiao dos tecidos adjacentes que
determinado o resultado do
tratamento.
No modelo LQ, definem-se dois tipos de eventos que podem levar
morte da clula. O primeiro
tipo, caracteriza os eventos singulares que correspondem dupla
quebra da cadeia de ADN por uma
partcula, sendo o nmero destes eventos quantificado pelo
parmetro . O segundo mecanismo
quantificado pelo parmetro , corresponde a interaces de eventos
subletais, isto , quebras
singulares prximas no espao e tempo, que podem ser reparadas,
[Shrieve, 2004; Yorke, 2003].
-
7
A fraco de clulas sobreviventes, SF, a uma dose D (Gy), dada em
n fraces de dose d,
descrita pela contribuio destes dois mecanismos:
( )[ ]( )ndddnSF 2exp),( = (1) A probabilidade de efeitos
indesejveis em tecidos normais assim como a probabilidade de
controlo do tumor so funes da dose, de forma sigmide, com
posicionamento em relao ao eixo
da dose dependente do tipo de tecido. Define-se ento o rcio
teraputico como a razo entre a
Probabilidade de Controlo do Tumor (TCP) e a Probabilidade de
Complicao nos Tecidos Normais
(NTCP), e pretende-se que este tenda para um mximo [Shrieve,
2004].
Um dos modelos para o TCP o de Poisson, [Yorke, 2003], onde
apenas as clulas clones
permitem a regresso do tumor, passando o TCP a representar a
probabilidade de no sobreviverem
clulas clones. As clulas clones que sobrevivem radiao seguem a
distribuio de Poisson:
[ ])(.exp DSFNTCP (2) Onde N o numero de clones, e SF(D) a fraco
mdia de sobrevivncia das clones dose D.
Esta distribuio compatvel com modelos de SF, como o LQ, pelo que
SF(D) pode ser substitudo
pela equao (1).
Quanto Probabilidade de Complicao no tecido normal, NTCP, a sua
modelao est
dependente das relaes dose-volume de cada rgo, devido aos vrios
tipos de complicao por
rgo. A dose de tolerncia para tecidos especficos funo do volume
irradiado, da dose total, da
dose por fraco utilizada e do nvel de risco aceitvel. A
dependncia do volume em relao s
doses toleradas caracterizada por dois tipos de doses de
tolerncia, TD50/5 e TD5/5 que
representam a dose para a qual h 50% ou 5% de probabilidade de
em 5 anos surgirem
complicaes, respectivamente, para uma dose de aproximadamente
2Gy por fraco.
Para uma irradiao parcial do rgo, uma fraco de volume total (v)
recebe toda a dose,
enquanto o restante rgo recebe zero de dose, pelo que importante
conhecer os valores tabelados
tanto para TD50/5 como TD5/5, para diversas fraces de volume,
normalmente 1V, 2/3V e 1/3V.
Para tratamentos de radioterapia conformacional convencional o
Servio de Radioterapia do Hospital
Santa Maria tem adoptado as tolerncias TD5/5 do documento
[Emami,1991].
O modelo mais aceite para a modelao do NTCP, o modelo de Lyman,
que utiliza uma funo
sigmide de quatro parmetros (TD50, m, n, V) para todas as
complicaes:
[ ]
=
))(50())(50( 2
2
2/expvmTDvTDD
dtt
NTCP (3)
Onde m o declive da curva NTCP(D), V o volume de referncia do
rgo (ou efectivo) que
segundo este modelo descrito pela equao 4. O volume efectivo
depende do ndice caracterstico
do rgo (n) que depende da dose (Di) em cada fraco do volume
(Vi), e da dose mxima permitida
Dmax. .
=
n
i
ieffD
DVV
/1
max
(4)
-
8
Em alternativa a este modelo, o modelo KutcherBurman (KB)
descreve o NTCP a partir da dose
efectiva, [Yorke, 2003].
Quanto menor o ndice n, menor a dependncia do volume, dominando
a dose mxima, caso da
medula, enquanto que para n grande, h uma forte dependncia do
volume, caso do pulmo,
partidas e fgado, [Yorke, 2003].
De acordo com este modelo os tecidos so constitudos por
subunidades funcionais
independentes (FSUs), onde a NTCP depende da radiosensibilidade
das FSU e organizao destas.
Baseado nestas subunidades, distinguem-se dois modelos de
arquitectura de tecidos: srie e
paralelo.
Tecidos em srie, tm fraca dependncia com o volume, e a irradiao
de qualquer percentagem
do volume com uma dose superior de tolerncia traz complicaes
para todo o volume. Neste caso
a NTCP representa a probabilidade de no destruir as FSUs, e
aplica-se a tecidos como a medula
ssea.
Em tecidos de organizao paralela, as complicaes s surgem se for
irradiada uma
percentagem de FSU acima de uma percentagem de volume crtica.
Aplica-se a rgos muito
dependentes do volume, como o caso do pulmo, fgado e rins.
A estatstica de Poisson e Lyman e o modelo LQ so matematicamente
tratveis e aplicveis a
distribuies gerais mas levantam muitas questes conceptuais:
nmero de clulas, parmetros do
LQ, mdia da populao e desconhecimento da distribuio espacial das
clulas no tumor. Assim,
dada a complexidade do modelo NTCP e TCP, a maioria dos
algoritmos de optimizao em IMRT,
opta por se basear em histogramas dose-volume (DVH), doses
mximas, mdias e mnimas,
considerando se a estrutura paralela ou em srie. Algoritmos mais
recentes utilizam tambm o
modelo de Dose Uniforme Equivalente (EUD), que se aplica tanto a
tumores como a rgos de risco.
A EUD equivale distribuio de dose uniforme que d origem aos
mesmos efeitos que uma
distribuio de dose heterognea. So utilizados os conceitos de
fraco de clulas sobreviventes de
acordo com o modelo LQ, [Yorke, 2003]. Este modelo ser discutido
em mais pormenor na seco
4.3.2.
2.3 Modalidades de IMRT
A implementao clnica da IMRT exige que o Servio de Radioterapia
tome decises acerca das
caractersticas da tcnica a aplicar: tipo de radiao, mtodo de
conformao e de tratamento,
patologia, e energia de tratamento, como se descreve de
seguida.
2.3.1. Radiao Utilizada
A tcnica de IMRT est disponvel tanto com electres como com
fotes. No entanto, cada uma
destas modalidades tem vantagens e desvantagens que devero ser
tidas em conta na escolha.
