INSTITUTO NACIONAL DE CÂNCER SETOR DE FÍSICA MÉDICA

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1 INSTITUTO NACIONAL DE CÂNCER SETOR DE FÍSICA MÉDICA AVALIAÇÃO DE DISPOSITIVOS DE GARANTIA DA QUALIDADE DO FATOR DE CALIBRAÇÃO, ENERGIA E CARACTERÍSTICAS BÁSICAS DE FEIXE DE FÓTONS E ELÉTRONS DE ACELERADORES LINEARES Ezequiel de Arimateia Nascimento Oliveira Rio de Janeiro 1999

2 2 INSTITUTO NACIONAL DE CÂNCER SETOR DE FÍSICA MÉDICA AVALIAÇÃO DE DISPOSITIVOS DE GARANTIA DA QUALIDADE DO FATOR DE CALIBRAÇÃO, ENERGIA E CARACTERÍSTICAS BÁSICAS DE FEIXE DE FÓTONS E ELETRONS DE ACELERADORES LINEARES Ezequiel de Arimateia Nascimento Oliveira Monografia apresentada ao Instituto Nacional de Câncer para obtenção do Certificado de Conclusão de Especialização em Física Médica Área de Radioterapia. Rio de Janeiro 1999

3 3 FICHA CATALOGRÁFICA Oliveira, Ezequiel de Arimateia Nascimento Avaliação de dispositivos de garantia de qualidade do fator de calibração, energia e características básicas de feixe de fótons e elétrons de aceleradores lineares/ Ezequiel de Arimateia Nascimento Oliveira xvii, 98 p.: Orientador: Pedro Paulo Pereira Júnior Dissertação (monografia) Instituto Nacional de Câncer, Física Médica. 1.Controle de Qualidade. 2. Dosimetria. 3. Fantoma sólido. 4.Perfil de campo. I. Júnior, Pedro Paulo Pereira. II. Instituto Nacional de Câncer. Física Médica. III. Título.

4 4 INSTITUTO NACIONAL DE CÂNCER SETOR DE FÍSICA MÉDICA AVALIAÇÃO DE DISPOSITIVOS DE GARANTIA DA QUALIDADE DO FATOR DE CALIBRAÇÃO, ENERGIA E CARACTERÍSTICAS BÁSICAS DE FEIXE DE FÓTONS E ELÉTRONS DE ACELERADORES LINEARES Ezequiel de Arimateia Nascimento Oliveira Aprovado em de de 1999 pela banca examinadora; Dr. Pedro Paulo Pereira Júnior Dr. Francisco Alberto Campana Dra. Lúcia Helena Bardella Rio de Janeiro 1999

5 5 Para um homem prudente a ciência é um ornato de ouro, uma pulseira que traz no braço direito. Eclesiástico

6 6 Aos meus pais, Edivaldo (in memória) e Zilda Maria À Patrícia Tosta Aos meus irmãos, Rita de Cássia, Aloisio, Edna, Cecília, Madalena Antônio (in memória) À Mayara

7 7 AGRADECIMENTOS Meus agradecimentos as pessoas que de alguma forma contribuíram para realização deste trabalho, em particular: ao físico Pedro Paulo Pereira Júnior pela orientação deste trabalho; à física Lúcia Helena Bardella por discussões sobre dosimetria; à equipe de físicos do Instituto Nacional de Câncer, em particular a Joel Francisco Gonçalves, Maria da Penha Silva, Lúcia Helena Bardella, Laura Maria de Araújo Guedes, Pedro Paulo Pereira Júnior por todos os conhecimentos transmitidos e críticas, que serviram de suporte a este trabalho; aos colegas do Programa de Especialização em Física Médica, Lisandra, Delano, Herculis, André, Luis, Sérgio, Ignácio, Marco e Sérgio Azevedo pela convivência e troca de experiência profissional; aos técnicos do serviço de radioterapia, em particular a Geraldo, Marta, Jorge, Fred, Paulo Abraão, Carlos, Beth, e Afranio pela ajuda e paciência durante a realização da parte experimental; aos os staffs e residentes médicos do serviço de radioterapia pela convivência profissional; ao Dr. Francisco Alberto Campana pela convivência profissional; ao físico Manoel dos Santos Moraes Gonçalves pelas discussões de temas que serviram de suporte a esse trabalho; ao padre Aroldo Ribeiro, pela amizade e incentivo durante a construção deste trabalho.

8 8 LISTA DE TABELAS Tabela 1. Testes diários. Tabela 2. Testes mensais. Tabela 3. Dados das câmaras de ionização utilizadas na dosimetria. Tabela 4. Dados das câmaras de ionização utilizadas na dosimetria. Tabela 5. Fator de calibração dos conjuntos dosimetricos utilizados. Tabela 6. Características dos materiais comumentes utilizados como fantoma. Tabela 7. Espessuras dos fantoma sólidos. Tabela 8. Descrição dos arranjos de fantomas sólidos utilizados nas medidas. Tabela 9. Fatores de conversão utilizados Tab.10.Valores das medidas nos fantomas sólidos para o feixe de 10MV. Tab.11.Valores das medidas nos fantomas sólidos para o feixe de 6 MV. Tab.12 Valores das medidas nos fantomas sólidos para o feixe de12mev Tab.13.Valores das medidas nos fantomas sólidos para o feixe de 9MeV. Tab.14.Valores das medidas nos fantomas sólidos para o feixe de 6MeV. Tab.15.Valores das medidas nos fantomas sólidos para o feixe de 3 MV. Tabela 16. Leituras do perfil do feixe normalizada no centro do campo: 35 cm x 35 cm Tabela 17. Leituras do perfil do feixe normalizada no centro do campo:10 cm x 10 cm.

9 9 LISTA DE FIGURAS Figura 1. Gráfico de dose absorvida x profundidade na água. Figura 2. Curva de isodose de um feixe de raios-x de alta energia, sem filtro achatador. Figura 3. Modificação pelo filtro achatador na isodose de um feixe de alta energia. Figura 4. Filtro achatador usado em aceleradores lineares para uniformizar a dose ao longo do campo de radiação. Figura 5. Perfil de dose de um feixe do acelerador linear. Figura 6. Seção transversal de distribuição de isodose em um plano perpendicular ao eixo central. Figura 7. Componentes primários de um feixe de radiação. Figura 8. Perfil de dose do Cobalto-60. Figura 9. Fantoma sólido na parede. Figura 10. Suporte da câmara de ionização usado para medidas de perfil do feixe de radiação. Figura 11.Visão da incidência do campo de radiação sobre o fantoma sólido. Figura 12. Variação do fator de calibração do feixe de 10 MV. Figura 13. Variação do fator de calibração do feixe de 6 MV. Figura 14. Variação do fator de calibração do feixe de 12 MeV. Figura 15. Variação do fator de calibração do feixe de 9 MeV. Figura 16. Variação do fator de calibração do feixe de 6 MeV. Figura 17. Variação do fator de calibração do feixe de 3 MeV. Figura 18. Variação da razão energia do feixe de 10 MV.

10 10 Figura 10. Variação da razão energia do feixe de 6 MV Figura 20. Variação da razão energia do feixe de 12 MeV Figura 21. Variação da razão energia do feixe de 9 MeV Figura 22. Variação da razão energia do feixe de 6 MeV Figura 23. Variação da razão energia do feixe de 3 MeV Figura 24. Perfil de dose do campo 35 cm x 35 cm sobre o eixo longitudinal. Figura 25. Perfil de dose do campo 35 cm x 35 cm sobre o eixo transversal. Figura 26. Perfil de dose do campo 35 cm x 35 cm sobre o eixo transversal. Figura 27. Perfil de dose do campo 10 cm x 10 cm sobre o eixo transversal. Figura 28. Perfil de dose do campo 10 cm x 10 cm sobre o eixo longitudinal.

11 11 SUMÁRIO 1. INTRODUÇÃO 1.1Considerações Gerais 1.2 Objetivos 2. FUNDAMENTOS TÉORICOS 2.1 Introdução. 2.2 Controle da Qualidade. 2.3 Determinação de dose Absorvida Determinação dose Absorvida em Feixes de Fótons Considerações Gerais a) Dose Absorvida b) Kerma c) Exposição Especificação da Energia de Feixes de Fótons Formalismo Determinação de Dose em Feixes de Elétrons Considerações Gerais Especificação da Energia de Feixe de Elétrons Formalismo Baseado em N k e Determinação de N D,ar para Câmaras de Ionização de Placas Paralelas Determinação de Dose Absorvida na Água na Profundidade de Referência. 2.4 Perfil de Feixe de Radiação Introdução Filtro Achatador Perfil de Feixe de Radiação.

