CORREÇÃO DA HETEROGENEIDADE EM PLANEJAMENTOS DE RADIOTERAPIA UTILIZANDO O SISTEMA DE PLANEJAMENTO XiO-CMS

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1 PROGRAMA DE APRIMORAMENTO PROFISSIONAL SECRETARIA DE ESTADO DA SAÚDE COORDENADORIA DE RECURSOS HUMANOS FUNDAÇÃO DO DESENVOLVIMENTO ADMINISTRATIVO - FUNDAP CORREÇÃO DA HETEROGENEIDADE EM PLANEJAMENTOS DE RADIOTERAPIA UTILIZANDO O SISTEMA DE PLANEJAMENTO XiO-CMS RIBEIRÃO PRETO 2011

2 PROGRAMA DE APRIMORAMENTO PROFISSIONAL SECRETARIA DE ESTADO DA SAÚDE COORDENADORIA DE RECURSOS HUMANOS FUNDAÇÃO DO DESENVOLVIMENTO ADMINISTRATIVO FUNDAP CORREÇÃO DA HETEROGENEIDADE EM PLANEJAMENTOS DE RADIOTERAPIA UTILIZANDO O SISTEMA DE PLANEJAMENTO XiO-CMS Monografia apresentada ao Programa de Aprimoramento Profissional/CRH/SES-SP e FUNDAP, elaborada no Hospital das Clínicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto da Universidade de São Paulo USP/ Departamento de Radioterapia. Área: Física aplicada à Radioterapia Orientador(a): Prof. Dr. Harley Francisco de Oliveira Supervisor Titular: Prof. Dr. Harley Francisco de Oliveira RIBEIRÃO PRETO 2011

3 Fairbanks, Leandro Rodrigues, 1982 Correção da heterogeneidade em planejamentos de radioterapia utilizando o sistema de planejamento XiO-CMS Leandro Rodrigues Fairbanks páginas Orientador: Prof. Dr. Harley Francisco de Oliveira Trabalho de conclusão de curso (pós-graduação) Hospital das Clinicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto, Aprimoramento em Física da Radioterapia. 1. Correção de heterogeneidade. 2. Sistema de planejamento XiO-CMS. 3. Radioterapia. Francisco de Oliveira, Harley.. Hospital das Clinicas da Faculdade de Medicina de Ribeirão Preto

4 I Agradecimentos Agradeço primeiramente a Deus, sempre estiveste ao meu lado, nas minhas quedas, nas minhas fraquezas, nas lutas e controvérsias, vitorias e derrotas. Sei que, principalmente agora, estais ao meu lado. Obrigado por mais esta etapa vencida. Obrigado por tudo que vivi, ouvi e aprendi. Obrigado pela graça. Obrigado pela Vida! Aos meus amados pais, Álvaro e Cecília, que desde o inicio me mostraram o caminho certo a ser seguido sem influenciar nas minhas escolhas, e foram o alicerce nas minhas maiores conquistas. Ao amor da minha vida Fernanda pela compreensão dos dias ausentes, apoio, ideias, sugestão e carinho desde bem antes do meu ingresso à Universidade até os dias de hoje. Tenho a honra e orgulho de dizer que você contribuiu muito para minha formação profissional e pessoal e fez com que todos esses anos fossem incríveis e inesquecíveis. Ao meu sobrinho Theus que é a alegria e o sangue novo da família. Aos meus irmãos Luciano e Alvinho e minha cunhada Patrícia. Aos mestres: Gustavo, Leandro, Leonardo, e Edenyse. Conseguiria escrever um livro só com agradecimentos para cada físico, se hoje sou um Físico Médico da Radioterapia, devo isso a vocês quatro que me ensinaram da melhor forma possível, na teoria e na pratica, além de mostrar como trabalhar com dignidade e responsabilidade... Com absoluta certeza vocês foram os que mais contribuíram para meu aprendizado em Radioterapia. Não posso de deixar de agradecer em especial ao Leonardo pela ajuda em todos os trabalhos realizados, que não foram poucos, e aos Expresso Barbi, Expresso Bertucci e Expresso Ai Olé Ai Olé pelas inúmeras caronas. À minha companheira de aprimoramento Marina, pela troca de conhecimento, cultura, e pela amizade criada durante esses dois anos. À equipe médica: Dr. Harley, Dr. Felipe, Dr. Flávio e Dra. Viviane (Grande Vivi), pelo inestimável e importantíssimo conhecimento clínico transmitido durante esses anos, muito obrigado mesmo.

5 II Aos meus A2, Eduardo e Wiliam pelos ensinamentos transmitidos ao longo de um ano. Aos meus grandes amigos e companheiros de aprimoramento Tuka, Bella e Kleber, pela troca de conhecimento nas aulas de física e fazendo a hora do almoço muito mais divertida. Aos meus A1, Jéssica e Laila, pelo esforço em trocar conhecimentos e ajudar nas inúmeras tarefas diárias. Aos residentes médicos Luiz e Gabi pela troca de conhecimento e pela amizade. À toda equipe de secretaria: Vininha, Bia, Simone, Rita, Chico e Izabel não só pelo exemplo de profissionalismo, competência, mas principalmente pela amizade e ensinamentos. À equipe de técnicos: Adélia, Alexandre, Ana Paula, Andréia, Carlão, Damaris, Daniela, Dirce, Fernanda, Igor, Jaqueline, Leandro, Lena, Marcelo, Rodrigo e Simone, pela paciência, ajuda, conhecimento, e amizade, que desenvolvemos nestes dois anos; À equipe de enfermagem: Osmar, Irene, Elaine, Gislaine, Neide e Ivanilda pelo ótimo convívio diário. À equipe da tomografia computadorizada: Roqueiro Clésio, corintiano Jucimar, Ari, Silvia, Sônia e Arlete, pelas inúmeras imagens dos objetos simuladores utilizados neste trabalho. A todos os pacientes que realizaram tratamentos nos Serviço de Radioterapia do HCFMRP, por confiarem sua vida e cura à nossa equipe. Ao Serviço de Radioterapia do HCFMRP em geral, por todas as reuniões na hora do café, confraternizações, risadas, festas de aniversário, bolos, enfim, por alegrar e melhorar a convivência durante os dois anos de convivência. Aos funcionários do Centro de Ciências das Imagens e Física Médica: D. Ana, D. Elza, Joseane, Marco Aurélio, Neusa, e em especial à duas grandes amigas Vilma e Maria Concepta (Conceptions), sempre prestativas e alegres, fazendo o impossível para ajudar e agradar. À FAEPA, pelos auxílios que possibilitaram minha participação em congressos.

6 III À FUNDAP e à Secretaria de Saúde do Estado de São Paulo, pelo fornecimento da bolsa mensal. Ao Dr. Harley Francisco de Oliveira, que sempre foi muito mais que um amigo, muito mais que um médico, muito mais que um conselheiro, muito mais que um chefe de serviço. Harley não tenho palavras para te agradecer tudo que você fez por mim, a começar pela incessante luta para a melhoria do serviço e consequentemente do nosso aprendizado, aos conselhos e dicas, a atenção. Muito obrigado! Em especial à um dos maiores Físicos Médicos do Brasil, Professor Dr. Thomaz Ghilardi Netto, idealizador e responsável pelo sucesso do programa de aprimoramento em Física da Radioterapia do HCFMRP. Se não fosse pela luta, garra, trabalho, dedicação, amor e sobretudo sabedoria, minha vitória hoje não seria possível, por isso só me resta dizer obrigado! Obrigado pelos conselhos, obrigado pelo conhecimento transmitido, obrigado pelas histórias, obrigado pela ajuda, obrigado pela sua humildade... Que Deus te ilumine ainda mais.