Apesar da utilizao de IMRT reduzir o volume de tecido normal
irradiado com doses elevadas, o
volume irradiado com baixas doses de radiao usualmente maior,
aumentando a dose integral nos
-
9
tecidos normais circundantes. Isto particularmente importante no
caso de tumores rodeados de
vrios rgos de risco o que pode produzir riscos de tumores
secundrios induzidos pela radiao, e
introduzir tambm um efeito de hipersensibilidade a baixas
doses.
Os feixes de electres tm um alcance limitado em profundidade o
que reduz a dose integral nos
tecidos normais circundantes, permitindo assim maior segurana s
estruturas normais. No entanto,
estes feixes possuem uma penumbra dependente da profundidade, um
pequeno tamanho de campo
efectivo, pequena profundidade de penetrao e uma elevada dose na
pele o que limita o seu uso em
tumores profundos. Deste modo a suas aplicaes mais comuns so em
tumores superficiais, como o
caso da mama.
A utilizao de fotes apesar de no reduzir a dose integral nos
tecidos circundantes, permite uma
maior profundidade de penetrao, essencial ao tratamento da
maioria dos tumores, possui uma dose
mxima a uma profundidade dependente da energia do feixe, pelo
que quanto mais energtico o feixe
maior o efeito de poupana na pele. Possuem simultaneamente uma
menor penumbra, o que permite
maior localizao da dose em profundidade.
Existem ainda estudos que tentam incorporar as vantagens de
ambas as modalidades, numa
tcnica de IMRT que combina electres e fotes [Mu, 2004], no
entanto ainda se encontra em
desenvolvimento.
Devido s vantagens apresentadas pela IMRT com fotes e o facto de
ser a tcnica mais
desenvolvida e com os equipamentos mais avanados, ser esta a
utilizada no Servio de
Radioterapia do Hospital de Santa Maria.
2.3.2. Mtodo de Conformao
Vrias formas de conformar os feixes ao tumor tm surgido ao longo
da histria da radioterapia
conformacional e em particular da IMRT, mas apenas algumas
destas tiveram impacto clnico e
permitem uma boa conciliao com o sistema de planeamento, [Webb,
2001].
O mtodo que persistiu e que permite maior potencialidade IMRT o
colimador multilminas
(MLC), que permite a criao de feixes de intensidade modulada
atravs da criao de formas
geomtricas pelo conjunto das lminas.
Um colimador multilminas constitudo por um grande nmero de
lminas de tungstnio
absorventes, posicionadas em dois lados opostos do campo de
tratamento, e encontra-se acoplado
cabea do acelerador linear. As lminas do MLC podem ser
controladas independentemente, por
meio de software, e movidas para as posies que permitam as
geometrias adequadas ao PTV.
O MLC possibilita assim trs aplicaes bsicas: substituir o mtodo
de bloqueamento
convencional (blocos), ajustar a forma do campo projeco do BEV
do PTV durante a rotao do
feixe de raio X e por aplicao desta caracterstica a formao de
feixes de intensidade modulada em
IMRT.
Este mtodo inclui entre vrias tcnicas, a terapia de arco de
intensidade modulada (IMAT), a
tomoterapia, a terapia com campos mltiplos e estticos (MSF) e
tcnicas de MLC dinmico (DMLC).
Sendo as mais utilizada as duas ltimas, [Webb, 2001].
-
10
2.3.3. Mtodo de Tratamento
Os campos de intensidade modulada e a conformidade ao alvo so
realizados custa do
movimento controlado das lminas do MLC. O desafio da IMRT
consiste em tornar este processo
eficiente no tempo e manter a inevitvel radiao de fuga dentro
dos limites tolerveis. Foram ento
desenvolvidos dois mtodos principais de construir feixes de
intensidade modulada (IMB).
Em 1991, Webb e Byer desenvolveram a tcnica de mltiplos campos
estticos (MSF) ou
vulgarmente designada Step & Shoot, tendo sido implementada
em 1994 por Bortfeld e Boyer. Esta
tcnica consiste na formao dos feixes de intensidade modulada, e
dos consequentes mapas de
fluncia, atravs da definio de uma sequncia de campos, em que a
radiao emitida aps cada
configurao do campo estar definida pelo MLC. Cada configurao do
colimador designada de
segmento, correspondendo o mapa de fluncia soma ponderada de
cada um dos segmentos. S
aps a irradiao ter terminado, que o MLC adopta uma nova
configurao.
Em 1992 desenvolveu-se a tcnica do colimador multilminas dinmico
(DMLC), na qual a
alterao da configurao do MLC realizada em simultneo com a
irradiao.
Estas tcnicas podem ser eficientemente aplicadas ao doente,
atravs da utilizao de
computadores que so programados de forma a conduzir as lminas do
colimador de modo sncrono
com o campo de radiao e geometria do alvo do ponto de vista da
gantry, BEV.
Cada um destes mtodos tem associados diferentes testes no
controlo de qualidade, pelo que
necessrio desenvolver um protocolo que teste o seu correcto
funcionamento.
A implementao da tcnica de MSF tem como vantagem o facto de no
exigir uma nova
avaliao por entidades competentes, j que uma simples extenso do
uso bsico do MLC, alm de
ser menos sensvel ao movimento do paciente.
Quanto tcnica de DMLC, esta mais exigente do ponto de vista do
controlo de qualidade,
porque necessrio avaliar factores como velocidade das lminas e
constncia do movimento, e o
sincronismo com o mapa de fluncia planeado. Este mtodo apesar de
apresentar bons resultados, e
reduzir o tempo de administrao do tratamento, exige muito tempo
de calibrao e de controlo de
qualidade.
No Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria, a tcnica a
implementar ser o Step &
Shoot, j que para o incio da actividade com IMRT, apresenta
menor controlo de qualidade e a
adequada ao acelerador existente no Servio para IMRT, Oncor
Impression PLUS (Siemens Medical
Solutions, Erlangen).
2.3.4. Patologia
A IMRT pode ser aplicada ao tratamento de quaisquer tumores, no
entanto s vantajosa a sua
utilizao no caso de existirem estruturas crticas prximas do PTV.
Uma das utilizaes mais
frequentes da IMRT no tratamento de tumores com formas cncavas,
que rodeiam estruturas
crticas, o que com outras tcnicas provocaria vrios efeitos
colaterais. Exemplos de tumores que
exigem distribuies de dose cncavas so a mama, prstata e
cabea/pescoo.