12 Descrição dos Componentes de um Feixe de Radiação Tamanho de Campo Penumbra Geométrica Uniformidade do Feixe (Planura) Simetria de Campo Transmissão ou Penumbra de Transmissão Alinhamento. 3. MATERIAS E MÉTODOS I. Materiais 3.1 Aceleradores Lineares. 3.2 Fantomas. 3.3 Dosimetros Eletrômetros Câmaras de Ionização 3.4 Calibração das Câmaras de Ionização Câmaras de Ionização Cilíndricas Câmaras de Ionização de Placas Paralelas. II. Metodologia 3.1 Descrição dos Dispositivos Dosimétricos. 3.2 Fantomas Sólidos. 3.3.Especificação da Energia do Feixe Feixes de Fótons Feixes de Elétrons 3.5 Calibração de Feixes Clínicos Feixes de Fótons Feixes de Elétrons 3.6 Determinação da Uniformidade do Feixe Clinico.

13 13 4.DISCUSSÕES E RESULTADOS 4.1 Variação do Fator de Calibração dos Feixes Clínicos. 4.2 Indicador da Qualidade do Feixe. 4.3 Uniformidade do Feixe. 5. CONCLUSÕES 6. RECOMENDAÇÕES APÊNDICE 1 APÊNDICE 2 REFERÊNCIAS BIBLIOGRAFICAS.

14 14 RESUMO Este trabalho relata testes de rotina do controle da qualidade do fator de calibração, energia e características básicas de feixes de fótons e elétrons de aceleradores lineares, de uso terapêutico com o objetivo de sugerir aos serviços de radioterapia tais procedimentos. Os resultados apresentados neste trabalho foram comparados com os recomendados pelo protocolo AAPM TG-40. Sendo também os resultados do dispositivo de controle da qualidade de perfil de campo de radiação comparados com os resultados de um sistema de varredura automática (Computarized Radiation Scanner CRS). Para o controle da qualidade do fator de calibração e energia do feixe, foram utilizadas as energias de 6 MV e 10 MV para feixes de fótons e 3, 6, 9 e 12 MeV para feixes de elétrons. Para o controle da qualidade do perfil de campo foi usado a energia de 6 MV nos campos 10 cm x 10 cm e 35 cm x 35 cm. Os resultados foram satisfatórios, estando dentro dos limites de tolerância recomendada pelos protocolos de dosimetria (IAEA e AAPM TG 40).

15 15 ABSTRCT This work presents tests of routine of the quality of the control of the calibration factor, energy and basic characteristics of fótons and elétrons beams of lineal accelerators, with the objective of suggesting to the radiotherapy services such procedures. The results presented in this work were compared with recommended for the protocol AAPM TG-40. It is the results of the device of quality of the control of profile of radiation field it was still compared with the results of a system of automatic sweeping (Computarized Radiation Scanner CRS). For the quality of the control of the calibration factor and energy of the beams, the energy of 6 MV and 10 MV were used for fótons beams and 3, 6, 9 and 12 MeV for elétrons beams. And for the control of the quality of the field profile the energy of 6 MV was used in the fields 10 cm x 10 cm and 35 cm x 35 cm. The results were satisfactoried, being inside of the limits of tolerance recommended by protocols (IAEA e AAPM TG 40).

16 16 1-INTRODUÇÃO 1.1 Considerações Gerais Com informações mais precisas das neoplasias, auxílio das imagens obtidas da tumografia computadorizada, ressonância magnética e de raios-x convencional, e também de equipamentos modernos de terapia pode-se garantir um tratamento mais preciso ao paciente. Mas para tal garantia devemos ter também uma preocupação coadjuvante com os procedimentos desde a localização do tumor até ao tratamento. Podemos materializar tal preocupação na garantia da qualidade. O termo garantia da qualidade descreve um programa idealizado para controlar e manter um padrão de qualidade pré-determinado, ou seja é o processo pelo qual o desempenho atual é medido e comparado com o desempenho padrão, e as ações necessárias para manter ou recupera-lo são identificadas. Uma atenção maior para controle da qualidade na terapia com radiações, nesta última década, tem sido observado e recomendado. Isto se deve ao fato de que variações na dose de radiação no volume alvo do paciente podem influenciar drasticamente a probabilidade de controle do tumor ou a probabilidade de reações no tecido normal. É recomendado que a dose administrada ao tumor esteja dentro de 5% da dose prescrita no tumor de modo a assegurar um controle do tumor e evitar complicações nos tecidos normais e/ou órgãos críticos ( ICRU,1976;Young,1998). Entre muitos procedimentos de controle de garantia da qualidade no serviço de radioterapia, o da dosimetria é de fundamental importância

17 17 para possibilitar medidas de dose consistentes e precisas a serem realizadas. Entre essas, pode-se citar o fator de calibração, energia e a uniformidade do feixe com sendo imprescindíveis. O interesse em desenvolver esta monografia na garantia do controle da qualidade da fator de calibração, energia e da uniformidade do feixe, para fótons e elétrons por dispositivo de baixo custo e montagem simples, surgiu de uma preocupação com os serviços de radioterapia que não possuem equipamentos sofisticados para tal, e que possam realizar com segurança tal procedimento Objetivos Verificar ao longo de dois meses o desempenho do fator de calibração e a constância da energia do feixe por dispositivos de baixo custo e montagem simples utilizando dois aceleradores lineares do Instituto Nacional de Câncer (INCa), para os feixes de fótons (Clinac 600C- Varian) e fótons e elétrons (Saturne I-CGR). Verificar a uniformidade do feixe de fótons por um dispositivo de baixo custo e montagem simples, por um método de leitura ponto a ponto e compara-lo com um sistema automático de varredura (Computarized Radiation Scanner CRS ), utilizando um acelerador linear Mevatron 6700/6MV da Siemens. Apresentar, os dispositivos como alternativa para controle da qualidade do fator de calibração, energia e uniformidade do feixe.

18 18 2 FUNDAMENTOS TEÓRICOS Introdução Vários protocolos de dosimetria e de procedimentos de controle da qualidade (IAEA 1987,1997, ICRU,1976, 1984, AAPM, 1983, 1993, 1994, NACP, 1980) têm sido elaborados com a finalidade de obter doses precisas ao tumor e com isto possibilitar a cura, controle a longo prazo, ou paliação do tumor. Quanto a determinação de dose absorvida, os protocolos de dosimetria IAEA (1987e 1997) foram escolhidos como modelo neste trabalho pela objetividade que expõe o tema. Quanto a uniformidade do feixe as referências(1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8) foram escolhidas pela forma inteligível que tratam do assunto. E os protocolos da AAPM (1994) foi escolhido no que se refere a controle da qualidade para dosimetria. 2.2 Controle da Qualidade para Dosimetria A garantia da qualidade para dosimetria de radiações consiste em uma formalização de procedimentos que possibilitem medidas de dose consistentes e precisas para serem utilizadas, sendo dados alguns exemplos. 1- Um dosimetro de referência local deve ser utilizado. Este deve ter sido calibrado por um laboratório de dosimetria padrão secundário e deve ser acompanhado por um certificado de calibração o qual é datado e constando de fatores de calibração em termo de Kerma no ar para uma ou mais energias de feixes. Deve conter uma especificação

19 19 da linearidade de resposta, fuga elétrica, e algum efeito de detecção e presença na exposição da atmosfera. 2- Sobre certas circunstâncias, particularmente se uma fonte isotropica é disponível para constância de verificação, o dosimetro de referência local deve ser usado para calibração de uma maquina, mas outro dosimetro, similar ao de referência local deve estar disponível. Este segundo ou dosimetro de campo deve ser menos restritivo que o de padrão local e deve ser usado para uma calibração continuada e verificação de equipamentos. 3- O dosimetro de referência local deve ser calibrado diante de um padrão em certos intervalos. Em alguns países, inclusive o Brasil, esses são dados por regulamentação, um período de 2 anos geralmente é escolhido. 4- É necessário que a resposta padrão local seja verificada antes e depois da expedição a um laboratório padrão para garantir que nenhuma mudança tenha ocorrido na sensitividade com os resultados do processamento e de expedição. 5- Um registro deve ser guardado para todos os testes dosimetricos e calibração realizadas. 6- Certos procedimentos devem ser seguidos quanto ao dosimetro: a. instruções dadas no manual do fabricante devem ser seguidas b. quando o dosimetro não estiver em uso deve ser guardado em um protetor e selado. Em arredores úmidos deve-se colocar acilica a fim de minimizar o efeito da umidade. c. A linearidade da resposta entre o instrumento de leitura e a exposição de raios gama de C 60 o deve estar dentro de 1%. Esta linearidade deve ser verificada tempo a tempo (principalmente antes de usar o instrumento).