7 IV Resumo Uma vez que a seção de choque para diferentes tipos de interação da radiação com a matéria tem dependência com a própria matéria, a presença de heterogeneidade nos tecidos influencia a dose total administrada. O trabalho verificou a correção de heterogeneidade em planejamentos radioterápicos utilizando objetos simuladores com diferentes densidades eletrônicas (cortiça, água sólida, acrílico e alumínio), e analisou a diferença entre a utilização e não da correção da heterogeneidade em planejamentos reais tratados. Os resultados experimentais com a utilização dos objetos simuladores heterogêneos mostraram que a utilização da correção de heterogeneidade apresentou os melhores valores, sendo o valor médio de 1,7%, enquanto a não utilização apresentou valor médio 5,1%. Os algoritmos de cálculo que se apresentaram mais eficazes foram o superposition e o convolution. Para os planos com IMRT o valor médio para a função gama foi de 97.04%, a maior diferença da função gama para o objeto simulador de alumínio foi de 3,65%, e para o phanton de cortiça de 3,54%. A diferença média entre a dose calculada pelo sistema de planejamento e a dose medida pelo arranjo bidimensional de câmaras de ionização foi 0,79% para o objeto simulador de água sólida, 1,84% para o objeto simulador de alumínio e 1,09% para o objeto simulador de cortiça. A análise dos casos reais de planejamentos mostraram diferenças de até 9,8% na dose entre utilizar ou não a correção de heterogeneidade. Recomenda-se aos usuários do sistema de planejamento XiO-CMS a utilização da correção de heterogeneidade.

8 V Sumário Agradecimentos... I Resumo... IV Sumário... V Lista de figuras e tabelas... VI Lista de abreviações... VIII 1. Introdução História da radioterapia Radioterapia conformacional (RTC) Radioterapia com intensidade modulada (IMRT) Correção de heterogeneidade Correção de heterogeneidade em IMRT Algoritmos de cálculo Terma Dose kernel Superposition e convolution Clarkson Objetivos Materiais e Métodos Resultados e Discussões Conclusão Referências Bibliográficas... 46

9 VI Lista de figuras e tabelas Figura 1: (A) DRR, (B) BEV e (C) DVH Figura 2: Comparação das curvas de isodose entre radioterapia conformacional e IMRT para as seguintes patologias: fase 1 para germinoma de 3 ventrículo A1 radioterapia conformacional e A2 IMRT; fase 2 para germinoma de 3 ventrículo B1 radioterapia conformacional e B2 IMRT e Fossa Posterior em Meduloblastoma C1 radioterapia conformacional e C2 IMRT Figura 3: Gradiente de dose com proteção de medula óssea, em um planejamento de orofaringe utilizando a técnica de tratamento IMRT Figura 4: Simulação da perturbação da absorção do feixe primário, para uma energia de 6 MV, com objeto simulador ρ = 1 g/cm 3 (A) esfera ρ = 1,8 g/cm 3 (B) esfera ρ = 0,3 g/cm Figura 5: Análise das curvas de isodose em cortes tomográfico do corpo humano. A1 e B1 sem correção de heterogeneidade e A2 e B2 com correção de heterogeneidade Figura 6: Exemplo da função gama para um plano de Tiróide. Os pixels em azul são os que apresentaram valores menores que 1 (aprovados), os em branco apresentaram o valor 1 (aprovados) e os vermelhos são os que apresentaram valores maiores que 1 (reprovados) Figura 7: A figura indica a distribuição de dose no ponto depositada pelos fótons primários que interagem em Figura 8: Na figura da esquerda é representado o point spread function, é descrita a propagação de energia em torno de uma único ponto de interação dos fótons primários não espalhados. Pela integração deste kernel dentro do paciente ao longo de um infinito raio fino chamado de pencilbeamkernel é derivado, exibido na figura da direita Figura 9: Objetos simuladores com apenas uma diferença entre as densidades eletrônicas Figura 10: Objeto simulador com mais de uma diferença entre as densidades eletrônicas Figura 11: Objetos simuladores utilizados nesta etapa do trabalho Figura 12: A figura mostra os gráficos obtidos pelo software de controle de qualidade, para um plano de IMRT analisado. As figuras a 1, b 1 e c 1 para o objeto simulador de água sólida; a 2, b 2 e c 2 para o objeto simulador de alumínio; a 3 b 3 e c 3 para o objeto simulador de cortiça. As figuras a 1, a 2 e a 3 se referem à distribuição de dose calculada pelo sistema de planejamento; b 1, b 2 e b 3 se referem à distribuição de dose medida pelo arranjo bidimensional de câmaras de ionização; c 1, c 2 e c 3 se referem à distribuição da função gama Figura 13: Comparação do histograma dose-volume, para planos com e sem correção de heterogeneidade Figura 14: Corte tomográfico sem correção de heterogeneidade (A) e com correção de heterogeneidade (B) Figura 15: Comparação do histograma dose-volume, para planos com e sem correção de heterogeneidade Figura 16: Corte tomográfico sem correção de heterogeneidade (A) e com correção de heterogeneidade (B) Figura 17: Comparação do histograma dose-volume Figura 18: Corte tomográfico sem correção de heterogeneidade (A) e com correção de heterogeneidade (B) Tabela 1: Especificações das densidades eletrônicas dos materiais utilizados nos objetos simuladores Tabela 2: Composição de campo utilizado nos planejamento conformacionais de próstata no serviço de radioterapia do Hospital das Clinicas de Ribeirão Preto

10 VII Tabela 3: Composição de campo utilizado nos planejamento conformacionais de esôfago no serviço de radioterapia do Hospital das Clinicas de Ribeirão Preto Tabela 4: Resultados da eficiência dos algoritmos de cálculo do sistema de planejamento XiO- CMS para os objetos simuladores com apenas uma diferença na densidade eletrônica Tabela 5: Resultados da eficiência dos algoritmos de cálculo superposition e convolution do sistema de planejamento XiO-CMS para os objetos simuladores com mais de uma diferença na densidade eletrônica Tabela 6: Resultados da função gama para cada objeto simulador, a diferença entre a função gama dos objetos simuladores heterogêneos pela função gama do objeto simulador de água sólida, os valores da dose calculada pelo sistema de planejamento e o medido pelo arranjo bidimensional de câmara de ionizaçãoe da diferença entre elas Tabela 7: Médias das diferenças percentuais para a dose relativa média ( méd) e para a dose relativa máxima ( máx) Tabela 8: Valores médios de D95 para os planos com e sem correção de heterogeneidade e a diferença percentual média entre eles Tabela 9: Maiores diferenças encontradas entre os planos com e sem correção de heterogeneidade Tabela 10: Médias das diferenças percentuais para a dose relativa média ( méd) e para a dose relativa máxima ( máx) Tabela 11: Valores médios de D95 para os planos com e sem correção de heterogeneidade e a diferença percentual média entre eles Tabela 12: Maiores diferenças encontradas entre os planos com e sem correção de heterogeneidade Tabela 13: Médias das diferenças percentuais para as doses relativas médias e para dose relativa máxima máx Tabela 14: Valores médios de D95 para os planos com e sem correção de heterogeneidade Tabela 15: Maiores diferenças encontradas entre os planos com e sem correção de heterogeneidade

11 VIII Lista de abreviações i. : Função Gama ii. 3D: Imagem em Três Dimensões; iii. BEV: Visão do Campo iv. CCH: Com Correção de Heterogeneidade; v. CI: Câmara de Ionização vi. CT: Tomografia Computadorizada; vii. D95: Cobertura da Dose Aplicada a 95% do PTV; viii. D M : Dose Medida pelo Arranjo Bidimensional de Câmaras de Ionização; ix. d máx : Dose Relativa Máxima; x. d méd : Dose Relativa Média; xi. DRR: Radiografia Digitalmente Reconstruída; xii. D T : Dose Calculada pelo Sistema de Planejamento xiii. DTA: Distância para Concordância; xiv. DVH: Histograma Dose Volume xv. EPID: Dispositivo de Imagem Eletrônico; xvi. IAEA: Agência Internacional de Energia Atômica; xvii. IMRT: Radioterapia com Intensidade Modulada; xviii. MRI: Ressonância Magnética; xix. PET: Tomografia por Emissão de Pósitrons; xx. PTV: Volume Alvo de Planejamento; xxi. REF: Referência; xxii. RTC: Radioterapia Conformacional; xxiii. SAR: Razão espalhamento Ar; xxiv. SCH: Sem correção de Heterogeneidade; xxv. SNC: Sistema Nervoso Central; xxvi. SPR: Razão espalhamento Phantom; xxvii. TAR: Razão Tecido Ar; xxviii. TCP: Probabilidade de Controle Tumoral; xxix. TPR: Razão Tecido Phantom; xxx. TPS: Sistema de Planejamento; xxxi. Δ : Diferença entre do Material Heterogeneo e da água sólida. xxxii. ΔD: Diferença entre D M e D T