-
11
Devido seleco de IMRT com fotes, so mais apropriadas patologia
associadas a tumores
profundos, o que corresponde s modalidades mais implementadas em
IMRT, prstata e
cabea/pescoo.
Para inicio da actividade do Servio no tratamento com IMRT, os
doentes com carcinoma da
prstata so mais indicados, j que envolvem menos risco que
patologias da cabea e pescoo, que
exigem maior capacidade de planeamento e controlo de qualidade.
A prostata para alm de ser um
rgo mais homogneo uma patologia menos complexa. Outros motivos
que favorecem esta
escolha, devem-se ao Servio de Radioterapia do Hospital possui
maior experincia nesta patologia e
contactos com outros Hospitais em que j se realiza IMRT de
prostata, como o caso do Hospital de
S.Joo, onde se realizou um estgio, capitulo 6.
No entanto, a patologia da prstata apresenta dificuldades
relacionadas com o seu movimento
dirio, que numa tcnica de preciso como a IMRT pode levar a
complicaes. Como tal a utilizao
de elevados gradientes entre a prstata e o recto em tratamentos
apenas dever ser realizado
quando feito um estudo dirio da localizao da prstata, para
assegurar a correcta localizao das
reas de altas e baixas doses. As solues para este problema
passam pela utilizao de imagem-
guiada, que permite a visualizao da posio da prstata em tempo
real, e corrigir assim o
planeamento [Bortfeld, 2006]. No entanto esta tcnica implica
custos de equipamento adicional, pelo
que vulgarmente so utilizados marcadores, sementes de ouro, que
so implantados na prstata, e
que mediante o controlo dirio da posio destas efectuada a
correco do planeamento.
2.3.5.Energia de tratamento
Um facto controverso na radioterapia a energia dos fotes. Em
terapia conformacional 3D so
mais utilizados os fotes de altas energias (isto , energias
superiores a 10MeV), devido s
vantagens dosimtricas, como uma maior profundidade de penetrao.
Na prtica, fotes de altas
energias, como 18MV, so frequentemente usados em IMRT, devido
experincia com estes feixes
em terapia conformacional convencional.
No entanto, em tratamentos de IMRT o efeito da intensidade
modulada e o uso de relativamente
grande nmero de feixes tem demonstrando reduzir a dependncia do
planeamento com a energia
dos feixes [Pirzkall, 2002]. Alm disto em IMRT os fotes de altas
energias podem apresentar mais
desvantagens que vantagens.
Um feixe de baixas energias no permite a mesma profundidade de
penetrao que um de altas
energias, o que poderia consistir num problema para alguns
tratamentos de prstata, j que 20% dos
doentes apresentam distancias entre a superfcie da pele at ao
volume alvo superior a 25cm,
impossibilitando a utilizao de IMRT de baixa energia. No entanto
IMRT com 6MV vivel nestas
circunstncias, [Sun, 2006], j que no se observavam diferenas
significativas entre os planos para
diferentes energias, tanto a nvel do alvo como das estruturas
criticas, recto e bexiga.
Em IMRT, a modulao de dose no sistema de planeamento est
dependente da penumbra
provocada pelas lminas do MLC e da energia utilizada. Fotes de
altas energias provocam uma
degradao lateral do feixe, que como consequncia resulta no
alargamento da penumbra. Esta
-
12
situao torna-se particularmente problemtica para feixes
pequenos, j que quanto maior a energia
dos fotes, maior a perda de equilbrio electrnico lateral, e
agrava-se em regies de elevados
gradientes, devido a uma reduo da dose prximo do extremo do
feixe.
O fenmeno responsvel pelo alargamento do feixe explicado pelo
facto dos electres colocados
em movimento por um feixe de fotes de 18MV, adquirem uma energia
cintica na ordem dos 4-
5MeV, pelo que deslocam-se cerca de 2-3cm e difundem-se
consideravelmente, mesmo quando
colocado em movimento na mesma direco do foto. Esta difuso
provoca uma degradao dos
limites laterais do feixe, limitando a modulao atingida. Por
outro lado, tambm este o processo
responsvel pela maior profundidade para a dose mxima dos fotes
de altas energias. [Welsh, 2007]
Assim, para menores energias dos fotes a modulao ser superior,
sendo mais favorvel para a
IMRT, de forma a permitir a poupana dos rgos crticos. Devido
IMRT realizar planeamento
inverso, e o sistema de planeamento dar prioridade preservao dos
OAR, surgem gradientes
acentuados na interface prstata e recto/bexiga que so menos
acentuados para feixes mais
energticos, devido larga penumbra.
Em radioterapia conformacional convencional, o tempo durante o
qual o acelerador est a irradiar
relativamente breve, o que implica poucas unidades de monitor.
Logo, independentemente da
energia dos fotes utilizada no so produzidas quantidades
significantes de neutres. No entanto,
em IMRT h um aumento do nmero de unidade de monitor e assim
aumenta a gerao de neutres
com a utilizao de fotes de altas energias, proporcional ao nmero
de unidades de monitor
utilizadas [Howell, 2005].
A utilizao de fotes mais energticos tem como desvantagem a
contaminao do tratamento
com neutres. Estes neutres surgem devido energia dos fotes
exceder o limite para as reaces
fotonucleares (g, n), e da existncia de uma grande ressonncia
(dependente do numero atmico)
onde a probabilidade de produo de neutres aumentada.
A produo de fotoneutres d-se quando a radiao de travagem
associada aos raios X,
gerada por electres com energia superior a 8MeV. Nestas situaes,
elementos da gantry,
colimador, filtro e outros materiais podem sofrer desintegraes
fotonucleares produzindo neutres
no desejados que contribuem para a dose no doente. A quantificao
dos neutres importantes
em segurana radiolgica j que qualquer dose absorvida leva a uma
dose efectiva biolgica (BED)
muito maior que os fotes.
A introduo dos neutres indesejados no tratamento provoca um
aumento relativo da toxicidade,
o que indicado pelo factor de qualidade (Q) que est entre 2 e
11, dependendo da energia dos
neutres, enquanto que para os fotes o factor de qualidade 1.
Esta toxicidade dos neutres deve-
se aos neutres terem o mximo de interaces elsticas com tomos de
hidrognio e todos os
tecidos biolgicos serem compostos por gua. Estima-se que o
aparecimento de neutres em IMRT
aumenta a incidncia de malignidades secundrias fatais
comparativamente radioterapia
conformacional [Chibani, 2003; Kry, 2005]. Com a utilizao de
fotes de menores energias, como os
de 6MV, que esto abaixo da energia necessria para que ocorram
reaces fotonucleares, a
contaminao por neutres no representa problemas para a dose total
do tratamento.