20 20 d. A eficiência de coleção de cargas deve ser avaliada por todas as condições sobre o qual a câmara será usada. Efeito de detecção e fuga de carga devem ser avaliadas e conhecidos e serem levado em conta quando necessário. Todas as leituras de ionização devem ser corrigidas por temperatura ambiente e pressão referidos da calibração. 7- Nas medidas de calibração todos parâmetros como distâncias, profundidade e tamanho de campo devem ser verificados repetidamente e diversas leituras ( no mínimo cinco) serem tomadas. 8- Quando e onde possível, calibração de novos equipamentos devem ser feitos independentemente por duas últimas pessoas diferentes e preferencialmente por instrumentos dosimetricos diferentes. Se diferirem de mais que 2%, então devem ser repetidos e a causa da diferença ser investigada. Em relação aos aspectos técnicos do protocolo AAPM (1994), são recomendados alguns testes de controle da qualidade para aceleradores lineares incluindo freqüências e tolerâncias. Entre esses cita-se alguns, de interesse à esse trabalho, com tabela a seguir. Tabela 1- Testes diários Tipo Teste Tolerância Dosimetria Constância do fator de calibração para fótons 3 % Constância do fator de calibração para elétrons 3 % Indicador da qualidade do feixe 3 %

21 21 Tabela 2 - Testes mensais Tipo Testes Tolerância Dosimetria Constância da uniformidade do feixe de fótons 2 % Constância da uniformidade do feixe de elétrons 3 % Simetria dos feixes de fótons e elétrons 3 % Mecânico Indicadores do tamanho de campo 2 mm Determinação de Dose Absorvida Tem sido demonstrado que o sucesso ou a falha do tratamento com radiações depende da dose absorvida liberada ao tumor e esta não deve variar mais que 5 % dos valores prescritos (ICRU). Recente investigações indicam que ainda melhor exatidão é necessária (ref. 11). Isto requer que todas as incertezas em dosimetria de radiação seja minimizada e que a exatidão seja buscada na determinação de dose absorvida dos feixes de radiação usados na terapia de câncer. Com o conhecimento teórico de conceitos de dosimetria de radiações e com o aperfeiçoamento na exatidão de valores numéricos dos dados físicos é possível reduzir as incertezas na calibração do feixe de radiação. A calibração de um feixe de radiação usado no tratamento de tumores malignos e benignos é baseado em complicadas medições, aplicações de algumas conversões e fatores de correções. O conhecimento dos procedimento de medidas e os fatores de conversão e

22 22 correção, possibilitam a determinação da dose absorvida de um feixe de radiação com a exatidão que é exigida Determinação de Dose Absorvida em Feixes de Fótons Considerações Gerais É importante definir algumas grandezas e unidades que estão diretamente envolvidas no procedimento e cálculo de dose absorvida, tais como: a. Dose Absorvida Quantidade de energia absorvida por unidade de massa de um material irradiado. D = de/dm (1) Onde E é a energia média cedida pela radiação ionizante a matéria de massa dm. Sua unidade é gray (J/Kg ou Gy). b. Kerma Quando consideramos partículas indiretamente ionizantes tais como fótons, é conveniente descrever a energia liberada por elas enquanto interagem com a matéria. Energia cinética liberada na matéria, por unidade de massa. K = de Tr /dm (2) Onde de Tr é a soma das energias cinética de todas as partículas carregadas liberadas pela interação das partícula ionizantes

23 23 descarregadas (fótons) em um volume de massa dm. Sua unidade é gray (J/Kg ou Gy). c. Exposição A grandeza kerma, a qual deve ser aplicada para alguns matérias é um relato sucinto para exposição, o qual aplica para interação de fótons com o ar, ou seja, é a ionização equivalente de kerma no ar, exceto para a ionização que aparece da absorção de bremsstrauhlung emitido pelos elétrons. X = dq/dm, (1) Onde dq é o valor absoluto da carga total de íons de único sinal produzido no ar quando todos os elétrons liberados por fótons no ar de massa dm são completamente freiados no ar. X = K ar (1-g) (W/e), (2) Onde K ar é kerma no ar, g é fração de energia que é dissipada por bremsstrahlung e W/e é a energia média dissipada por um par de íons produzida no ar e por carga elétrica. Sua unidade é röntgen ( 1R = 2.58x10-4 C/Kg). Um dispositivo que seja capaz de coletar cargas de um único sinal produzidas por elétrons secundários criados no volume de ar de massa conhecida, é definido como câmara de ionização padrão. Em serviços de radioterapia é bastante usual a câmara de ionização cilíndrica tipo dedal, pois trata-se de uma câmara robusta e simples para medidas em fantoma de água. Sua parede geralmente é de grafite e serve como um eletrodo no

24 24 sistema de coletar cargas. Dentro da parede existe uma haste de material de número atômico próximo ao do ar, essa haste é conhecida como eletrodo central, é o outro eletrodo no sistema de medição de carga, geralmente são feitos de carbono, grafite ou alumínio. A resposta à medida da radiação pelas câmaras variam de acordo a espessura da parede, equivalência do material da parede, eletrodo central, condições ambientais, recombinação de íons e outros que serão discutidos a seguir. Um outro dispositivo integrante em medições de radiação é o eletrômetro. Equipamento de medida de carga ou corrente induzida em uma câmara de ionização, bastante sensível tendo uma alta impedância de entrada (>10 14 ). Deve-se poder variar a voltagem aplicada à câmara para se determinar a eficiência na coleção de íons, assim como inverter a polaridade para se determinar o efeito polaridade. A mudança na resposta devido a falta de estabilidade não deve exceder 0,5 % em um ano. O eletrômetro e câmara de ionização podem ser calibrados separadamente, contudo, em alguns casos o eletrômetro é uma parte integrante do sistema dosimetrico, assim a câmara de ionização e o eletrômetro devem ser calibrados como uma unidade. A água é o meio de referência recomendado pelos protocolos para medida de dose absorvida para feixes de fótons e elétrons, pois é o melhor substituto do tecido mole. E as dimensões do fantoma deve ser tal que, com a máximo tamanho de campo a ser empregado, deve constar uma margem de 5 cm em todos quatro lados na profundidade de máximo. Antes que uma distribuição de dose absorvida seja determinada o alinhamento de diferentes eixos devem ser verificados, tais como o eixo

25 25 de rotação do colimador, o eixo geométrico do feixe, o eixo de radiação do feixe e o eixo do feixe luminoso Especificação da Energia de Feixes de Fótons Uma maneira de especificar a energia do feixe de fótons é determinando a dose absorvida no feixe do usuário nas profundidades de 20 cm e 10 cm para uma distância fonte câmara constante, com um campo 10 cm x 10 cm no plano câmara, variando o material do fantoma sobre o detetor (AAPM, 1983; IAEA, 1987). A razão destas doses absorvidas é conhecido como TPR 20 /TPR 10. Uma outra maneira é colocando o campo 10 cm x 10 cm à 1 metro da superfície do fantoma, e deslocando a câmara de ionização para duas profundidades diferentes, sendo recomendado as profundidades de 10 cm e 20 cm a partir da superfície do fantoma, a razão das doses absorvidas é conhecida como D 20 /D 10 (IAEA 1987) Formalismo O kerma no ar ou exposição no laboratórios padrões é usado para determinar fatores de calibração em termo de kerma no ar por leitura por metro ou carga (N K ), ou exposição por leitura por metro ou carga (N X ). É recomendado que a calibração da câmara do usuário seja feita no ar em um feixe de raios gama de cobalto-60, pois o Laboratório de Dosimetria Padrão Primário não oferece detalhes para dose absorvida por calibração na água Uma distância fonte câmara de 1m e campo 10cmx10cm são recomendados como condições de referência.

26 26 O maior interesse em um hospital é como utilizar o fator de calibração kerma no ar da câmara de ionização (N K = K ar /M c ), válido somente na qualidade de calibração, para determinar a dose absorvida dos feixes de radiações usadas no tratamento ao paciente. Pode-se entender o fator (K ar,c ) kerma no ar (leituras tomadas a 1m) como sendo uma certa dose média absorvida no ar dentro da cavidade da câmara, D ar,c, o qual é calculado. A relação entre K ar,c e D ar,c depende da construção da câmara de ionização e da capa de buildup. O fator de dose absorvida no ar da câmara é definido como: N D,c = D ar,c /M c (3) É assumido que este valor é válido também para qualidades de feixe de uso, isto é : N D,c = N D,u Como o K ar,c pode ser relacionado com a dose média, D ar,c, pela equação: D ar,c = K ar,c (1-g) K att K m K cel (4) Então, conclui-se que: N D,c = N K (1-g) K att K m K cel (5) Onde o fator K att que leva em conta a atenuação e espalhamento dos fótons no material da câmara de ionização (incluindo o buildup). O fator K m leva em conta a falta de equivalência ao ar da parede da câmara de ionização na qualidade de calibração, usualmente o feixe de raios gama do cobalto-60.