12 IX xxxiii. ρ: Densidade Eletrônica

13 10 1. Introdução 1.1. História da radioterapia A descrição do raio-x por Wilhelm Conrad Röntgen, em Novembro de 1895, na Universidade de Wurzburg (Alemanha), originou uma das descobertas científicas mais importantes do século XX. No momento em que estudava os raios catódicos produzidos pelos chamados tubos de Crookes, presenciou na escuridão do laboratório uma luminosidade de uma placa de platino-cianeto de bário. Roentgen teve a intuição da descoberta, passando a explorar as características e natureza daquele novo tipo de radiação com a interposição de diferentes tipos de materiais entre o tubo e o écran fluorescente, para testar os novos raios, e observou os ossos da sua própria mão claramente projetados sob o contorno da pele [1,2]. Assim, apresentou em 28 de Novembro, sob o título Uber eine neue Art von Strahlen, a comunicação de dezessete parágrafos onde a génese da descoberta é descrita, incluindo a imagem dos ossos da mão da sua mulher, Bertha, no Instituto de Física e Medicina de Wurzburg [1,2]. Desencadeou-se no final do séc. XIX, uma euforia tanto na opinião pública, que estava fascinada com os raios-x, quanto no meio médico e científico que imediatamente reconheceu o extraordinário potencial da descoberta [1,2]. A contribuição posterior foi a identificação da radioatividade natural dedicada à Henri Becquerel, professor na Escola Politécnica de Paris, um estudioso da radiação luminosa, que iniciou um estudo sobre a relação entre a nova radiação e o fenômeno de fosforescência das fontes naturais. Utilizava sais de urânio que expostos à luz solar tinham a capacidade de impressionar uma chapa fotográfica coberta por papel opaco. Posteriormente, descobriu que esta capacidade era independente da exposição à luz solar admitindo, assim, que o mesmo tinha origem no próprio sal de urânio [1,2]. Em 1897, Marie Skolodowska Curie propôs procurar outros materiais com as mesmas propriedades em um estudo sistemático sobre os raios de Becquerel, utilizando o termo radioatividade, para a emissão desses raios pelas substâncias como o urânio e o tório, aos quais chamou radio-elementos. Marie Curie, a primeira mulher no corpo docente da Sorbonne, verificou que a pechblenda, um mineral de

14 11 urânio, apresentava uma radioatividade muito elevada, não explicável pelo seu conteúdo em urânio. Em conjunto com seu marido, Pierre Curie, submeteu a pechblenda à uma série de separações químicas, propondo em 1898 o nome de polónio, para designar um novo elemento isolado que era cerca de 400 vezes mais radioativo do que o urânio. Ainda nesse ano, os referidos pesquisadores, isolaram outro elemento químico radioativo existente na pechblenda, ao qual puseram o nome de rádio. Dando continuidade aos seus trabalhos, Madame Curie foi uma das que propiciou a utilização do rádio no tratamento do câncer [1,2]. Irène Curie (filha de Marie Curie) e Fréderic Joliot, em 1934, conhecedores da identificação e caracterização das partículas nucleares, produziram um elemento radioativo em laboratório. O casal bombardeou um elemento estável (alumínio) com partículas α provenientes do polônio, transformando um elemento natural num elemento radioativo ao qual chamaram radiofósforo. A descoberta dos raios-x, da radioatividade natural e a produção de elementos radioativos artificiais, o conhecimento da estrutura atômica e nuclear, por Niels Bohr ( ) e Ernest Rutherford ( ), alicerçaram a evolução da radioterapia [1,2]. Já no final do século XIX, houve as primeiras tentativas de testar a eficácia dos raios-x nas mais diversas patologias, tais como a tuberculose e neoplasias. Em 1896, vários investigadores haviam notado a ação de feixes de raios-x nos efeitos paliativos das dores provocadas por algumas neoplasias. Posteriormente, outros pesquisadores obtiveram resultados espantosos no tratamento de lesões superficiais da pele [3]. Decorrido menos de um ano, após a descoberta do raio-x, diversos relatos do uso das aplicações terapêuticas apareceram em descrições de vários lugares do mundo. Victor Despeignes publicou, na França, em Julho de 1896 o primeiro artigo sobre radioterapia, reportando a irradiação de um carcinoma gástrico. Em Viena, Leopold Freund, em novembro de 1896, iniciou de forma sistemática e bem documentada o tratamento de uma lesão benigna (nevus) em uma criança de cinco anos. Ainda, Frands Williams relatava o alívio da dor num carcinoma de mama, também em novembro do mesmo ano, nos EUA [3]. A partir da década de 70, com a evolução da Tomografia Computadorizada (CT) e posteriormente da Ressonância Magnética (MRI) e da Tomografia por emissão de pósitrons (PET), houve um grande avanço na Radioterapia, que

15 12 permitiram melhores diagnósticos, devido à qualidade superior das imagens e da possibilidade de visualização das estruturas em três dimensões. Juntamente com os avanços nas áreas computacionais, essas técnicas tem possibilitado o uso de sistemas de imagens em três dimensões (3D) e de softwares de planejamento para o cálculo e distribuição da dose levando em conta, a anatomia 3D do paciente [4,5] Radioterapia conformacional (RTC) Antes do surgimento dos métodos que utilizam imagens seccionais, como a tomografia computadorizada (CT) e a ressonância magnética (RM), o tamanho e a forma das lesões mais profundas, eram de difícil localização sem a intervenção cirúrgica. Os campos de tratamento incluíam uma importante margem de tecido sadio, para garantir a cobertura completa do tumor. Combinações de campos tinham que ser as mais simples, como paralelos e opostos e configurações de quatro campos em box. A radioterapia conformacional tem como objetivo principal, conformar a dose ao volume alvo de planejamento, do inglês Planning Target Volume (PTV), ou seja, aplicar uma alta dose nesse volume, evitando que os órgãos de risco que circundam a lesão recebam uma dose capaz de causar complicações. Assim, o PTV poderá receber uma maior dose, gerando uma maior probabilidade de controle tumoral, do inglês Tumour Control Probability (TCP) evitando assim, danificar tecidos normais e diminuindo os possíveis danos [5,6]. Imagens tomográficas são a base para se efetuar o cálculo de dose em três dimensões exigindo assim, hardwares específicos conhecidos como sistemas de planejamentos, do inglês Treatment Planning System (TPS). A utilização dos TPS permitiu a visualização volumétrica das estruturas e da lesão a ser tratada, poupando mais adequadamente as estruturas críticas, e possibilitando uma localização mais precisa do volume alvo pelos radioterapeutas [5,6]. Além da tomografia computadorizada proporcionar uma melhor identificação do volume-alvo e das estruturas críticas ao redor da lesão a serem poupadas possibilita também, em conjunto com o sistema de planejamento, a formação das radiografias digitalmente reconstruídas, do inglês Digital Reconstructive Radiograph (DRR), das visões do campo de tratamento, do inglês Beam s Eye Views (BEV), que permite projetar os órgãos e alvos em uma radiografia e dos

16 13 histogramas dose-volume (DVH), que permite avaliar a quantidade de dose recebida por um determinado volume do órgão, conforme observa-se na Figura 1 [7,8,9]. Figura 1: (A) DRR, (B) BEV e (C) DVH. O planejamento computadorizado foi estabelecido na radioterapia a partir da década de 60, possibilitanto a reconstrução tridimensional do paciente, a utilização de algoritmos que corrigem as heterogeneidades dos tecidos, a criação de superfícies de isodose com cálculo de dose em vários planos e o cálculo de histogramas de dose-volume. Esses avanços proporcionaram tratamentos mais reais e adequados para o paciente, além de ter possibilitado um grande número de diferentes técnicas de tratamento [6]. Na maioria dos tratamentos com radioterapia conformacional, os feixes são administrados com intensidade uniforme em toda a sua área útil. Frequentemente, para modificar este perfil de intensidade, devido a irregularidades do contorno do paciente ou para obter uma distribuição mais homogênea de dose, podem ser utilizados os filtros em cunha ou compensadores, também conhecidos como moduladores de intensidade do feixe. Atualmente, a modulação do feixe pode ser realizada por modernos sistemas computadorizados, permitindo assim maior precisão da conformação da dose [10] Radioterapia com intensidade modulada (IMRT) A Radioterapia com Intensidade Modulada dos Feixes (IMRT) é uma técnica avançada de tratamento, que permite administrar doses elevadas em tumores de várias regiões do corpo, como em próstata e sistema nervoso central. Os planejamentos de IMRT constituem planejamentos inversos que utilizam fluências não uniformes para gerar isodoses altamente conformadas e, assim, melhorar a