-
13
Alm da contaminao por neutres, outros factores tm de ser pesados
e considerados quando
escolhida a energia para IMRT. Em IMRT o acelerador irradia
durante mais tempo que na terapia
convencional, o que provoca cerca de duas a trs vezes mais
unidades de monitor, o que leva ao
aumento da fuga de radiao atravs do colimador. O nmero total de
unidades monitor em media
18% maior para um plano de 6MV que para um de 18MV [DeBoer,
2007]. No entanto, a quantidade
de fuga de radiao entre as laminas do MLC significantemente
maior para fotes de altas energias
(40% em relao s baixas energias), o que anula a vantagem da
reduo das unidades de monitor,
[Chibani, 2003].
De referir ainda so as questes de segurana radiolgica,
relacionadas com o aumento de
radiao a que exposto o LINAC e hardware na sala, o que provoca a
fotoactivao de alguns
elementos constituintes (28Al, 26Mn e 24Na) do equipamento da
sala, o que contribui para o aumento
do risco dos profissionais/doentes que circulam na sala aps o
tratamento, que para o caso de IMRT
de 18MV seis vezes superior aos tratamentos convencionais
[Welsh, 2007].
Os benefcios do uso de 6MV em vez de 18MV passam pela eliminao
da produo de neutres
secundrios, reduo da carga de blindagem da sala, reduo da
penumbra dos feixes e reduo da
toxicidade do ar provocada pela produo de gases txicos, acima
dos 10MeV.
-
14
3. Sistema de Tratamento e Controlo de Qualidade
A implementao da IMRT est intrinsecamente relacionada com o
equipamento disponvel para o
processo clnico. Assim, neste captulo so apresentadas as
caractersticas e limitaes do sistema
de tratamento (acelerador linear e sistema de colimao), e no
captulo 4 sero apresentados os
sistemas de planeamento (XiO e Monaco).
Relacionado com o sistema de tratamento e planeamento est a
etapa de Controlo de Qualidade
(CQ), cujo equipamento cumpre as especificaes caractersticas
para IMRT [Waldron, 2003;
ESTRO, 2008], que so discutidas de seguida.
3.1. Acelerador Linear e caractersticas
Os aceleradores lineares (LINAC) so utilizados para gerar os
raios X atravs da aplicao de
uma tenso de acelerao a feixes de electres, que embatem num alvo
metlico. A energia dos
fotes ento definida com base na tenso de acelerao que os
provocou, e limitada pela energia
do feixe de electres. Assim, usualmente a nomenclatura em uso
refere-se a energia dos fotes em
MV.
Os LINAC para IMRT resultam de uma adaptao dos existentes em
radioterapia conformacional
convencional, mas que permitem uma maior exactido no tratamento
atravs da utilizao de
sistemas de colimao apropriados, tais como o MLC, e de
mecanismos de funcionamento que
permitam maior consistncia do feixe.
No Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria, o
acelerador linear com caractersticas
para IMRT o ONCOR Impression PLUS da Siemens, (Siemens Medical
Solutions, Erlangen),
[Siemens, A], figura 1. Este possibilita tratamentos com feixes
de raios X e de electres de mega-
tenso, no entanto a IMRT apenas se restringir utilizao de
fotes.
A potncia de radiofrequncia (RF) para a produo de energia
alimentada por um Klistro, onde
as energias nominais de tratamento para as quais est realizado o
processo de aceitao, em
radioterapia convencional, so de 6MV, nas baixas energias, e
18MV, nas altas energias [Bentel,
1995; Siemens, A].
A energia dos fotes est definida em funo da percentagem de
ionizao produzida por um
campo de 10x10 cm, a uma distncia SSD de 100 cm, medida no eixo
central e a 10 cm de
profundidade em gua. Quanto s Unidades de Monitor, a calibrao
est efectuada de modo que
1UM equivale dose absorvida de 1cGy profundidade de dose mxima
(1,4 cm para o caso de
6MV), com SSD igual a 90cm, ou seja com isocentro a 10cm de
profundidade e distncia fonte-
isocentro (SAD) de 100cm.
Um tratamento de IMRT tem uma durao superior a um tratamento
convencional, devido ao
aumento da complexidade do planeamento e o grau de conformao que
se pretende em IMRT. Por
este motivo, a Siemens implementou um mecanismo que mantm a
estabilidade do feixe de radiao
durante cada tratamento de IMRT, o que no era problemtico em
pequenos perodos de irradiao
como na radioterapia convencional.
-
15
O controlo do feixe no acelerador de onda estacionrio faz-se
atravs de um trodo, onde a cada
pulso de RF produzido um pulso de injeco coincidente. Quando os
parmetros do campo esto a
ser modificados, entre segmentos de um mesmo feixe, o acelerador
mantm as condies de
irradiao, no que se refere a temperatura, frequncia e
estabilizao da potncia, mas a radiao
anulada pelo atraso do pulso do injector que coloca os electres
no guia de ondas. Assim,
produzida uma desfasagem entre o pulso de injeco e o pulso de
radiofrequncia. Quando est
preparada a configurao do segmento seguinte, enviado um pulso de
disparo ao injector, este
recupera a sincronizao, e o canho emite os electres que so
acelerados no guia de ondas. Por
sua vez, estes electres embatem num alvo metlico e produzem os
raios X. Por meio deste
mecanismo consegue-se uma rpida estabilizao do feixe de radiao e
uma diminuio do tempo
total do tratamento.
Figura 1 Acelerador Linear ONCOR Impression PLUS da Siemens e
mesa de tratamento, existentes no
Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria. Pormenor do
Colimador OPTIFOCUS da Siemens, em
particular do MLC.
O acelerador possui ainda um filtro sada do feixe de raios X,
que tem como funo reduzir a
intensidade do pico de dose no centro do campo, o que
possibilita a obteno de uma distribuies
de dose mais uniforme a profundidades especficas (usualmente 10
cm).
3.1.1. Sistema de colimao
Os sistemas de colimao tm como funo modelar o feixe de radiao
forma do volume a
irradiar, e as suas geometrias variam com o modelo do acelerador
e tcnicas de IMRT que aplicam.
A configurao do colimador pode ser categorizada com base na
existncia de colimador primrio
fixo, de colimadores secundrios mveis (jaws superiores e
inferiores) e/ou de colimador multilminas
(figura 2).