27 27 O fator K cel leva em conta a falta de equivalência ao ar do eletrodo central da câmara de ionização cilíndrica na qualidade de calibração, usualmente o feixe de raios gama do cobalto-60. A equação de Bragg-Gray é usada para determinar a dose absorvida na água em um ponto de interesse no fantoma de água, dada por: D w (p eff ) = D ar,u (S w,ar ) u P u (6) Onde o ponto de interesse é o ponto efetivo de medida. O uso de um ponto efetivo de medida leva em conta a extensão espacial da cavidade de ar pela localização de ponto de interesse P eff em frente ao centro da câmara para corrigir o gradiente da fluência dentro da cavidade da câmara. Para feixes de fótons de altas energias é recomendado um deslocamento do ponto efetivo de medida P eff (profundidade Z peff ) do centro (profundidade Z p ) de uma câmara de ionização, sendo o valor de 0,60r, onde r é o raio interno da câmara (ref 2). O termo (S w,ar ) u é a razão poder de frenagem da água para o ar na qualidade em uso no ponto efetivo de medida. A fluência de fótons e elétrons em fantoma de água é perturbada no volume o qual será ocupada pela câmara de ionização quando as medidas são executadas. Este efeito é corrigido pelo fator P wall. Para propriedades diferentes na produção de elétrons e espalhamento na parede da câmara e volume correspondente de água, e ainda para diferença no espalhamento de elétrons na cavidade de ar e na água, o qual é substituído pela cavidade de ar, este fator pode ser calculado pela equação a seguir.

28 28 (7) P ref wall s en en wall ar s, 1 sleeve, ar med, wall med, sleeve s med, ar s med, ar 11,88t w sendo: t w 1 e (8) 11,88 t 11,88 t e t w 1 e s (9) s O fator: é a fração da ionização total produzida na cavidade de ar pelos elétrons originados da parede da câmara. S wall,ar é a razão do poder de frenagem da parede para o ar. S w,ar é a razão poder de frenagem da água para o ar. ( en / ) w,wall e ( en / ) w,sleeve são os coeficientes de absorção energia por massa da água para parede e da água para luva respectivamente. é a fração da ionização total produzida na luva. E finalmente t w g/cm 2, respectivamente. e t s são as espessuras da parede e da luva dadas em A equação de Bragg-Gray pode ser escrita com função do N D, tal como: D w (peff) = N D M u (S w,ar ) u P u P cel (10) Onde o termo P cel é o fator que corrige o efeito do eletrodo central de uma câmara de ionização durante as medidas no fantoma em feixes de fótons de alta energia. O fator de calibração de uma câmara de ionização é a razão do valor real da quantidade a ser medida para o valor indicado sob condições de referência. A condição é descrita pôr influentes quantidades para o qual o fator de calibração é válido a menos dos fatores de correção. Essas

29 29 quantidades devem ser de diferente natureza como exemplo temperatura, pressão, umidade e voltagem. Elas devem originar da dosimetria ou devem ser quantidades relacionadas com o campo de radiação como por exemplo taxa de dose, qualidade de radiação, tamanho de campo e profundidade no fantoma. Desta forma pode-se justificar o termo M u da última equação rescrevendo-lhe como: M u = M pt K h P s (11) M é a leitura média. pt é o fator de correção temperatura e pressão, pois com a câmara de ionização aberta para o ar ambiente, a massa de ar do volume da câmara de ionização deve ser diferente da qual foi calibrada. E este fator é dado pela equação: pt = P o (273,15 + T) / P (273,15 + T o ) (12) P e T são pressão do ar e temperatura durante medição e P o e T o são os valores de referência (usualmente mbar e 20 o C) evidenciado no certificado de calibração. O fator K h representa a umidade do ar ambiente. Se o fator de calibração é relacionado para uma umidade relativa de 50% então para a faixa de 20% a 70% de umidade relativa não é preciso correção para temperaturas variando entre 15 o C e 25 o C. Se por outro lado o fator de calibração é relacionado com ar seco e as medidas são tomadas entre 20% e 70% de umidade relativa e numa temperatura variando de 15 o C e 25 o C em fator de K h de 0,997 é adequado para radiação gama de cobalto-60.

30 30 P s é o fator de correção para a recombinação de íons. A incompleta eficiência na coleção de carga no volume da cavidade devido a recombinação de íons requer um fator de correção. O resultado depende da geometria da câmara, da tensão de coleção aplicada e da taxa de produção de carga da radiação. É recomendado um procedimento experimental para determinação deste fator, conhecido como método de duas tensões. É baseado em duas medidas de coleção de carga Q 1 e Q 2 usando diferentes voltagem V 1 (voltagem normal de operação) e V 2 para mesma condição de irradiação. A razão V 1 /V 2 deve ser maior ou igual a três (ref.1). O fator em vias normais de operação pode ser obtido de uma equação quadrática que tem sido adequada a soluções numéricas para radiações pulsada e pulsada escaniada, tal equação é dada pôr: P s = a 0 + a 1 (Q 1 /Q 2 ) + a 2 (Q 1 /Q 2 ) 2 (13) Os valores a 0, a 1, a 2 são constantes tabeladas. Os fatores poder de frenagem, coeficientes de absorção, fatores de correção de perturbação, eletrodo central, falta de equivalência do eletrodo central, falta de equivalência do ar da parede da câmara e fator que leva em conta a atenuação e espalhamento de fótons no material da câmara e mais as espessuras das câmaras, são todos tabelados (ref.1). Uma recomendação geral para o sistema de dosimetria durante o procedimento experimental por conta das flutuações na produção da radiação (aceleradores e unidades de raio-x), dá-se por: Efeito aquecimento: Antes das medidas serem realizadas um tempo suficiente deve ser dado para permitir que a câmara alcance o equilíbrio térmico e para o aquecimento do sistema.

31 31 Corrente de fuga: a corrente de fuga deve ser medida e deve ser insignificante comparada com a corrente obtida para medida real (menor que 1%). Efeito polaridade: deve se verificado particularmente para câmara de placas paralelas e deve estar dentro dos limites tabelado (ref. 2). Valor médio de correntes (ou cargas) medidos em polaridade positiva e negativa é considerado a melhor aproximação de corrente de ionização real. Na prática para câmaras cilíndricas este efeito é pequeno, geralmente usa-se apenas uma polaridade. Um outro cuidado deve ser levado em conta, é a pré-irradiação da câmara de ionização com uma dose de 2 a 5 Gy para realizar o equilíbrio de carga nos materiais diferentes da câmara de ionização. A realização prática de cada passo, desde a determinação do kerma no ar até a determinação de dose absorvida no ponto de referência para feixe em uso no hospital, causam um número de incertezas que não são muito bem conhecidas, mas razoável estimativas de suas quantidades podem ser feitas. Combinando todas as incertezas será dado uma incerteza total na determinação da dose absorvida no ponto de referência de 2,7% para radiação gama de cobalto-60, 3,4% para raios-x de altas energias e 3,8% para radiação de elétrons (ref. 2) Determinação de Dose Absorvida em Feixes de Elétrons Considerações Gerais As recomendações para dosimetria têm ao longo dos anos relatados as vantagens do uso de câmaras de ionização de placas paralelas para a dosimetria de feixes terapêutico, especialmente para

32 32 feixes de elétrons. As características do modelo principalmente considerando forma e altura do volume de coleção, faz com que a câmara de ionização de placas paralelas seja ideal para medidas de ionização em regiões de estreito gradiente de dose numa direção do feixe, ou uma incerteza minimizada do ponto efetivo de medida. Uma outra vantagem é a possibilidade de minimização dos efeitos de perturbação em espalhamento. Estas câmaras devem preferencialmente ser usadas em fantoma de água Especificação da Energia de Feixe de Elétrons A especificação da energia de feixe de elétrons para propósitos de dosimetria tem sido relacionado em termos da energia média na superfície do fantoma, o qual influem na escolha da razão poder de frenagem da água para o ar, na profundidade de referência (S w,ar ), para grandes tamanhos de campos, energia entre 5 e 30MeV. Para R 50 determinado da distribuição de dose-profundidade medido na água com uma distância fonte câmara de 100cm, usa-se a relação empírica entre energia do elétron e profundidade onde a dose absorvida é 50% do valor máximo (na água), R 50 : E 0 (MeV) = C R 50 (14) Sendo C= 2,33MeV/cm. Para um SSD = 100cm, distribuição de dose-profundidade (fig.1) ou ionização-profundidade com um campo mínimo de 12cm x 12cm para energias de até 15MeV aproximadamente e no mínimo de 20cm x

33 33 20cm para energias maiores, a energia média na superfície do fantoma é determinada pelo polinômio de 2 a ordem dado pôr: E 0 (MeV) = 0, ,935 R j ,040 (R j 50) 2 (15) Para R j 50 determinado de uma curva de ionização-profundidade e E 0 (MeV) = 0, ,059 R D ,022 (R D 50) 2 (16) Para R D 50 determinado de uma curva de dose-profundidade Figura 1. Gráfico de dose absorvida x profundidade na água Para melhor compreensão do gráfico anterior é preciso descrevelo com precisão. O gráfico representa um distribuição de dose absorvida de feixe de elétron na água. O eixo das abcissas representa a profundidade (z) na água e o eixo das ordenadas representa o percentual

34 34 de dose absorvida. R P é o alcance prático, é definido como a profundidade onde a tangente da parte descendente da curva intercepta a prolongação da extremidade de bremsstralung. R 50 é definido como a profundidade onde a dose absorvida é 50% do valor máximo. D m é a dose máxima absorvida. D x é a dose absorvida devido ao bremsstralung. R 100 é a profundidade onde a dose é máxima. R 85 é o alcance terapêutico, isto é a profundidade na qual o intervalo terapêutico intercepta a profundidade da curva de dose próximo a entrada da pele que por sua vez é representada por R Formalismo Baseado em N K e Determinação de N D,ar para Câmaras de Ionização de Placas Paralelas O formalismo é baseado nas suposições que o volume de ar na região sensitiva da cavidade da câmara e a energia média necessária para produzir um par de íon, W ar são idênticas na qualidade do feixe de uso, Q, e na qualidade de calibração, Q 0, desta forma: (N D,ar ) Q = (N D,ar ) Q0 = N D,ar. A dose absorvida na água, D W,Q, na qualidade de feixe de uso, Q, quando o ponto efetivo de medida da câmara de ionização, P eff, deve estar posicionado na profundidade de referência, sendo dado por: D w,q = M Q N D,ar (S w,ar ) Q P Q (17) M Q é a leitura da câmara de ionização corrigida para quantidades influentes (temperatura, pressão, umidade, saturação, recombinação de íons,etc.).