17 14 distribuição de dose nos volumes-alvo e poupar tecidos normais e órgãos de risco, com o intuito de promoverem menores efeitos colaterais [11]. Na Figura 2 são apresentados três exemplos comparando a conformação das isodoses planejadas com radioterapia conformacional 3D e com IMRT. As figuras A1 e A2 mostram as isodoses da primeira fase do tratamento de um germinoma de 3 ventrículo, sendo A1 planejado com radioterapia conformacional e A2 planejado com IMRT. Nas figuras B1 e B2 encontra-se a segunda fase do tratamento do germinoma de 3 ventrículo, sendo B1 planejado com radioterapia conformacional e B2 planejado com IMRT. As figuras C são do tratamento da fossa posterior em meduloblastoma, sendo C1 planejado com radioterapia conformacional e C2 planejado com IMRT. Figura 2: Comparação das curvas de isodose entre radioterapia conformacional e IMRT para as seguintes patologias: fase 1 para germinoma de 3 ventrículo A1 radioterapia conformacional e A2 IMRT; fase 2 para germinoma de 3 ventrículo B1 radioterapia conformacional e B2 IMRT e Fossa Posterior em Meduloblastoma C1 radioterapia conformacional e C2 IMRT. Para maximizar o benefício terapêutico, é essencial que a dose entregue a todos os tecidos irradiados na presença de diferentes densidades, seja prevista a

18 15 correção de heterogeneidade para deternimação da dose medida durante o IMRT. A intensidade modulada gera regiões com altos gradientes de doses próximos aos volumes alvos e órgãos de risco, conforme observa-se na Figura 3, sendo portanto essencial que a dose planejada seja a mais próxima da dose entregue ao paciente. Figura 3: Gradiente de dose com proteção de medula óssea, em um planejamento de orofaringe utilizando a técnica de tratamento IMRT. Em IMRT, por trabalhar com padrões complexos de distribuição de dose, é importante realizar dosimetria em duas dimensões compreendendo todo o plano da distribuição de dose, sendo tradicionalmente utilizados para este controle de qualidade os filmes dosimétricos, os detectores bidimensionais, e os flat-panel electronic portal imaging devices (EPID), que definem a acurácia da dose administrada. [12] 1.4. Correção de heterogeneidade O corpo humano apresenta diversas estruturas heterogêneas com diferentes densidades eletrônicas, tais como: pulmões, cavidade oral, dentes, fossas nasais, seios e os ossos [13]. Além das heterogeneidades naturais do organismo, materiais como titânio podem ser introduzidos no corpo para a fixação de alguma estrutura [14,15]. O sucesso de um tratamento radioterápico depende da acurácia da administração da dose no volume alvo. Uma variação superior a 5% para mais ou

19 16 para menos da dose prescrita, pode gerar superdosagem dos tecidos sadios ou comprometer o controle tumoral [13,16]. Ao irradiar um corpo com diferentes densidades eletrônicas, a dose no ponto de interesse é afetada devido à perturbação da absorção do feixe primário, dos fótons espalhados e dos elétrons secundários. Para energia de megavoltagem, utilizada na radioterapia, a interação predominante é o espalhamento Compton, que apresenta uma dependência com a densidade eletrônica do meio, ou seja, a densidade eletrônica do material tem influência na interação do feixe de radiação com o tecido [13]. Na Figura 4 são apresentadas simulações da perturbação da absorção do feixe primário de 6 MV, utilizando um objeto simulador com densidade eletrônica de 1 g/cm 3 nas duas simulações apresentadas. Na Figura 4A a esfera apresenta densidade eletrônica próxima do osso, de 1,8 g/cm 3, enquanto na Figura 4B a esfera apresenta densidade eletrônica próxima do pulmão, de 0,3 g/cm 3. Como a esfera na Figura 4A apresenta maior densidade que o objeto simulador a dose em profundidade é reduzida, pois a absorção é maior na esfera que no objeto simulador. Analogamente, o oposto ocorre na Figura 4B, já que a esfera apresenta densidade menor que o objeto simulador, neste caso, a absorção é maior no meio que na esfera, portanto a dose em profundidade aumenta [17]. Figura 4: Simulação da perturbação da absorção do feixe primário, para uma energia de 6 MV, com objeto simulador ρ = 1 g/cm 3 (A) esfera ρ = 1,8 g/cm 3 (B) esfera ρ = 0,3 g/cm 3.

20 17 Alguns sistemas de planejamento têm a opção de levar em consideração a densidade eletrônica relativa dos tecidos para o cálculo da distribuição de dose [16]. Na Figura 5, observa-se a diferença encontrada na distribuição de dose em duas estruturas com diferentes densidades eletrônicas utilizando, ou não, a opção de corrigir a diferença da heterogeneidade dos tecidos. Na Figura 5A, a estrutura heterogênea é o pulmão, sendo A1 sem correção de heterogeneidade e A2 com correção de heterogeneidade. Já na Figura 5B, a estrutura heterogênea é a cabeça de fêmur, sendo B1 sem correção de heterogeneidade e B2 com correção de heterogeneidade. (A1) (A2) (B1)

21 18 (B2) Figura 5: Análise das curvas de isodose em cortes tomográfico do corpo humano. A1 e B1 sem correção de heterogeneidade e A2 e B2 com correção de heterogeneidade Correção de heterogeneidade em IMRT A utilização da correção de heterogeneidade para IMRT é complexa, devido ao efeito combinatório gerado pelos subcampos pequenos, à presença de heterogeneidade e o alto gradiente da dose. Logo, estes fatores podem determinar imprecisão nos cálculos, devido aos efeitos de heterogeneidade dos tecidos, justificando as diferenças entre a distribuição da dose calculada pelo sistema de planejamento e a dose medida [13,18]. A função gama ( ) é uma excelente ferramenta de controle de qualidade para planejamentos radioterápicos, pois faz comparações entre as distribuições de dose medida e planejada em relação a limites de tolerâncias previamente estabelecidos como padrão de qualidade aceitável para o planejamento de IMRT. Ela combina a diferença de dose e distância para concordância, em uma análise simultânea e quantitativa [19]. A função gama é dada pela seguinte equação: (1) onde, (2) é a distância entre o ponto de referência e o ponto comparado, (3) é a diferença entre a dose no ponto comparado em relação à dose no ponto de referência e e os critérios de aceitação para a diferença de dose e a distância para concordância, respectivamente [19].

22 19 Para um ponto ser aprovado, ou seja, ficar dentro dos critérios estabelecidos, a função gama deve estar entre os valores 0 e 1, já se a função gama for maior que 1 o ponto estará fora dos critérios de aprovação, sendo então o plano considerado reprovado [19]. Na Figura 6 é apresentado um exemplo da função gama para um plano de Tiróide, os pixels em azul são os que apresentaram valores menores que 1, os em branco apresentaram o valor 1 e os vermelhos são os que apresentaram valores maiores que 1. Neste caso, obteve-se 98,76 % dos pixels aprovados. Figura 6: Exemplo da função gama para um plano de Tiróide. Os pixels em azul são os que apresentaram valores menores que 1 (aprovados), os em branco apresentaram o valor 1 (aprovados) e os vermelhos são os que apresentaram valores maiores que 1 (reprovados) Algoritmos de cálculo A escolha do algoritmo do cálculo de dose mais adequado, deve levar em consideração a rapidez e a precisão. O cálculo da dose deve ser rápido o suficiente para tornar o planejamento do tratamento viável, tendo em vista a quantidade de planejamentos de um serviço de radioterapia, contudo, devem apresentar no mínimo uma precisão adequada para tornar confiável a correlação entre a dose administrada e a planejada [20]. Para melhor entender os algoritmos de cálculo, deve-se analisar como ocorre a interação dos fótons nos diferentes tecidos do corpo humano. A deposição de