O colimador secundrio o responsvel pelos extremos do campo e
colocado to longe quanto
possvel do doente para evitar a sua contaminao com electres
secundrios e colises em caso de
rotao. Consiste num ou dois conjuntos de pares de lminas (jaw X
e Y), que podem ser movidas na
MLC
Mesa
Gantry
-
16
perpendicular do eixo central do feixe para alterar as dimenses
e forma (quadrado e rectangular) do
campo.
Figura 2 a) Esquema genrico de um sistema de colimao de fotes
com jaws superior e inferior e MLC. A
jaw Y1 foi omitida para clareza do esquema. Indicao dos eixos
utilizados em radioterapia (Cross Plane e In
Plane) e das suas orientaes em relao gantry. [Boyer, 2001] b)
Processo de interdigitao das lminas.
As caractersticas das lminas do colimador (comprimento, largura,
espessura e geometria)
definem o seu comportamento em relao radiao: transmisso,
penumbra, fuga, atenuao
[Boyer, 2001].
Os sistemas de colimao que possuem colimador secundrio com jaw X
e Y, e ainda MLC,
designam-se colimadores tercirios, como por exemplo o sistema
dos LINAC da Varian (Varian
Medical Systems, Hansen Way).
Na configurao adoptada pela Siemens, o colimador secundrio
apenas tem jaws superiores
(jaws Y), sendo a jaw inferior, X, substituda pelo MLC.
Designa-se por configurao duplamente-
centrada (double-focused), devido aos extremos e laterais das
lminas corresponderem divergncia
do feixe. Nesta configurao os extremos das lminas do MLC tm
geometria recta, o que permite a
reduo da fuga entre lminas opostas, mas apresenta como
desvantagem o aumento da penumbra,
em oposio configurao da Varian onde os extremos das laminas so
redondos.
Para os colimadores da Siemens, no est permitido o processo de
interdigitao (figura 2b), das
lminas de um dos lados do campo com as lminas vizinhas do banco
de lminas oposto, o que
reduz possveis fugas associadas ao processo.
O MLC integrado no acelerador ONCOR o OPTIFOCUS com configurao
tpica da Siemens
[Siemens, A]. Permite uma resoluo da dimenso do campo de 1mm e
uma dimenso de campo
mxima de 40x40cm. Possui 41 pares de lminas de tungstnio, com
largura de 1cm, excepto o par
exterior que 0,5cm, e permite a definio de campos assimtricos
dada a independncia das jaws Y
e bancos de lminas do MLC.
-
17
3.2. Equipamento de Controlo de Qualidade
A rotina clnica de uma modalidade de IMRT exige um programa de
controlo de qualidade (CQ) e
testes de aceitao extensivo e demorado. Um grande nmero de
sistemas dosimtricos est
disponvel para este fim em IMRT. A escolha do sistema mais
apropriado depende do nmero de
parmetros que devem ser verificados e da extensibilidade
desejada no processo de CQ.
Os sistemas dosimtricos apresentados so os que cumprem as
especificaes para IMRT e
esto disponveis no Servio de Radioterapia do Hospital de Santa
Maria.
3.2.1. Fantomas
De forma a reproduzir com maior preciso o processo de tratamento
nos tecidos biolgicos,
adequado a utilizao de fantomas de materiais equivalentes aos
tecidos, o que permite a realizao
de testes aos sistemas de tratamento e planeamento, pela avaliao
da distribuio de dose.
Os fantomas devem permitir montagens reprodutveis e possurem a
flexibilidade de acomodar
diferentes mtodos de medida (detectores, pelculas
radiosensveis). Dividem-se ainda em fantomas
simples ou antropomrficos, homogneos ou heterogneos.
O material do fantoma frequentemente gua, j que se comporta de
forma semelhante maioria
dos tecidos moles. Para maior convenincia de montagem existem
ainda os fantomas de placas de
gua slida.
Os fantomas de gua tm a vantagem de permitir a movimentao de
cmaras de ionizao tanto
na lateral como em profundidade, o que permite a aquisio de
perfis de dose na direco cross-
plane (CR, direco perpendicular ao eixo de rotao da gantry) e
in-plane (IP, direco paralela ao
eixo de rotao da gantry), e de perfis de dose em profundidade
(PDD). Permite ainda a medio de:
factores de output (razo entre a dose absoluta num ponto e a
dose para o mesmo ponto mas para o
campo de referncia, usualmente 10x10 cm), homogeneidade,
simetria e linearidade do feixe. O
inconveniente destes fantomas a restrio rotao da gantry e o
tempo necessrio para a
montagem de todo o aparato (encher fantoma de gua e efectuar
alinhamentos). Na figura 3,
apresenta-se uma das montagens efectuadas para a aquisio de
perfis, como ser descrito na
seco 4.3.2.
Os fantomas de gua slida so mais prticos, evitando montagens
exigentes de aparatos
experimentais. O existente no Servio, da PTW, (PTW, Freiburg),
constitudo por placas
equivalentes a gua e permite a insero de cmaras em orifcios
apropriados. No entanto, a sua
posio s pode ser alterada em profundidade e a aquisio de medidas
apenas pontual.
Possibilitam ainda a colocao de pelculas radiosensveis a
mltiplas profundidades.
Para a verificao de planos de IMRT, as medidas so efectuadas
para cada campo individual,
com colocao da gantry a zero graus e colocao no fantoma de
cmaras ou pelculas
profundidade do planeamento. Deve ser assegurado que o
comportamento da mquina (output da
radiao, energia do feixe, homogeneidade e simetria do feixe)
mantido entre as medidas no
fantoma e o tratamento no doente, de forma a possibilitar a
comparao.
-
18
Figura 3 Montagem do Fantoma de gua, com o array LA48 (ver seco
3.2.2.1), no Servio de
Radioterapia do HSM.
3.2.2. Mtodos de determinao da dose
Os equipamentos de medio de dose a utilizar na aceitao e
controlo de qualidade da IMRT
devem: ter excelente resoluo espacial ( < 1mm) e exactido (
< 2%); possibilitar medies
tridimensionais; fceis de manusear e fornecer informao acerca da
resposta ao tecido equivalente.
Os dispositivos aconselhados para IMRT [ESTRO, 2008] so: cmaras
de ionizao, pelculas
radiosensveis, arrays bidimensionais, imagem portal electrnica
(EPID) e dosmetros de gel. De
acordo com as disponibilidades do Servio e caractersticas da
IMRT, indica-se de seguida o
equipamento que ser utilizado na implementao clnica e CQ.