35 35 N D,ar é o fator dose absorvida no ar da câmara. (S w,ar ) Q é a razão poder de frenagem água para o ar no feixe definido pela energia média na superfície e por z ref. (profundidade de referência).p Q é um fator de perturbação total para câmara de ionização (P Q = P cav P wall ). Para determinação do fator N D,ar vários métodos tem sido propostos, desde calculado teoricamente a partir do valor N K conhecido, ao determinado experimentalmente por intercomparação com uma curva de ionização de referência, tendo o fator N D,ar conhecido. Sendo que o calculado traz uma quantidade de incertezas maiores, comparado com o experimental. O método experimental para determinação do fator N D,ar é executado em um feixe de cobalto-60 ou em feixes de elétrons de altas energias( 15MeV preferencialmente). As duas câmaras, a de referência e a de placas paralelas a ser calibrada são posicionadas na profundidade de referência no fantoma e o N D,ar desconhecido é obtido da igualdade de dose absorvida com as duas câmaras. O procedimento recomendado (ref.2) na calibração de câmaras de placas paralelas é o usado de feixe de elétrons de altas energias, pois comparado com o feixe de cobalto-60 as incertezas são menores. Se não é possível usar feixe de elétrons com energia 15MeV, então o usuário deve seguir o procedimento de calibração pelo método do cobalto-60. Segundo o método de calibração de câmaras de placas paralelas em feixe de elétrons, iguala-se a dose absorvida na profundidade de referência com as duas câmaras de ionização, obtém-se a expressão para N D,ar para a câmara x a ser calibrada:

36 36 ref ref ref ref M Pwall Pcav Pcel (18), x M P P P x ref N D ar N D, ar x wall x cav x cel Onde o numerador corresponde a dose D w usando a câmara de referência (usualmente câmara cilíndrica) e o denominador a dose D w usando a câmara x.. A razão poder de frenagem cancela-se quando iguala-se as doses. M ref e M x são as razões das leituras por leituras de um monitor externo para as duas câmaras. O uso do monitor externo é recomendado (preferivelmente) para levar em conta as flutuações do acelerador. As leituras devem ser corrigidas por efeito polaridade, por recombinação, para temperatura e pressão. Os termos P ref wall, P ref cav, P ref cel, P x wall, P x cav, P x cel, são fatores de perturbação da parede, da cavidade de ar e do eletrodo central para as câmaras de referência e a câmara x a ser calibrada respectivamente. P ref wall, para câmaras cilíndricas é igual a um, pois o efeito parede é desprezível em feixe de elétrons. Para muitas câmaras de placas paralelas nas energias recomendadas para calibração, os fatores, P x cav, e P x wall são praticamente um, e o fator P x cel não é relevante. N x D,ar e N ref D,ar são os fatores de calibração em termos de dose absorvida das câmaras x e de referência, respectivamente. As duas câmaras para ser comparadas são expostas a mesma fluência de elétrons. Alta exatidão no posicionamento relativo dos dois instrumentos são essenciais. O material do fantoma (água) deve preferencialmente ser o mesmo que usado para determinação da dose absoluta. A profundidade deve ser a mesma como a profundidade de referencia (z ref ) usada na determinação de dose absorvida na escolha do feixe de alta energia. O SSD deve ser 100 cm e o tamanho do campo aproximadamente 12 cm x 12 cm ou maior, este não é crítico. As câmaras são colocadas com seus respectivos pontos efetivos de medida

37 37 P eff, na mesma profundidade. O monitor de referência deve ser posicionado dentro do fantoma, ao longo do maior eixo do plano transversal, na mesma profundidade da câmara e distante 3 a 4 cm. Para calibração de câmaras de placas paralelas em feixe de cobalto-60 a equação (18) se reduz a: ref ref pp ref M p wall ref N D,ar N D,ar p (19) pp cel M p pp wall Onde P cel não é relevante para câmaras de placas paralelas, mas deve ser levado em conta para câmaras cilíndricas tendo o eletrodo central metálico. A perturbação P cav deve ser igual a um para ambas as câmaras em feixe de cobalto-60. O SSD padrão para unidade de cobalto- 60 e um tamanho de campo 10 cm x 10 cm na superfície. Neste método o ponto efetivo de medida para ambas as câmaras deve ser colocado em uma profundidade de referencia de 5 g/cm 3 em um fantoma que combine com o material da câmara de placas paralelas (para minimizar o fator P PP wal) ou em água se o fator P PP wal for conhecido. Para câmaras cilíndricas em feixe de cobalto-60, P eff é posicionado na distância igual a 0,6r do centro da câmara, ou o centro da câmara de referência pode ser colocado na profundidade de 5g/cm 3, e um fator deslocamento (P ref dis) deve ser multiplicado no numerador da Equação (19). O fator perturbação da câmara de referência é dado pela Equação (7).

38 Determinação de Dose Absorvida na Água na Profundidade de Referencia Para determinar a dose absorvida em feixe de elétrons na água, sob condições de referência usando câmaras de placas paralelas, é importante ressaltar a geometria de irradiação (já discutida no item ), o tamanho do campo, de preferência 10cm x 10cm para todas energias, na superfície do fantoma. A irradiação geométrica pode ser horizontal ou vertical, dependendo das facilidades do usuário, com SSD = 100cm ou uma distância de tratamento usual. A profundidade recomendada (z ref ), onde o lado interno da janela frontal da câmara de ionização de placas paralelas é posicionado, é geralmente R 100 (Fig.1) ou valores tabelados para energias acima de 5MeV. Os cuidados antes das medidas serem feitas e as correções para as quantidades influentes (temperatura, pressão, taxa de dose, polaridade, recombinação de íons, etc.) procedem da mesma forma descritos na determinação de dose absorvida em feixes de fótons. Em síntese, para determinar a dose absorvida na água em feixe de elétrons de alta energia de qualidade Q basta seguir todos os procedimentos descritos e calcula-la pela expressão: D w,q (z ref ) = M Q N D,ar (S w,ar ) Q (P cav P wall ) Q (20) Onde os fatores de perturbação são tabelados (Ref.2). As incertezas nas etapas da cadeia de calibração da determinação de kerma no ar no PSDL (padrão primário de calibração) à medições de dose absorvida com uma câmara de ionização de placas paralelas na profundidade de referência são de aproximadamente 2,9% usando o

39 39 método de feixe de elétrons para calibração da câmara de ionização de placas paralelas e de 3,4% para o de feixe de cobalto Perfil de campo de radiação Introdução Curvas de isodose revelam informações considerando a dose fora do eixo central, em curvas de isodose para maquinas de cobalto-60 a dose diminui fora do eixo central, enquanto para feixes de raios-x de megavoltagem a distribuição fora do eixo central aumenta. Isto é praticamente evidente próximo a superfície. Sem um filtro achatador, a dose de um acelerador linear no eixo central deve ser muito maior que fora do eixo central. O conhecimento da variação de dose através do campo em uma dada profundidade, representada pelo perfil de campo é de fundamental importância para o cálculo de dose em plano de tratamento, por exemplo, cálculo de dose em um ponto fora do eixo central, para tal a simetria e a uniformidade do feixe devem estar dentro do limites estabelecido pelos principais protocolos Filtro Achatador Os raios-x de alta energia, produzidos pelos aceleradores têm uma distribuição espacial, no momento de sua produção no alvo, acentuadamente para frente (Fig.2). Essa configuração de isodose não é aceitável para tratamento em radioterapia, pois as curvas mais achatadas possível distribuem uma mesma dose em uma dada profundidade (Fig.3).