23 20 energia no tecido devido a um feixe de fótons, é fundamentalmente um processo que ocorre em duas etapas: i. Fótons interagem no meio e transferem energia cinética para partículas carregadas no meio, conhecido como Terma. ii. Partículas carregadas depositam sua energia através de ionizações e excitações ao longo de uma trajetória finita, conhecido como Dose Kernels [12]. Quando é estabelecido o equilíbrio de uma partícula carregada passa a existir uma relação linear entre o terma e a dose kernel e, assim, as duas etapas podem ser calculadas em um simples cálculo. No entanto, se esta condição não for estabelecida, como nos casos de interface de tecidos e bordas de feixes, as duas etapas devem ser distintas [13] Terma Inicialmente, considera-se a deposição de dose de um feixe monoenergético, infinitamente estreito na direção de z, com energia E e fluência inicial de ϕ em um meio homogêneo (água). A fluência de energia Ψ dos fótons primários, numa primeira aproximação, é determinada pelo coeficiente linear de atenuação na água µ(e), ou seja, no ponto de interação dos fótons primários obtém-se: (4) onde representa a coordenada perpendicular a direção do feixe [13,20]. A taxa de fótons primário que interage como o meio determina o Terma, ou seja, a energia total por unidade de massa liberada pelo campo de radiação interagindo com o meio de densidade ρ em um determinado ponto : (5) Esta energia localmente liberada do campo de radiação é posteriormente disponibilizada para transporte a partir do ponto de interação, que usualmente é descrito pelo conceito de dose kernels [13,20] Dose kernel Em alguns algoritmos de cálculo é comum a utilização de dois doses kernel elementares. O dose kernel mais elementar k(, também conhecido com point

24 21 spread kernel, indica a distribuição da energia absorvida na água na coordenada que é criada pelas interações dos fótons primários de energia E na coordenada, conforme mostrado na Figura 7 [13,20]. Figura 7: A figura indica a distribuição de dose no ponto depositada pelos fótons primários que interagem em. A segunda classe de dose kernels e mais comumente usado nos atuais sistemas de planejamento é o pencil beam. O pencil beam kernel é obtido através da interação de todos os point spread kernelao longo de um finito raio de fótons no meio, como visto na Figura 8. É mais evidente que o pencil beam kernel usa a informação mais condensada sobre a dose na água ao longo do eixo central kernel, ou seja, ele fornece uma amostragem mais grosseira dos processos físicos do que o point spread kernel, portanto, é mais difícil de adaptar os cálculos de dose com base nos pencil beam kernel para regiões com heterogeneidades dos tecidos. Por outro lado, os pencil beam kernel tem a vantagem de reduzir o tempo de cálculo de dose [13,20].

25 22 Figura 8: Na figura da esquerda é representado o point spread function, é descrita a propagação de energia em torno de uma único ponto de interação dos fótons primários não espalhados. Pela integração deste kernel dentro do paciente ao longo de um infinito raio fino chamado de pencilbeamkernel é derivado, exibido na figura da direita Superposition e convolution Para a obtenção de um algoritmo que apresente um cálculo de dose mais preciso, os dois componentes terma e dose kernel devem ser combinados. A abordagem mais geral dos modelos baseados em algoritmo de cálculo da dose é o método superposition. Ele gera a dose entregue a um ponto por superposição da contribuição da dose através de todos os dose kernels k( de um espectro de energia definido originalmente através de todas as interações primárias no ponto e pesa suas contribuições com o respectivo terma: (6) O superposition é também um sofisticado método a ser aplicado para um cálculo de dose em um meio homogêneo, mas pode ser muito bem utilizado para cálculos de dose em regiões em que existam tecidos heterogêneos [13,20]. A redução do esforço computacional exigido no algoritmo de cálculo superposition, é obtida se assumirmos que a forma dos dose kernels são invariantes de translação. Então, o kernel k( é somente uma função da distância entre o ponto de interação e a coordenada onde a dose é medida, tal que o algoritmo de cálculo superposition se reduz ao algoritmo de cálculo convolution: (7)

26 23 O tempo de cálculo do algoritmo convolution é reduzido drasticamente, se comparado com o algoritmo de cálculo superposition que é mais acurado [13,20] Clarkson O algoritmo de cálculo Clarkson calcula a dose nos pontos de cálculo como a soma da dose primária com o espalhamento tecido ar e o espalhamento arágua. Onde: TAR: Razão tecido ar; TPR: Razão tecido-phantom SAR: Razão espalhamento-ar SPR: Razão espalhamento-phantom O algoritmo leva em consideração as correções de dose para heterogeneidades do paciente por meio do cálculo do para um tamanho de campo zero, ou seja, considerando apenas a dose primária, e o cálculo do na profundidade do ponto de cálculo [10]. O cálculo preciso da distribuição de dose no interior do paciente, foi um dos maiores avanços nos sistemas de planejamentos modernos, pois ele cria um elo de confiança para o Físico Médico entre os parâmetros clínicos de tratamento e os utilizados pelo planejamento, tais como a dose prescrita no PTV, a incidência dos feixes terapêuticos, os compensadores utilizados e, principalmente, a diferença da densidade eletrônica entre os tecidos adjacentes [20].

27 24 2. Objetivos Analisar os algoritmos de cálculo de correção de heterogeneidade dos tecidos utilizados no sistema de planejamento XiO-CMS utilizando objetos simuladores heterogêneos para as técnicas de tratamento conformacional e IMRT. Avaliar a influência da correção da heterogeneidade em 100 casos tratados no serviço de radioterapia do Hospital das Clinicas de Ribeirão Preto.

28 25 3. Materiais e Métodos Para a realização deste trabalho utilizou-se o sistema de planejamento XiO- CMS (4.60); CT simulador Brilliance da Philips (BIG BORE); acelerador linear ONCOR da Siemens, câmara de ionização tipo farmer da Iba modelo FC65-G, com volume sensível de 0,65 cm 3, eletrômetro Dose 1 da Iba, arranjo bidimensional de câmaras de ionizações MATRIXX da Iba, software de controle de qualidade de planos de IMRT OmniPro I mrt, placas de água sólida, acrílico, alumínio e cortiça. Para medir a temperatura ambiente e a pressão local, utilizou-se respectivamente, um termômetro da Iba modelo L36048 e um barômetro da Druck modelo DPI 705. As densidades eletrônicas de cada material, utilizados nos objetos simuladores são apresentadas na Tabela 1. Tabela 1: Especificações das densidades eletrônicas dos materiais utilizados nos objetos simuladores. Material Densidade (g/cm 3 ) Alumínio 2,7 Água Sólida 1,0 Acrílico 1,15 Cortiça 0,32 Ar 1,2 x 10-3 O sistema de planejamento XiO-CMS, oferece para o usuário diferentes algoritmos de cálculo da dose: Convolution, Superposition, Fast Superposition e Clarkson [16]. Para verificação da eficiência dos mesmos, utilizou-se objetos simuladores com placas de materiais de diferentes densidades eletrônicas. Inicialmente, utilizaram-se objetos simuladores com apenas uma diferença de densidade eletrônica entre os materiais, ou seja, foi analisada a diferença da densidade eletrônica entre a água sólida e os demais materiais. A Figura 9 apresenta as configurações dos objetos simuladores utilizados.

29 26 Figura 9: Objetos simuladores com apenas uma diferença entre as densidades eletrônicas. Posteriormente, utilizou-se objeto simulador com mais de um material heterogêneo, podendo assim analisar os algoritmos de cálculo do sistema de planejamento XiO-CMS quando é apresentado tecidos de diferentes densidades eletrônicas. Na Figura 10, encontram-se o objeto simulador com diferentes densidades eletrônicas utilizadas. Figura 10: Objeto simulador com mais de uma diferença entre as densidades eletrônicas.

30 27 As imagens que alimentam o sistema de planejamento são obtidas pelo CT e através delas foi possível simular a dose administrada em um ponto de interesse para cada objeto simulador. As simulações foram feitas a uma distância de 100 cm da fonte, com um campo aberto de 10 x 10 cm 2, e 200 unidades monitoras. Para os objetos simuladores que utilizam apenas um material heterogêneo (cortiça, água sólida e alumínio), aplicou-se os três métodos de cálculo do sistema de planejamento: Convolution, Superposition, e Clarkson, já para o objeto simulador que utilizou mais de um material heterogêneo os algoritmos aplicados foram o Convolution e o Superposition. No acelerador linear os objetos simuladores foram posicionados deixando sempre a câmara de ionização numa distância de 100 cm da fonte, repetindo as condições de simulação feitas no sistema de planejamento. A dose foi determinada com auxílio do protocolo da IAEA TRS 398 e comparada aos resultados obtidos virtualmente pelo sistema de planejamento. Em seguida, verificou-se a correção de heterogeneidade em planejamentos de IMRT utilizando objetos simuladores heterogêneos. A simulação dos tecidos heterogêneos foi realizada utilizando objetos simuladores com placas de água sólida, alumínio e cortiça, conforme apresentados na Figura 11. O primeiro objeto simulador foi confeccionado com 10 cm de água sólida, o segundo com 3 cm de cortiça intercalado entre 4 cm e 3 cm de água sólida respectivamente e o terceiro com 3 cm de alumínio intercalado entre 4 cm e 3 cm de água sólida respectivamente.