3.2.2.1.Cmaras de ionizao
As cmaras de ionizao so o mtodo mais exacto e fidedigno de
realizar medidas de dose
absoluta. Funcionam de modo indirecto, j que a sua exposio aos
raios X provoca a criao de
uma corrente elctrica no seu interior. A intensidade da corrente
indica a quantidade de ionizao
produzida no interior da cmara. Quando a cmara est mergulhada
num meio absorvente no
momento da irradiao, o conhecimento da quantidade de ionizao
interior e o das propriedades do
meio circundante, permitem-nos calcular a energia que foi
transferida para o meio, isto , a dose
absorvida se a cmara no estivesse presente. [Webb, 2001]
As cmaras de ionizao esto disponveis em diversas dimenses e
formatos. Para IMRT, devido
aos campos utilizados serem na sua maioria de reduzidas
dimenses, h a necessidade de cmaras
de ionizao de reduzidos volumes para que a sua localizao no
campo no provoque perturbao
da fluncia e reduo do equilbrio electrnico do feixe [ESTRO,
2008]. A dimenso da rea sensvel
da cmara de ionizao ter que ser menor que a regio homognea da
dose a ser medida, devido
grande sensibilidade espacial. A confirmao da posio da cmara em
relao ao campo deve ser
Cabea do acelerador
Colimador
Array linear
Brao de controlo automtico
do array/cmara
Fantoma de gua
-
19
feita atravs da determinao da posio do eixo central (CAX) do
feixe, que atravs de software
apropriado (Mephysto mc2 da PTW- Freiburg) permite a avaliao de
erros de posicionamento.
Alm da dimenso da cmara, a sua seleco ter em conta a
linearidade, dependncia em
energia, efeitos do cabo, resposta angular e a calibrao para o
caso das medidas de dose absolutas.
Esta calibrao efectuada por entidades credenciadas e o valor
absoluto da dose no local de
colocao da cmara obtido atravs da multiplicao do valor medido
pelo factor de calibrao
actualizada para a presso e temperatura no momento da aquisio de
dados.
Para medio de campos pequenos e de preciso, o Servio possui a
PinPoint (modelo 31016,
PTW, Freiburg) e o detector de diamante (PTW, Freiburg), de
volume 0.015 cm3 e 0.0019 cm3,
respectivamente [Moran, 2003].
No entanto, outras cmaras so necessrias para o CQ, como por
exemplo para a medio da
transmisso sob as lminas, onde aconselhvel o uso de cmaras com
maiores volumes, como a
cmara de Farmer de 0,6 cm3 e a de 0,125cm3.
Devido criao de electres secundrios quando os fotes de altas
energias interagem com o
meio, a dose mxima obtida apenas quando os electres atingem o
equilbrio (a uma profundidade
que depende da energia dos fotes). Como tal, para medidas muito
prximas da superfcie da
cmara, como o caso das medidas no ar, surge um gradiente de dose
na superfcie da cmara que
provoca impreciso das medidas. A soluo para estas medies passa
pela utilizao de capas de
build-up nas cmaras de ionizao, para medidas no ar (figura
4).
Figura 4 Cmara de ionizao de 0,125cm3, com capa de build-up em
lato. A Cmara encontra-se
montada no brao de movimento do fantoma de gua. Imagem da
montagem efectuada no Servio de
Radioterapia do HSM.
O processo de CQ em IMRT mais complexo que em radioterapia
convencional, pelo que a
aquisio de perfis um processo demorado, surgindo a necessidade
de utilizar mltiplos detectores.
Recorre-se ento a mtodos alternativos, como a utilizao de arrays
lineares e matrizes de cmaras
de ionizao.
O Servio de Radioterapia do Hospital de Santa Maria possui o
array LA48, da PTW e a matriz
ImRT MatriXX, da IBA (IBA Dosimetry, Schwarzenbruck).
O LA48 adequado para medidas em IMRT, em particular para medies
dosimtricas do MLC,
devido resoluo espacial de 0.1mm, o que obtido pelo conjunto das
47 cmaras de ionizao
com volume sensvel de 0,008cm3, espaadas de 8mm. O array montado
no fantoma de gua
(figura 3), o que permite a aquisies de medidas em gua, e um
controlo do movimento
Cmara de ionizao
Capa de build-up de lato
Brao mecnico do fantoma de gua
Suporte da cmara ao brao
-
20
externamente pelo software Mephysto mc2, onde tambm efectuado o
registo dos resultados e
verificao das caractersticas dos perfis e PDD.
Outro sistema que optimiza o tempo do CQ so as matrizes de
cmaras de ionizao, como o
caso da Matriz ImRT MatriXX, que permite a obteno de mapas
bidimensionais, atravs das 1020
cmaras com volume de 0,08cm3, possibilitando uma resoluo de
7,62mm que pode ser interpolada
at 1mm. adequada para a anlise de campos individuais de IMRT
(segmentos) e campos
compostos, em substituio das pelculas radiosensveis. Devido ao
build-up intrnseco, de 3.3mm de
gua equivalente, no necessita de ser colocada em gua, nem de
build-up externo, segundo o
manual do fabricante. No entanto da experiencia clnica sugere-se
maior build-up.
3.2.2.2. Pelculas Radiosensveis
As pelculas radiosensveis so um dos mtodos de medida de dose
mais utilizados devido a
possurem boa resoluo espacial, o que vantajoso para a aquisio de
distribuies
bidimensionais, serem relativamente pouco dispendiosas e fceis
de utilizar.
Quando a pelcula exposta radiao, os cristais de brometo de prata
que a constituem so
reduzidos a prata no processo de revelao, escurecendo a pelcula
de acordo com a quantidade de
radiao absorvida. A variao do escurecimento da pelcula pode ento
ser determinada por um
densitmetro.
Um densitmetro consiste numa fonte de luz, e um detector de luz
que mede a luz transmitida
atravs da pelcula. A medida da dose obtida da subtraco entre a
densidade da amostra exposta
e a no exposta. Devido sensibilidade a mudanas nas condies de
revelao, e dependncia da
resposta dose com a energia, no podem ser utilizadas para
determinao de doses absolutas.
O densitmetro utilizado no Servio um scanner de pelculas, Vidar
(Vidar System Corporation,
Herndon), que com auxlio do software RIT (Radiological Imaging
Technology, Colorado Springs)
permite a anlise das pelculas, atravs da calibrao do scanner que
associa a densidade ptica
(OD) ao valor do pixel (PV). Esta calibrao dever corresponder s
condies em que foram
efectuadas as medidas.