40 40 Figura 2. Curva de isodose de um feixe de raios-x de alta energia, sem o filtro achatador. Figura 3. Modificação pelo filtro achatador na isodose de um feixe de alta energia Para modificar a distribuição de isodose é necessário colocar no feixe de raios-x um filtro, para reduzir a intensidade de transmissão de dose de pico no centro do campo. Este filtro é chamado de filtro achatador do feixe ( beam flattening filter ). Usualmente esses filtros são feitos de chumbo, em três dimensões tem a forma cônica achatada (Fig.4). São formados para produzir uniformidade de dose ao longo do campo de radiação em uma profundidade específica, 10cm (ref.4 e ref. 6). Para esse tipo de filtro não é necessário o uso do fator filtro nos

41 41 cálculos, pois o filtro achatador não é para ser removido da máquina, que é calibrada com ele. Figura 4. Filtro achatador usado em aceleradores lineares para uniformizar a dose ao longo do campo Perfil de Feixe de radiação Um feixe de radiação é similar a um feixe de luz de uma fonte pontual, tendo características muito importantes tais como, a área de seção-transversal de um feixe numa distância d da fonte e é relacionada com a lei do inverso do quadrado, isto é a área da seção transversal é proporcional ao quadrado da distância da fonte (A 1 /A 2 ) = (d 1 /d 2 ) 2, onde A 1 e A 2 são áreas nas distâncias d 1 e d 2. E ainda, a intensidade do feixe ao longo de uma linha estendida da fonte pontual é inversamente proporcional ao quadrado da distância, isto é, a intensidade do feixe segue a lei do inverso do quadrado (I 1 /I 2 ) = (d 2 /d 1 ) 2, onde I 1 e I 2 são intensidades do feixe nas distâncias d 1 e d 2 respectivamente. Um campo de radiação é definido pela forma e dimensão da seçãotranversal de um feixe em uma dada distância da fonte. Um campo ideal

42 42 é definido como uma área de seção-transversal de um feixe onde a taxa de exposição em toda parte dentro do campo seja constante não nula e na parte fora seja zero. Na prática tal campo não pode ser obtido, mas é modificado por diversas limitações físicas. Variação de dose através do campo em uma dada profundidade pode ser verificada das correspondentes curvas de isodose, e é representada pelo perfil de dose (Fig.5), o qual exibe dosa relativa através do campo ou através de um plano de tratamento consistindo de múltiplos feixes. Outra forma de descrever a variação de dose através do campo é plotar curvas de isodose em um plano perpendicular ao eixo central do feixe (Fig.6), tal representação é útil para planejamento de tratamento no qual o tamanho do campo é determinado nas bases de uma curva de isodose que adequadamente cubra o volume alvo. Figura 5. Perfil de dose de um feixe do acelerador linear

43 43 Figura 6. Seção-tranversal de distribuição de isodose em um plano perpendicular ao eixo central. É essencial uma descrição das propriedades dos componentes primários de um feixe de radiação. As Figuras 7 e 8 auxiliam para tal compreensão. O ponto A é protegido pelos colimadores e o ponto X estar no feixe em uma visão total da fonte, a dose será máxima nesta linha. No ponto C, o dosimetro ( câmara ou outro detetor de radiação) estar ainda em uma visão total da fonte, mas será ligeiramente menor que X. No ponto D os blocos do colimador fecha a visão da metade da fonte e a leitura do dosimetro será proximamente metade do valor de X. No ponto E o dosimetro perde a visão da fonte, e as leituras tendem a zero. A distância ao longo da linha AB, entre os pontos C e E, é chamada de penumbra geométrica, entre B e D, é definido o tamanho de campo, entre E e F é chamado de transmissão.

44 44 Figura 7.Componetes primários de um feixe de radiação Figura 8. Perfil de dose do Cobalto-60

45 45 Esta descrição é diretamente aplicada par uma fonte de cobalto-60, contudo, o comportamento é similar para foco pontual em algumas maquinas de raios-x. Em uma maquina de raios-x alta energia como um acelerador linear, a fonte é feita difusa também pelo filtro achatador, e a presença deste torna o perfil de dose mais complexo. Uma outra forma de representar o perfil de dose é por uma função matemática. Desde que o espalhamento que ocorre do colimador e outras estruturas é muito complexo para descrever facilmente, é mais prático buscar uma função empírica. Tal função que adapta dados experimentais e ainda envolve poucas constantes arbitrarias é escrita como: f (x) 1 0,5e - 1 wd / 2 x p para x w d /2 (21) f ( x) t 0,5 t e w 2 x d p 2 para x w d /2 Onde x é o valor absoluto da distância x, ao longo da linha AF (Fig. 7e 8) do raio central; w D/2 é a metade da largura do feixe na profundidade d; p é a penumbra geométrica; 1 e 2 são constantes empírica que descreve o modo na qual a região de penumbra real difere da penumbra geométrica, t é interpretado como uma transmissão efetiva através dos colimadores. As constantes 1, 2 e t devem ser determinados pelo experimento para cada maquina de tratamento.

46 Descrição dos Componentes de um Feixe de Radiação Tamanho de Campo É definido como a distância lateral entre as linhas de isodose de 50% numa profundidade de referência. Esta definição é realizada por um procedimento chamado alinhamento Penumbra geométrica É a região próxima a borda da margem do campo onde a dose cai rapidamente (Ref.6). É também definida como a distância lateral entre duas curvas de isodose específica numa profundidade especificada, por exemplo distância lateral entre os pontos do perfil de 90% e 20% numa profundidade de D máx (Ref.4). E ainda, é região que fica entre as isodoses de 50% e 20% (Ref.7). A largura da penumbra depende do tamanho da fonte de radiação, da distância da fonte a parte distal do colimador e do SSD. A penumbra do feixe de cobalto-60 é relativamente maior comparada com a de um acelerador linear. Isto é primeiramente devido a fonte de radiação ser maior na maquina de cobalto-60, mas também devido a distância fonte - colimador, o SSD e a dose espalhada. A penumbra pode ser minimizada se aumentar a distância fonte colimador. Isto pode ser feito por meio de um acessório, um colimador auxiliar, acoplado no fim do colimador principal próximo ao paciente, os chamados cortadores de penumbra ( penumbra trimmer ). Entretanto cuidados devem ser tomados para manter a distância suficiente da pele do paciente, para que os elétrons espalhados nos colimadores ou nos cortadores de penumbra não a atinjam, aumentando a dose na superficial.

47 47 Por semelhança de triângulos chega-se a uma expressão para o tamanho da penumbra: P = s (f - f c ) / f c (22) colimador Sendo s o tamanho da fonte, f o SSD e f c a distância fonte Uniformidade do feixe (Planura) Segundo (ICRU 35) especifica planura de feixe em termos de um indicador de uniformidade. Este é definido em um plano de referência e em uma profundidade de referência como a razão da áreas onde a dose excede 90% deste valor no eixo central da área de seção - transversal do feixe geométrico na superfície do fantoma. Planura é definida como a variação de intensidade mínima para intensidade máxima dentro de 80% das dimensões do campo (Ref.7). É definido também como uma máxima variação de intensidade dentro da área do campo, exceto a região de penumbra, do valor do centro do feixe (Ref.5). A forma da linha de intensidade angular é um arco de um círculo, por conseqüência, a diferença de intensidade através do campo é devido a lei do inverso do quadrado da distância. Em adição a lei do inverso quadrado da distância, a intensidade é reduzida pelas características angulares do feixe. A planura de um feixe depende de três fatores, tamanho de campo, SSD e natureza da fonte. A descrição a seguir é estritamente válida para fonte pontual isotropica, mas conclusões derivada desta, também mantêm para feixes de fótons. Segundo a expressão:

48 48 I A = I 0 (f) 2 / (f 2 + w d 2 ) (23) Onde, I A e I 0 são as intensidades do feixe na borda do campo e no centro do campo, respectivamente, w d é a largura do campo e f o SSD. Pode-se dizer que quanto maior o tamanho do campo, para o mesmo SSD maior a redução da intensidade na borda do campo. Se o tamanho do campo é mantido constante para vários SSD, a uniformidade do campo piora em ocorrência de menores SSD. A melhor planura de campo é obtida para menores tamanhos de campo em distâncias maiores. Usualmente a planura é especificada em uma profundidade de 10 cm com o limite máximo colocado na profundidade de máximo de dose. Pelo projeto cuidadoso do filtro achatador e precisa colocação no feixe, é possível obter planuras de 3% do valor da dose do eixo central numa profundidade de 10 cm. Este grau de planura deve ser estendida acima da área de fronteira de no mínimo 80% das dimensões do campo na profundidade especificada ou 1 cm da borda do campo (Ref. 4). Deve-se salientar que a mudança na planura com a profundidade é causada não somente pelo endurecimento seletivo do feixe através do campo, mas também pelas mudanças na distribuição da radiação espalhada com o aumento da profundidade Simetria de Campo Simetria de campo compara um perfil de dose em um lado do eixo central com um outro. A AAPM recomenda que o perfil do feixe em um seção transversal no plano de referencia não seja mais que 2% em um par de pontos localizados simetricamente nos lados opostos do eixo central.