31 28 Figura 11: Objetos simuladores utilizados nesta etapa do trabalho. Após aquisição das imagens dos objetos simuladores pelo tomógrafo, foram transferidos o plano total de seis pacientes, devidamente tratados no Hospital das Clinicas de Ribeirão Preto, mantendo os mesmos segmentos e unidades monitoras, integrando as angulações do gantry colimador e mesa a zero grau e, posteriormente, os planos foram enviados para análise em software de controle de qualidade de planos de IMRT OmniPro I mrt. Este software compara a distribuição da dose medida com a calculada pelo sistema de planejamento, através da função gama. As medidas foram realizadas em acelerador linear com arranjo bidimensional de câmaras de ionizações MATRIXX da Iba e utilizando-se a função gama com critérios de 3% de diferença de dose e 3 mm de distância para concordância (DTA). A dose no isocentro de tratamento, tanto para planejada no sistema de planejamento, quanto a medida, foi fornecida pelo programa de controle de qualidade. Após a verificação da eficiência dos algoritmos de cálculo utilizados pelo sistema de planejamento XiO-CMS, foram selecionados 100 planejamentos consecutivos de pacientes tratados no serviço de radioterapia do Hospital das Clinicas de Ribeirão Preto. Destes, 70 planos de pacientes com neoplasia de próstata, tratados no período de março de 2011 a agosto de 2011, 15 planejamentos de pacientes de neoplasia de esôfago, tratados com técnica conformacional, no período de setembro de 2011 a novembro de 2011 e 15 planos de IMRT de pacientes de neoplasias de SNC, tratados no período de fevereiro de 2011 a novembro de As composições de campo utilizadas para a neoplasia de próstata e para a neoplasia de esôfago são apresentados, respectivamente, na Tabela 2 e Tabela 3,

32 29 já para as neoplasias do sistema nervoso central as composições de campo variam para cada caso analisado. Tabela 2: Composição de campo utilizado nos planejamento conformacionais de próstata no serviço de radioterapia do Hospital das Clinicas de Ribeirão Preto. Campos Gantry 1 0 o o 270 o o 4 45 o o 90 o Tabela 3: Composição de campo utilizado nos planejamento conformacionais de esôfago no serviço de radioterapia do Hospital das Clinicas de Ribeirão Preto. Campos Gantry 1 0 o o o o As unidades monitoras dos planejamentos em que a correção de heterogeneidade não foi utilizada foram aplicadas nos planejamentos com correção de heterogeneidade, pois desta forma, é possível equiparar os planos para a comparação. Nos planejamentos de neoplasia de próstata, avaliou-se a diferença, entre os planos com e sem correção de heterogeneidade, comparando a dose relativa média (d méd ) e máxima (d máx ), a dose recebida pelos órgãos de risco considerados para tal planejamento: reto, bexiga, cabeça de fêmur direita, cabeça de fêmur esquerda além do PTV e da cobertura da dose aplicada a 95% do PTV (D95). Nos planos de neoplasia de esôfago, avaliou-se a diferença, entre as dose relativa média e máxima, a dose recebida pelos órgãos de risco: pulmão, medula espinhal, coração, rim direito, rim esquerdo, fígado, além do PTV e da cobertura da dose aplicada a 95% do PTV (D95). Para os planos de neoplasia de sistema nervoso central avaliou-se a diferença entre as doses relativa média e máxima de ambos os planos

33 30 administradas aos órgãos de risco: tronco, quiasma, nervo ótico direito, nervo ótico esquerdo, olho direito, olho esquerdo, tracto, orelha direita, orelha esquerda, cristalino direito, cristalino esquerdo e medula, a heterogeneidade do planejamento e a cobertura do D95.

34 31 4. Resultados e Discussões Os resultados obtidos dos planos com correção de heterogeneidade (CCH) e sem correção de heterogeneidade (SCH), os valores medido com câmara de ionização (CI) e as diferenças percentuais entre os mesmos, para os diferentes algoritmos de cálculo do sistema de planejamento XiO-CMS com os materiais simuladores que apresentam apenas uma diferença na densidade eletrônica, são apresentados na Tabela 4. Tabela 4: Resultados da eficiência dos algoritmos de cálculo do sistema de planejamento XiO-CMS para os objetos simuladores com apenas uma diferença na densidade eletrônica. Convolution Cortiça Água Sólida Alumínio Energia (MV) CI (cgy) 176,2 201,5 183,8 202,6 153,3 181,4 CCH (cgy) , ,4 154,9 180,3 SCH (cgy) 167,2 189,5 184,6 202,6 168,6 190,6 CCH/CI (%) -4,4-0,9-0,6-0,4-1,0 0,6 SCH/CI (%) 5,1 6,0-0,4 0,0-10,0-5,0 Superposition Cortiça Água Sólida Alumínio Energia (MV) CI (cgy) 176,2 201,5 183,8 202,6 153,3 181,4 CCH (cgy) 178,1 200,1 186,4 204,1 160,7 184,9 SCH (cgy) 168,3 190,3 186,4 203,9 169,8 192,4 CCH/CI (%) -1,1 0,7-1,4-0,7-4,8-1,9 SCH/CI (%) 4,5 5,6-1,4-0,6-10,8-6,1 Clarkson Cortiça Água Sólida Alumínio Energia (MV) CI (cgy) 176,2 201,5 183,8 202,6 153,3 181,4 CCH (cgy) 184,3 207,7 187,7 206,5 160,5 185,6 SCH (cgy) 163,9 186,9 188,2 207,3 170,2 192,9 CCH/CI (%) -4,6-3,1-2,1-1,9-4,7-2,3 SCH/CI (%) 6,9 7,2-2,4-2,3-11,1-6,3 Nota-se, que para todos os métodos de cálculo os materiais heterogêneos utilizados (cortiça e alumínio), o plano com correção de heterogeneidade apresentou as menores diferenças percentuais, e nenhum ultrapassou os 5% previstos pela

35 32 literatura [12] enquanto, que os planos sem correção de heterogeneidade chegaram a apresentar diferenças superiores a 10%. Para o objeto simulador de água sólida, que não apresenta heterogeneidade, a utilização ou não de correção de heterogeneidade não influenciou nas medidas, apresentando diferenças percentuais bem próximas. Os algoritmos de cálculo da correção da heterogeneidade que se demostraram mais eficientes, para as medidas experimentais com os objetos simuladores heterogeneos, foram o convolution e o superposition, sendo que para baixa densidade, o superposition respondeu melhor e para alta densidade o convolution. Após a análise dos algoritmos de cálculo mais eficientes para a correção de heterogeneidade dos tecidos, utilizaram-se os algoritmos superposition e convolution para análise da eficácia do cálculo de dose, quando utilizado objeto simulador que apresentam mais de uma diferença na densidade eletrônica, ou seja, com mais de um material heterogêneo. Os valores dos planos com e sem correção de heterogeneidade, os valores medidos com câmara de ionização e as diferenças percentuais entre eles, são apresentados na Tabela 5. Tabela 5: Resultados da eficiência dos algoritmos de cálculo superposition e convolution do sistema de planejamento XiO-CMS para os objetos simuladores com mais de uma diferença na densidade eletrônica. Superposition Energia (MV) 6 15 CI (cgy) 136,6 165,1 CCH (cgy) 136,3 164,8 SCH (cgy) 144,5 171,7 CCH/CI (%) -0,2-0,2 SCH/CI (%) 5,5 3,8 Convolution Energia (MV) 6 15 CI (cgy) 136,6 165,1 CCH (cgy) 137,0 164,3 SCH (cgy) 146,1 172,4 CCH/CI (%) 0,3-0,5 SCH/CI (%) 6,9 4,4