As pelculas mais utilizadas so do tipo Kodak X-OMAT (Kodak
Health Imaging, London) no
entanto estas possuem um baixo ponto de saturao, 3Gy, o que as
torna limitantes para verificaes
de planos completos em IMRT. Em alternativa, as Kodak EDR2
(Kodak Health Imaging, London)
apresentam uma melhor linearidade para as escalas de dose
utilizadas em tratamentos completos de
IMRT, saturando apenas para 7Gy. Tm ainda como vantagem serem
auto-revelveis, mas este
processo demora vrios minutos e no possui estabilidade temporal.
Alm disto, a utilizao destas
pelculas iria exigir calibrao do Scanner adaptada s EDR2 e
maiores custos dado o preo destas
pelculas ser superior s X-OMAT. No entanto, quando em IMRT
apenas se pretende verificar feixes
individuais, as X-OMAT so suficientes [Ritt, 2002].
As pelculas radiosensveis possuem a desvantagem de serem
dependentes da energia, devido s
interaces fotoelctricas na emulso para baixas energias serem
mais frequentes que em materiais
equivalentes, o que provoca a variao do feixe com as dimenses do
campo e a profundidade. Esta
-
21
situao particularmente importante para feixes de fotes de 6MV,
onde surge uma sobre-resposta
fora das regies da penumbra. A soluo passa pela utilizao de
filtros para a radiao difusa, o que
impede os fotes difundidos de baixas energias de atingir a
pelcula, permitindo uma nica curva de
calibrao para todos os tamanhos de campos e profundidades.
Outras desvantagens esto
relacionadas com a influncia do processamento do filme e do
processo de anlise de dados no
resultado final.
Embora as pelculas sejam mais convenientes do que as cmaras de
ionizao, usualmente
necessrio verificar o seu desempenho, comparando as medidas com
as das cmaras de ionizao,
j que este o mtodo mais fivel de determinar a dose.
3.2.2.3. Imagem Portal
Foram desenvolvidos dispositivos de imagem portal electrnica
(EPID) que permitem a aquisio
de imagens de mega-tenso, em formato digital, durante o
tratamento do doente.
Outra utilidade da EPID o processo de verificao de IMRT,
nomeadamente: a avaliao da
posio das lminas durante as tcnicas de MLC esttico ou dinmico; a
anlise da transferncia do
ficheiro da sequncia das lminas para a mquina de tratamento; e
na medio do desempenho
mecnico e dosimtrico da unidade de tratamento. As imagens
obtidas por este dispositivo so
analisadas no software de anlise de dados RIT.
Existem dois problemas relacionados com o uso de EPID para
propsitos dosimtricos [ESTRO,
2008]. Um destes a reduo da qualidade da imagem, provocada por
um sinal adicional que surge
aps o fim da irradiao. No entanto, este efeito no preocupante
quando o EPID usado para a
verificao de campos que tm grande nmero de unidades monitor. O
outro problema das EPID est
relacionado com a dependncia da sua resposta com a energia, o
que provoca uma sobre-resposta
para fotes de baixas energias, onde a sensibilidade das medidas
influenciada pelo tamanho do
campo e profundidade.
A exactido deste mtodo est dentro dos 2% exigidos em IMRT, mas
menos exacto que
mtodos complementares (pelculas e cmaras), em particular nas
situaes de grande velocidade
das lminas e em regies com gradientes de dose elevados [ESTRO,
2008].
-
22
4. Sistema de Planeamento
Os sistemas de planeamento de tratamento computorizado (TPS) so
utilizados em radioterapia
de feixes externos, com o objectivo de controlar os feixes e
provocar as distribuies de dose mais
prximas do desejado [Podgorsak, 2003]. O maior desenvolvimento
nos sistemas de planeamento foi
a integrao da tomografia computorizada (CT). A CT possibilitou
a: observao tridimensional da
anatomia dos doentes e estruturas crticas; visualizao das
distribuies de dose sobrepostas
directamente na anatomia axial/coronal/sagital do doente; e a
incluso nos clculos de dose do
planeamento da densidade anatmica do doente, com base no nmero
de CT.
O processo de planeamento envolve muitos passos, desde a aquisio
dos dados que
caracterizam o comportamento do acelerador e que so inseridos no
TPS, at obteno da
distribuio final de dose no doente. Todo o processo tem de ser
seguido por Mdicos e Fsicos, para
que haja responsabilizao da integridade total do tratamento, em
relao distribuio de dose e
clculos associados.
O planeamento inverso em IMRT baseado na utilizao de funes de
custo e de algoritmos de
optimizao, que sero discutidos de seguida.
4.1. Planeamento Inverso funes de custo e optimizao
Tradicionalmente, o planeamento realizado por processos de
optimizao do tipo forward-based,
em que a partir de uma configurao de feixes gerada uma
distribuio de doses. No entanto, na
IMRT a aproximao utilizada a de planeamento inverso, onde a
optimizao da dose passa a ser
baseada em critrios especficos de dose no alvo e
constrangimentos de dose nos OAR, e s depois
gerada a distribuio de feixes (segmentos).
O processo de planeamento parte da definio de funes de custo,
tanto para volumes alvo como
para estruturas crticas. A funo de custo corresponde frmula que
utilizada para computar a
penalizao pela violao de dado objectivo ou constrangimento. Uma
funo de custo composta
compreende a soma das funes de custo para cada objectivo e
constrangimento da prescrio, e o
seu valor a medida da violao da prescrio.
O processo de optimizao consiste na minimizao da funo de custo
composta, e d origem
distribuio de segmentos e consequentemente aos mapas de fluncia.
Este processo envolve
muitas variveis, pelo que pode tornar-se complexo, a menos que
seja escolhida uma funo de
custo apropriada, j que as solues dependem dos objectivos e
constrangimentos aplicados.
Muitas tcnicas de optimizao foram desenvolvidas para
radioterapia convencional [Podgorsak,
2003; ICRU, 1987]. No entanto, muitas delas no se adequam ao
planeamento inverso, ento
necessrio um mtodo de planeamento inverso eficiente, exacto e
que inclua processos fsicos, como
o caso da radiao difundida (ou secundria).
A optimizao da dose efectuada por um processo iterativo, no qual
a soluo inicial
modificada atravs da comparao com a prescrio. Os algoritmos de
planeamento inverso para o
clculo dos feixes com intensidade modulada (IMB) utilizam como
critrio a dose num nmero de
-
23
pontos de interesse ou a dose mnima/mxima no alvo e estruturas
crticas. Por fim, o resultado
ilustrado num histograma dose-volume (DVH) para cada uma das
estruturas prescritas.