49 Transmissão ou Penumbra de Transmissão É a região irradiada pelos fótons que são transmitidos através das bordas do colimador Alinhamento Em uma unidade de terapia bem ajustada, a fonte radioativa, a real ou a fonte virtual deverá ser verificado que o feixe de luz e o feixe de terapia estão coincidentes (esses de freqüência anual). Para verificar o alinhamento do perfil basta expor um filme perpendicularmente ao eixo central do feixe e um ajuste espacial entre o feixe de luz e feixe de terapia. Se o feixe de luz e o feixe de radiação não estão coincidindo, isto deve indicar que a fonte não estar no eixo do colimador ou simplesmente que o feixe de luz não estar propriamente ajustado. A tolerância para esse teste é de 2 mm, para o campo 10cm x 10cm, e não deve exceder 3 mm. Esse teste deve ser verificado em mais de um SSD.

50 MATERIAIS E MÉTODOS I. Materiais 3.1 Aceleradores lineares As medidas do fator de calibração e energia foram obtidas dos aceleradores lineares Saturne 1 e Clinac 600C existentes no serviço de radioterapia do Instituto Nacional de Câncer (INCa). As medidas de uniformidade de feixe foram obtidas do acelerador linear Mevatron 6700 da Clinica de Radioterapia Botafogo. O acelerador linear Saturne 1 fabricado pela CGR, produz feixes de fótons de 10 MV e feixes de elétrons de 3, 6, 9, e 12 MeV, fornecendo tamanhos de campo quadrados e retangulares simétricos, entre 2 cm x 2 cm e 40 cm x 40 cm, e 2 cm x 2 cm e 30 cm x 30 cm, e uma taxa de dose de 250UM/min e 300UM/min, para feixes de fótons e elétrons respectivamente, utilizando colimadores motorizados e aplicadores de elétrons que são conectados aos colimadores de fótons. O acelerador linear Clinac 600C, fabricado pela Varian, é um equipamento mais moderno, com seus comandos computadorizados. Ele produz feixes de fótons de 6 MV, fornecendo tamanhos de campos quadrados e retangulares simétricos e assimétricos entre 0,5 cm x 0,5 cm e 40 cm x 40 cm, utilizando colimadores motorizados. E uma taxa de dose de 240, 300 e 400 UM/min.

51 51 O acelerador linear Mevatron 6700, fabricado pela Siemms, produz feixes de fótons de 6 MV, fornecendo tamanhos de campo simétricos, entre 2 cm x 2 cm e 36 cm x 36 cm, utilizando colimadores motorizados. E uma taxa de dose fixa de 250 UM/min. 3.2 Fantomas Foi utilizado nas medidas para os cálculos do fator de calibração para os feixes de fótons, um fantoma com as paredes de acrílico com dimensões de 30 cm 30 cm x 30 cm (recomendação do IAEA, 1987), no qual a água foi colocada para fornecer um espalhamento completo para o campo utilizado. Um outro fantoma de água, fabricado pela Therascan (sistema automatizado de aquisição de dados) o qual permite o posicionamento automático da câmara de ionização, foi utilizado para obter os dados para à construção das curvas de % de ionização profundidade (Fig.1) e para os cálculos do fator de calibração para os feixes de elétrons. Fantomas sólidos de acrílico, aço e alloy foram utilizados para as medidas obtidas no dispositivo confeccionado para diminuir o tempo utilizado no controle da qualidade do fator de calibração de feixes de fótons e elétrons dos aceleradores do INCa. 3.3 Dosimetros Eletrômetros Todos os eletrômetros utilizados neste trabalho estão discriminados abaixo:

52 52 1. Fabricante: Nuclear Enterprises L Modelo: NE 2570/1B Número de série: Fabricante: Nuclear Enterprises L Modelo: NE 2502/3 Número de série: Fabricante: Nuclear Enterprises L Modelo: NE 2502/3 Número de série: Fabricante: Keithley Modelo: Número de série: Fabricante: Keithley Modelo: 3561 Número de serie: Câmaras de ionização Neste trabalho foram utilizadas dois tipos de câmaras de ionização: câmara de ionização cilíndrica e câmara de ionização de placas paralelas. Para feixes de fótons de 6 MV e 10 MV foram usadas câmaras cilíndricas e para feixes de elétrons de 3, 6, 9 e 12 MeV foi usado câmara de placas paralelas, conforme recomendação do protocolo de dosimetria da IAEA(1997). Nas Tabelas abaixo estão discriminados os principais dados das câmaras utilizadas.

53 53 Tabela 3 Dados das câmaras de ionização utilizadas na dosimetria. Câmaras de ionização Cilíndricas Placas paralelas Fabricante Nuclear Enterprises NACP Modelo NE 2505/3 NACP - 02 Série 1670 e Volume nominal 0,6 cm 3 0,16 cm 3 Material da parede Grafite Grafite + Mylar Material da capa Lucite - Material do eletrodo central Alumínio Rexolite com grafite Diâmetro da cavidade 6,3 mm 16,4 mm Espessura da janela - 0,5 mm Tensão de operação -300 V V Largura do anel de guarda - 3,0 mm Tabela 4 Dados das câmaras de ionização utilizadas na dosimetria. Câmara de ionização Cilíndrica Cilíndrica Fabricante Nuclear Enterprises Nuclear Enterprises Modelo NE 2505/3 NE 2581/A Série Volume nominal 0,6 cm 3 0,6 Material da parede A-150 A-150 Material da capa PMMA PMMA Material do eletrodo central A-150 A-150 Diâmetro da cavidade 6,3 mm 6,3 mm Tensão de operação -300 V V

54 Calibração das Câmaras de Ionização Câmaras de ionização cilíndricas As câmaras de ionização cilíndricas foram calibradas no laboratório Nacional de Metrologia das Radiações Ionizantes do Instituto de Radioproteção e Dosimetria (LNMRI/IRD). Com o valor de calibração da câmara sendo conhecido pode-se determinar o fator de calibração da câmara de ionização em termos de dose absorvida no ar, (Equação 5) Câmara de Ionização de Placas Paralelas Seguindo as recomendações do protocolo da IAEA (1997) a câmara de ionização de placas paralelas foi calibrada usando o método de feixes de elétrons. A calibração foi obtida, por meio de feixes de elétrons de energia nominal de 20 MeV, profundidade de dose máxima de 3,2 cm, tamanho de campo de 12 cm x 12 cm, SSD de 100 cm (do fantoma de água), com as medidas corrigidas para todas as quantidades influentes (já citadas neste trabalho). E fator de calibração da câmara de ionização de placas paralelas em termos de dose absorvida no ar é determinado pela Equação (18). Os fatores de calibração dos conjuntos dosimetricos utilizados neste trabalho estão na Tabela a seguir.

55 55 Tabela 5 Fator de calibração dos conjuntos dosimetricos utilizados. Eletrômetro NE 2570/1B NE 2570/1B Keithley Câmara de ionização Plac. Paralelas Data de calibração Qualidade do feixe cobalto-60 cobalto-60 elétr. (20MeV) Fator de calib.(cgy/eu) 91,131 91,006 15,795 Escala High High nc (autorange) Local de calib. LNMRI/IRD LNMRI/IRD INCa Incerteza 2% 2% 3% II Metodologia O controle de qualidade de parâmetros físicos de um feixe de radiação tais como determinação e especificação da energia do feixe, calibração do feixe e uniformidade do campo é de fundamental importância e indispensável em um serviço de radioterapia. Sendo recomendado por instituições internacionais como a IAEA e por instituições nacionais como LNMRI/IRD e ABFM. Os procedimentos de cálculo de dose, determinação e especificação da energia do feixe e uniformidade do campo baseia-se no protocolo intitulado Determinação de Dose Absorvida para Feixes de Fótons e Elétrons publicado pela IAEA (1987 e 1997).

56 Descrição dos dispositivos dosimetricos Para controle da qualidade do fator de calibração e energia do feixe, os fantomas sólidos foram usados, devido as vantagens apresentadas em relação à água, tais como: reprodutibilidade na posição do detetor, facilidade no manuseio e rapidez no processo de detecção de medidas. Preferencialmente esses fantomas sólidos têm que ter características de absorção e espalhamento mais próximo da água quanto possível. Para controle da qualidade da uniformidade do feixe de radiação, os equipamentos de varredura automática tendem a ter resultados mais precisos que os de varredura manual, contudo o preço, muitas vezes faz a diferença. 3.2 Fantomas sólidos Para dois matérias serem equivalentes, eles devem ter, para um intervalo de energia considerado, tais quantidades físicas semelhantes: densidade, poder de frenagem de massa total, poder de frenagem de colisão e poder de espalhamento angular de colisão. Na prática é conveniente comparar os dados de um fantoma sólido com o material de referencia (água) usando os seguintes fatores de escala: densidade eletrônica efetiva, K (Ref.14) e o alcance na aproximação de perda contínua de energia (ICRU 35). A densidade eletrónica efetiva, K é definida pela expressão: K = ( mat / água ) ( efet,mat / efet,água ) = (R P ) água /(R P ) mat (24)