36 33 Para o objeto simulador utilizado, novamente o uso da correção de heterogeneidade foi mais eficaz que a não utilização, apresentando na média para o algoritmo superposition 0,2% e para o convolution 0,4%, enquanto a não utilização da correção de heterogeneidade apresenta na média 4,7% e 5,7%, respectivamente. Posteriormente verificou-se a eficácia da correção de heterogeneidade do sistema de planejamento XiO-CMS para planos de IMRT utilizando objetos simuladores heterogêneos e o arranjo bidimensional de câmaras de ionização. Os resultados e as comparações da função gama e da dose absoluta no isocentro, para os seis planos usando os objetos simuladores de água sólida, alumínio e cortiça, são apresentados na Tabela 6 abaixo. Tabela 6: Resultados da função gama para cada objeto simulador, a diferença entre a função gama dos objetos simuladores heterogêneos pela função gama do objeto simulador de água sólida, os valores da dose calculada pelo sistema de planejamento e o medido pelo arranjo bidimensional de câmara de ionizaçãoe da diferença entre elas. Água Sólida Plano 1 (%) REF 2 D 3 T (cgy) D 4 M (cgy) D 5 (%) 1 97,8-170,76 169,71 0,6 2 99,4-170,72 168,63 1,2 3 99,5-143,43 145,54 1,5 4 97,9-195,57 194,57 0,5 5 97,4-191,01 190,06 0,5 6 95,4-194,58 195,37 0,4 Alumínio Plano (%) 6 D T (cgy) D M (cgy) D (%) 1 94,2 3,6 148,37 149,58 0,8 2 98,63 0,8 151,28 154,62 2,2 3 98,95 0,6 130,43 131,34 0,7 4 98,00 0,1 183,28 189,56 3,4 5 96,44 1,0 164,85 169,41 2,8 6 94,98 0,5 171,94 173,84 1,1 Cortiça Plano (%) D T (cgy) D M (cgy) D (%) 1 94,35 3,5 186,35 187,69 0,7 2 98,89 0,5 183,02 186,71 2,0 3 99,22 0,3 158,99 160,65 1,0 4 94,78 3,2 211,26 213,53 1,1 5 96,12 1,3 201,45 203,21 0,9 6 94,55 0,9 207,83 209,52 0,8 1. : função gama; 2. REF: referência; 3. D T: dose calculada pelo sistema de planejamento; 4.D M: dose medida pelo arranjo bidimensional de câmras de ionização; 5. D: diferença D M e D T; 6. : diferença entre do material heterogeneo (cortiça e Alumínio) e da água sólida.

37 34 Os seis planos de IMRT analisados, apresentaram um valor médio com os critérios estabelecidos, para a função gama de 97,04% de pontos aprovados, sendo que, em nenhum dos seis planos analisados para os três objetos simuladores utilizados neste trabalho, a percentagem de pixels aprovados da distribuição gama foi inferior a 94%. Determinou-se a diferença da função gama dos objetos simuladores heterogêneos, alumínio e cortiça, pela função gama do objeto simulador homogêneo, água sólida. A maior diferença da função gama encontrada para o phanton de alumínio foi 3,6% e para o objeto simulador de cortiça, de 3,5%. A diferença da função média encontrada para o objeto simulador de alumínio foi 1,1% e para o objeto simulador de cortiça, de 1,6%. Outro parâmetro analisado é a diferença entre a dose absoluta no isocentro calculada pelo sistema de planejamento e a dose absoluta no isocentro determinada pelo arranjo bidimensional de câmaras de ionização. A diferença média encontrada entre e para todos os objetos simuladores analisados foi 1,2%, sendo que para o objeto simulador de água sólida a maior diferença encontrada foi 1,5% e a média 0,8%, para o objeto simulador de alumínio a maior diferença encontrada foi 3,4% e a média 1,8% e para o objeto simulador de cortiça a maior diferença encontrada foi 2,0% e a média 1,1%. Na Figura 12 são apresentados os gráficos da distribuição de dose calculada pelo sistema de planejamento, da distribuição de dose medida pelo arranjo bidimensional de câmaras de ionização e da distribuição da função gama; obtidos pelo software de controle de qualidade utilizado no trabalho, para um dos planos analisados.

38 35 Figura 12: A figura mostra os gráficos obtidos pelo software de controle de qualidade, para um plano de IMRT analisado. As figuras a 1, b 1 e c 1 para o objeto simulador de água sólida; a 2, b 2 e c 2 para o objeto simulador de alumínio; a 3 b 3 e c 3 para o objeto simulador de cortiça. As figuras a 1, a 2 e a 3 se referem à distribuição de dose calculada pelo sistema de planejamento; b 1, b 2 e b 3 se referem à distribuição de dose medida pelo arranjo bidimensional de câmaras de ionização; c 1, c 2 e c 3 se referem à distribuição da função gama. Observa-se na Figura 12c, que os pontos que estão coloridos em diferentes tons de azul estão compreendidos entre o valor 0 e 1, os quais estão aprovados segundo a definição da função gama, já os pontos que estão coloridos de brancos apresentam o valor da função gama exatamente 1, estando, portanto, no limite da aprovação, agora os pontos pintados em diferentes tons de vermelho são os pontos em que a função gama é maior que 1, pontos estes, que segundo a definição da função gama, estão reprovados., Um estudo avaliou quatro diferentes planos de IMRT para tratamento de neoplasias de cabeça e pescoço, utilizando 2D íon chamber array e objeto simulador de água sólida. A comparação entre a distribuição da função gama do sistema de planejamento e a distribuição da função gama do 2D íon

39 36 chamber array, para todos os campos, utilizando os critérios de 3% de diferença de dose e 3 mm DTA foi 97,6% de pixels aprovados[21]. Outro estudo analisou dois planos de IMRT (um de próstata e um de cabeça e pescoço), cada um com sete campos, utilizando também 2D íon chamber array e objeto simulador de água sólida. A comparação entre a distribuição da dose medida e calculada pelo sistema de planejamento foi feita utilizando a função gama ( 1) com critérios de 3% de diferença de dose e 3 mm DTA, sendo que para o plano da próstata foi 97,43%, enquanto para o plano de cabeça e pescoço foi 97,30% [22]. Comparando o presente trabalho realizado, com os dois estudos anteriormente descritos, percebe-se que os valores obtidos para os seis planos, utilizando objeto simulador de água sólida, estão coerentes com a literatura, pois apresentam um valor médio de 97,92%. O plano 6, que apresentou uma percentagem maior de pixels desaprovados, deve-se a uma distribuição de dose com grande diferença no gradiente de fluência. Utilizando os objetos simuladores com diferentes densidades eletrônicas verifica-se, que a diferença entre a quantidade de pixels aprovados pela função gama não foi significativa em nenhum dos planos, apresentando um valor médio de 96,60%. A maior diferença encontrada no plano deve-se à extensão da distribuição de dose, gerando mais espalhamento nos materiais heterogêneos. Poucos estudos anteriores analisaram a correção de heterogeneidade do sistema de planejamento como end point. Neste estudo, a semelhança encontrada pela função gama encoraja a utilização da correção de heterogeneidade, mesmo em meios apresentando diferentes densidades eletrônicas. Após analisar a eficiência dos algoritmos de cálculo utilizados nos sistema de planejamento XiO-CMS, utilizando objetos simuladores com diferentes densidades e analisar a correção de heterogeneidade em planos de IMRT, quantificou-se em casos reais a diferença entre a utilização ou não da correção de heterogeneidade. Primeiramente, analisaram-se planejamentos conformacionais de próstata. Para cada paciente analisado, encontrou-se a diferença percentual entre a dose relativa média e máxima para o plano com correção de heterogeneidade e o plano sem correção de heterogeneidade. Os resultados

40 37 das diferenças percentuais médias para a dose relativa média ( méd) e para a dose relativa máxima ( máx), para os 70 planos analisados estão na Tabela 7. Tabela 7: Médias das diferenças percentuais para a dose relativa média ( méd) e para a dose relativa máxima ( máx). Estruturas méd (%) máx (%) Reto -1,3 ± 0,6-2,1 ± 0,6 Bexiga -1,6 ± 0,7-2,0 ± 1,0 Cabeça de Fêmur Direita -3,1 ± 0,9-3,0 ± 1,1 Cabeça de Fêmur Esquerdo -2,9 ± 0,9-2,8 ± 1,2 PTV -2,2 ± 0,8-1,9 ± 0,5 Outros parâmetros analisados é a cobertura da dose aplicada a 95% do PTV e a heterogeneidade. Para todos os planos analisados,determinaram-se os valores de D95 e de heterogeneidade para o plano com correção de heterogeneidade e para o plano sem correção de heterogeneidade. Os valores médios de todos os planos, encontram-se na Tabela 8. Tabela 8: Valores médios de D95 para os planos com e sem correção de heterogeneidade e a diferença percentual média entre eles. CCH SSH D95 (%) 96,6 ± 3,3 98,7 ± 3,6 Heterogeneidade (%) 4,1 ± 2,3 5,0 ± 1,7 Analisando todos os 70 planos, as maiores diferenças absolutas encontradas entre os planejamentos com e sem correção de heterogeneidade, para cada estrutura analisada está na Tabela 9. Tabela 9: Maiores diferenças encontradas entre os planos com e sem correção de heterogeneidade. Estruturas D (%) máx Reto - 4,5 Bexiga - 4,8 Cabeça de Fêmur Direita - 7,2 Cabeça de Fêmur Esquerdo - 6,8 PTV - 5,6