A IMRT requer maiores exigncias na verificao experimental e
computacional do tratamento
planeado antes da realizao do tratamento no doente (controlo de
qualidade especifico), o que
resulta num aumento do tempo necessrio ao processo de
planeamento. Assim, os algoritmos de
planeamento inverso tm de dar nfase ao aumento da velocidade de
clculo e da contribuio
clnica, como o uso de funes de custo baseadas em
constrangimentos dose-volume ou medidas
biolgicas (seco 4.3).
4.2. Algoritmos de Clculo de dose
O componente mais crtico do software do sistema de planeamento o
algoritmo de clculo de
dose, responsvel pelo clculo das funes de custo usadas para a
optimizao da distribuio de
dose no doente, do tempo de feixe e unidades de monitor.
Em radioterapia convencional, so usados frequentemente mtodos
semi-empricos que modelam
a dose considerando a contribuio da radiao primria e secundria
independentemente, atravs
da utilizao de perfis de dose do feixe, da dose no eixo central
e calculo das razes tecido-ar e
difuso-ar [Podgorsak, 2003]. Estes mtodos baseiam-se na tcnica
de Integrao da Difuso de
Clarkson, que combina os dados experimentais com os princpios
fsicos, que incluem factores de
correco para a penumbra, transmisso dos blocos ou MLC e filtros.
No entanto, para IMRT este
mtodo no se adequa a planeamento inverso.
A optimizao em IMRT no permite em simultneo um clculo rpido e de
grande exactido, pelo
que usualmente para clculos intermdios so utilizados algoritmos
mais rpidos e menos exactos (>
2%), enquanto algoritmos mais exactos so utilizados para
recalcular a dose final para verificao
[Chetty, 2007]. Os algoritmos mais utilizados em IMRT usam o
mtodo de Convoluo/Sobreposio
[Podgorsak, 2003] no qual a aproximao consiste em decompor o
feixe de radiao nas
componentes primrias e secundria, e manipular cada componente
independentemente. Desta
forma, as mudanas na difuso provocadas pelas mudanas na forma do
feixe, intensidade do feixe,
geometria do doente e heterogeneidades do tecido podem ser
incorporadas na distribuio de dose.
Este algoritmo utiliza mtodos de convoluo, para expressar a dose
em qualquer ponto do meio
como a soma das componentes primria e de difuso, e mtodos de
sobreposio, de forma a ser
consideradas as variaes locais da fluncia primria e as mudanas
na disperso da energia devido
difuso local. Existem variaes a estes algoritmos, como o de
Rpida-Sobreposio, que
utilizada para clculos intermdios, o que possibilita um aumento
da velocidade de clculo, mas uma
reduo da preciso do clculo, cerca de 2% comparativamente com o
Sobreposio.
Outra alternativa so os algoritmos de Pencil Beam que so
utilizados frequentemente para pr-
clculos da distribuio de dose nos segmentos em sistemas de
planeamento de IMRT. Esta tcnica
consiste na obteno de feixes de largura mnima (pencil beam) tais
que a disperso de energia ou
distribuio da dose em determinado ponto a soma ao longo de todo
o pencil beam. A integrao
do pencil beam sobre a superfcie do doente considera as variaes
na intensidade primria, e a
-
24
distribuio de dose resultado da modificao da forma do pencil
beam, com a profundidade e
densidade do tecido. Apesar da velocidade de clculo, o Pencil
Beam no possibilita o calculo de
dose com a exactido desejada, menor que 2%, pelo que para o
clculo final da distribuio de dose
os TPS possuem o mtodo de Monte Carlo, que se trata de um mtodo
de integrao tridimensional
que considera os percursos de um grande nmero de partculas que
emergem da fonte de radiao e
sofrem mltiplas interaces de difuso dentro e fora do doente.
Este processo permite assim a
descrio da energia depositada (absorvida) nos tecidos, enquanto
se considera a geometria e
composio de todo o volume irradiado, e tambm a geometria do
LINAC e dos dispositivos de
modelao do feixe (blocos e MLC).
O mtodo de Monte Carlo particularmente importante no clculo de
dose em tecidos
heterogneos onde o efeito do transporte de electres no pode ser
correctamente seguido com os
convencionais algoritmos de dose determinsticos (convoluo e
sobreposio). No entanto, apesar
de comprovada a exactido e a melhoria das distribuies de dose
[Chetty, 2007] resultados
estatsticos aceitveis s so possveis quando simulado um grande
nmero de partculas, o que
implica longos tempos de clculo, o que seria impraticvel na
rotina clnica. Mas o desenvolvimento
de cdigos mais rpidos e melhoramentos na tecnologia dos
processadores reduziu
substancialmente o tempo de clculo, o que levou ao aparecimento
de softwares como o Monaco, da
CMS (seco 4.3.2), que permitem a prtica clnica desta tcnica.
4.3. Sistemas de Planeamento Existentes no Servio
Para o planeamento de IMRT, o Servio de Radioterapia do Hospital
de Santa Maria possui um
sistema baseado em objectivos e constrangimentos de dose, XiO
(seco 4.3.1), que utiliza o
algoritmo de Sobreposio, e um baseado em constrangimentos
biolgicos, Monaco (seco 4.3.2),
que utiliza o algoritmo de clculo de Monte Carlo e Pencil
Beam.
Com a implementao da IMRT, uma avaliao quantitativa da
distribuio de dose torna-se uma
das principais questes em dosimetria, [ESTRO, 2008]. Faz parte
da rotina de controlo de qualidade
da IMRT recorrer-se comparao das distribuies de dose calculadas
pelo TPS com as obtidas por
medies experimentais e com as resultantes de um sistema de
clculo independente. O sistema XiO
ser utilizado para realizar os planeamentos de rotina em IMRT,
enquanto o Monaco servir de
sistema de clculo independente, para verificao e comparao com os
clculos efectuados no XiO,
dado o Monaco ser um sistema em fase de teste do mtodo de Monte
Carlo para uso clnico.
4.3.1. Sistema de Planeamento de Tratamento XiO
4.3.1.1. Algoritmos e funes de custo
O mdulo de IMRT no TPS XiO utiliza como funo de custo a composio
da soma das funes
objectivo de cada rgo. Cada funo objectivo uma funo anatmica
especfica, que estabelece
os objectivos de d