41 38 Uma boa maneira de analisar a diferença entre os planos com correção de heterogeneidade e sem correção de heterogeneidade, é comparando o histograma dose-volume. Na Figura 13 encontra-se a comparação para apenas um paciente. Figura 13: Comparação do histograma dose-volume, para planos com e sem correção de heterogeneidade. Para analisar a influência da correção de heterogeneidade nas curvas de isodose, é apresentado na Figura 14 um corte tomográfico para cada plano, com e sem correção de heterogeneidade, de um mesmo paciente. (A) (B) Figura 14: Corte tomográfico sem correção de heterogeneidade (A) e com correção de heterogeneidade (B) Para todos os planos analisados, o uso da correção de heterogeneidade, resultou numa dose menor para todos os órgãos de risco, uma menor

42 39 heterogeneidade do planejamento e uma pior cobertura da dose aplicada a 95% do PTV, em relação a não utilização da correção de heterogeneidade. Um estudo realizado na França analisou o impacto da utilização da correção de heterogeneidade em 30 casos de câncer de próstata tratados com feixes de fótons de 18 MV, a conclusão apresentada é que a utilização da correção de heterogeneidade dos tecidos aumenta a precisão da dose entregue.[23] Em seguida, analisaram-se planejamentos conformacionais de esôfago. Em cada plano, verificou-se a diferença percentual entre a dose relativa média e máxima, para o plano com correção de heterogeneidade e o plano sem correção de heterogeneidade. Os resultados das diferenças percentuais médias para a dose relativa média ( méd) e para a dose relativa máxima ( máx), para todos os planos analisados, são apresentados na Tabela 10. Tabela 10: Médias das diferenças percentuais para a dose relativa média ( méd) e para a dose relativa máxima ( máx). Estruturas méd (%) máx (%) Pulmão 6,2 ± 2,1 4,9 ± 3,0 Medula 1,4 ± 0,9-1,4 ± 1,1 Coração -1,2 ± 0,7-3,1 ± 1,4 Rim Direito -0,5 ± 0,7 0,6 ± 0,5 Rim Esquerdo -0,5 ± 0,6-0,2 ± 0,5 Fígado -0,3 ± 0,9 4,0 ± 2,4 PTV 4,6 ± 2,7 1,2 ± 0,7 Analisou-se também, a cobertura da dose aplicada à 95% do PTV e a heterogeneidade. Para todos os planos, determinaram-se os valores de D95 e de heterogeneidade, para o plano com correção de heterogeneidade e para o plano sem correção de heterogeneidade. Os valores médios de todos os planos estão na Tabela 11

43 40 Tabela 11: Valores médios de D95 para os planos com e sem correção de heterogeneidade e a diferença percentual média entre eles. CCH SSH D95 (%) 97,8 ± 1,9 97,6 ± 2,3 Heterogeneidade (%) 8,6% 3,9% As maiores diferenças encontradas entre os planejamentos com e sem correção de heterogeneidade, para cada estrutura analisada, é apresentado na Tabela 12. Tabela 12: Maiores diferenças encontradas entre os planos com e sem correção de heterogeneidade. Estruturas D (%) máx Pulmão 9,8 Medula 3,4 Coração 2,2 Rim Direito 3,0 Rim Esquerdo 3,1 Fígado 4,9 PTV 5,2 Na Figura 15, encontra-se a comparação para apenas um paciente do histograma dose-volume.

44 41 Figura 15: Comparação do histograma dose-volume, para planos com e sem correção de heterogeneidade. Para analisar a influência da correção de heterogeneidade nas curvas de (B) isodose é apresentado na Figura 16 um corte tomográfico para cada plano, com e sem correção de heterogeneidade, de um mesmo paciente. (A) (B) Figura 16: Corte tomográfico sem correção de heterogeneidade (A) e com correção de heterogeneidade (B) Para os casos de neoplasia de esôfago, verificou-se que a utilização da correção da heterogeneidade, apresentou uma maior heterogeneidade do planejamento, a cobertura média foi muito próxima para ambos os planos e as doses administradas aos órgãos de risco, em virtude da estrutura heterogênea (pulmão) apresentaram variações entre os dois planos.

45 42 A universidade do Texas publicou um trabalho que analisou os efeitos da utilização da correção de heterogeneidade no planejamento radioterápico, em campos torácicos a negligencia da correção de heterogeneidade dos tecidos pode levar a uma sobredosagem de até 15% em virtude da presença do pulmão. [24] Por fim, analisou-se planos de pacientes com neoplasias no sistema nervoso central planejados com IMRT. Para cada paciente analisado, encontrou-se a diferença percentual entre a dose relativa média e máxima para o plano com correção de heterogeneidade e o plano sem correção de heterogeneidade. Os resultados das médias das diferenças percentuais para a dose relativa média e para a dose relativa máxima, para os 15 planos analisados encontram-se na Tabela 13 Tabela 13: Médias das diferenças percentuais para as doses relativas médias e para dose relativa máxima máx. Estruturas méd (%) máx (%) Medula 3,8 ± 3,0 4,0 ± 3,3 Tronco 3,1 ± 1,8 3,7 ± 2,4 Orelha Direita 5,8 ± 3,1 5,8 ± 2,7 Orelha Esquerda 3,2 ± 2,2 4,1 ± 2,1 Cristalino Direito 2,6 ± 2,7 2,9 ± 2,3 Cristalino Esquerdo 2,1 ± 3,7 1,3 ± 2,6 Tracto 2,3 ± 0,9 2,1 ± 1,1 Nervo Ótico Esquerdo 1,6 ± 2,0 0,9 ± 2,7 Nervo Ótico Direito 2,3 ± 2,5 1,5 ± 2,5 Quiasma 2,7 ± 0,9 2,4 ± 1,2 Olho Direito 2,6 ± 1,9 2,4 ± 1,6 Olho Esquerdo 1,5 ± 3,6 1,8 ± 2,7 A cobertura da dose aplicada a 95% do PTV e a heterogeneidade do planejamento foram determinados para os planos com e sem correção de heterogeneidade. e Os valores médios para os 15 planos analisados, de D95 e da heterogeneidade, encontram-se na Tabela 14.

46 43 Tabela 14: Valores médios de D95 para os planos com e sem correção de heterogeneidade. CCH SSH D95 95,6 ± 3,3 98,9 ± 1,0 Heterogeneidade 2,0 ± 0,6 3,8 ± 1,3 As maiores diferenças encontradas entre os planejamentos com e sem correção de heterogeneidade, para cada estrutura analisadas, é apresentado na Tabela 15. Tabela 15: Maiores diferenças encontradas entre os planos com e sem correção de heterogeneidade. Estruturas D (%) máx Medula 4,3 Tronco 4,2 Orelha Direita 6,5 Orelha Esquerda 6,4 Cristalino Direito 5,6 Cristalino Esquerdo 6,2 Tracto 4,9 Nervo Ótico Esquerdo 5,7 Nervo Ótico Direito 4,6 Quiasma 5,3 Olho Direito 5,0 Olho Esquerdo 5,7 Na Figura 17: Comparação do histograma dose-volume., encontra-se a comparação através do histograma dose-volume, entre os planos com e sem correção de heterogeneidade para um mesmo paciente.

47 44 Figura 17: Comparação do histograma dose-volume. Um corte tomográfico para cada plano, com e sem correção de heterogeneidade, é observado na Figura 18. (A) (B) Figura 18: Corte tomográfico sem correção de heterogeneidade (A) e com correção de heterogeneidade (B). Nos planos analisados, o uso da correção de heterogeneidade, tornou o plano mais homogêneo e com uma pior D95 e menores doses administradas nos OR. Poucos estudos analisaram a correção de heterogeneidade dos tecidos com o tratamento de neoplasias do sistema nervoso central, contudo após analisarmos os resultados deste trabalho, observa-se que a utilização da correção da heterogeneidade para este caso é também mais indicada.