57 57 Sendo: efet = (Z/A) efet = i f i (Z i /A i ). Onde f i é a fração em peso do elemento constituinte de número atômico Z i e massa atômica A i, é a densidade em g/cm 3 e R P é o alcance prático. A Equação 24 é válida para (Z 2 /A) 4. O alcance na aproximação de perda contínua de energia é o percurso que o elétron teria em um meio homogêneo, até perder toda sua energia, caso se a taxa de perda de energia ao longo de todo o traço fosse igual à perda média de energia. Se os alcances de dois materiais são iguais para uma dada energia, eles são considerados equivalentes neste mesmo valor de energia (ICRU 35). É dado pela relação: d m (P) / d a (P) = (r o / ) m / (r o / ) a (25) Onde o d m (P) e d a (P) correspondem à porcentagem de dose profunda (p) em água (a) e num material qualquer, respectivamente, r o é o alcance na aproximação de perda contínua de energia e é a densidade. Considerando que r 0 é calculado e R P é obtido diretamente da curva de ionização profundidade, a comparação pela densidade eletrônica efetiva foi escolhida para devida conversão dos fantomas sólidos. A Tabela 6 apresenta os valores correspondentes ao material usado. Houve uma preocupação quanto a escolha do material usado como fantoma sólido, devido a praticidade em coloca-lo em um suporte fixo a parede. O poliestireno, aço e Lipowitz foram escolhido

58 58 Tabela 6 Características dos materiais comumente utilizados como fantoma Material Componentes (g/cm 3 ) K Água H 2 O 1,000 1,000 Poliestireno C 8 H 8 1,050 1,018 Aço F e e C 8,600 6,600 Lipowitz P b, B i, S n e C d 9,420 6,717 Os fantomas sólidos foram convencionados com as dimensões de 8,0 cm x 8,0 cm variando em espessura conforme a energia dos feixes. Foram posicionados numa parede da sala dos aceleradores (Figura 9), com uma distância fonte superfície aproximadamente de 3,2 m e 3,6 m para o Saturne 1 e Clinac 600C, respectivamente. As espessuras e materiais utilizados com fantomas sólidos estão colocadas na Tabela 7. Tabela 7 Espessuras dos fantomas sólidos Fantoma sólido Acelerador Material Espessura (cm) A Saturne 1 Poliestireno 4,0 B Saturne 1 Lipowitz 2,0 C Saturne 1 Poliestireno 1,3 D, E, F, G Saturne 1 Aço 1,0 A Clinac 600C Poliestireno 3,0 B Clinac 600C Lipowitz 1,0 Observação: Os fantomas de Lipowitz são revestidos de 0,3 cm de poliestireno.

59 59 Figura 9 fantoma sólido na parede Suporte da Câmara. Este dispositivo foi confeccionado com o objetivo de ajustar e posicionar a câmara de ionização com precisão, no procedimento de leituras de uniformidade do feixe pois o processo de obtenção das leituras por este dispositivo é de forma manual. Como há necessidade do posicionamento para cada leitura, tivemos a preocupação em construi-lo com um material rígido e duradouro, sendo tal material o poliestireno. As dimensões da base são 50 cm de comprimento e 10 cm de largura, sendo que uma das extremidades é milimetrada. E um tarugo de 1,6 cm de diâmetro fixo no centro dos dois blocos de 8,0 cm x 8,0 cm e

60 60 espessura de 3,0 cm e este fixos nas extremidades. Sobre o tarugo e a ranhura da base move-se um outro bloco com as mesma dimensões dos outros dois, sendo que este, vazado de uma extremidade a outra, para passar a câmara de ionização, e contém dois parafusos, um para fixar a câmara de ionização e o outro para fixa-lo no tarugo. Na base, esta fixa um velco para adaptar o dispositivo a qualquer largura da mesa de tratamento do acelerador (Figura 9) Figura 10. Suporte de câmara de ionização usada para medidas de perfil de feixe de radiação.

61 Determinação e Especificação da Energia do Feixe Seguindo as recomendações dos protocolos de dosimetria, a necessidade de determinar a qualidade de um feixe é devido à muitos parâmetros utilizados para determinar a dose dependerem do espectro de energia do feixe e dos meios envolvidos: poder de frenagem dos elétrons, fatores de perturbação e coeficiente de absorção de fóton Feixe de Fótons O espectro de fótons não varia muito com a profundidade, então pode-se especificar a qualidade do feixe de fótons através dos dois tipos de arranjos experimentais discutidos em Fundamentos Teóricos neste trabalho. Neste trabalho o arranjo da razão das dose D 20 /D 10 foi utilizado no fantoma de água para cálculo de dose absorvida e a razão TPR 20 /TPR 10 no fantoma sólido para verificação da constância da energia do feixe Feixe de Elétrons Neste trabalho foi utilizado um SSD = 100 cm e um campo de 12 cm x 12 cm, com a câmara de ionização sendo posicionada a cada profundidade na água. Com as leituras obtidas construímos uma curva de ionização- profundidade, desta obtivemos o valor de R 50 e aplicando no polinômio de 2 a ordem (Equação 15) foi calculado o valor da energia média na superfície do fantoma. E para verificação da constância da energia do feixe de elétrons foi utilizado o fantoma sólido, usando a razão TPR 20 /TPR 10

62 Calibração de um Feixe Clínico Calibração de um feixe clínico consiste em determinar a dose absorvida por unidade monitor. Neste trabalho foi utilizado um fantoma 30 cm x 30 cm x 30 cm, de paredes de poliestireno e cheio de água para feixe de fótons e um fantoma de água (therascan) para feixe de elétrons. Para ambos os feixes o SSD = 100 cm e tamanho de campo 10 cm x 10 cm na superfície dos fantomas usados Feixe de Fótons Posicionado a câmara de ionização cilíndrica na profundidade de referência no fantoma, ou seja, 5 cm para o feixe de fótons de 6 MV e 10 cm para o feixe de fótons de 10 MV, colou-se na água um termômetro, esperou-se um tempo de aproximadamente 20 minutos para que o sistema entrasse em equilíbrio térmico. Em seguida pré irradiou-se a câmara de ionização com 4 Gy, daí então realizou-se a medidas para obtenção da dose absorvida. A dose absorvida na água, D w, no ponto efetivo de medida é dado pela Equação (10). D w (peff) = N D M u (S w,ar ) u P u P cel (10) Onde o ponto efetivo de medida foi deslocado do centro da câmara em relação a entrada do feixe de 0,6 cm do raio interno da câmara de ionização.

63 63 Para o cálculo do fator de perturbação, P u, foi considerado a equivalência das paredes do fantoma e da luva em água, daí a Equação (9) se restringindo a: p ref wall αs μ ρ 1 α wall,ar en med,wall med,ar (26) s med,ar s As medidas foram corrigidas para temperatura, pressão, recombinação de íons pelo método de duas voltagem. O fator de calibração da câmara foi calculado pela Equação (5) e o fator P cel foi tomado igual a 1,000 conforme recomendação do protocolo da IAEA (1997). Os valores das constantes e alguns fatores foram extraído das tabelas dos protocolos da IAEA (1987, 1997). Para a determinação do fator de conversão (f c ), devido a utilização do fantoma sólido, para o controle de qualidade da taxa de dose, foram obtidos ao mesmo tempo e nas duas condições (fantoma sólido e fantoma de água), o fator de calibração dos feixes e o indicador da qualidade dos feixes. As dose s absorvidas foram igualadas e o fator de conversão do fantoma sólido para água foi obtido utilizando a Equação (27). D w (P eff ) = L PT f c (27) Onde L é leitura média obtida no fantoma sólido, PT é o fator que corrige para temperatura e pressão, f c é o fator de conversão do fantoma sólido para água e D w (P eff ) é a dose absorvida na água, obtida conforme todas as recomendações dos protocolos IAEA (1987, 1997).

64 64 Para determinar a taxa de dose, ou seja a calibração do acelerador, basta considerar o número de unidades monitor (UM) que foi usado para cada leitura. Neste trabalho foram usados 100 UM e 300 UM para a determinação da dose no fantoma de água e no fantoma sólido, respectivamente. De forma geral o fator de calibração na água é determinado pela Equação (28)em SSD e Equação (29) em SAD. FC eff 1 P UM D P (28) %DP eff FC D Peff 1 SSD d máx TAR γ10, d máx (29) %DP P UM SSD TAR 10, d eff 2 máx Onde γ SSD d SSD máx (30) Onde o TAR é a razão de dose na água por dose no ar com a mesma distância da fonte. Os valores dos TAR foram obtidos da pasta de cálculo existente no serviço de física médica do INCa Feixe de Elétrons Como a câmara de ionização de placas paralelas foi calibrada pelo método de feixe elétron (20MeV). A equação (20) foi utilizada para determinar o fator de calibração da câmara de ionização de placas paralelas, tomando como referencia uma câmara cilíndrica calibrada. Os ref PP PP valores de perturbação P, P ep foram tomados iguais a 1 e os outros wall cav wall

65 65 tabelado IAEA (1997). As medidas foram corrigidas para as grandezas influentes. Para todas as energias de elétrons foi utilizado um sistema computadorizado (Terascan) o qual movimentava a câmara de ionização de placas paralelas num fantoma de água. Tomando todos os cuidados no posicionamento da câmara de ionização, esta foi mantida na água por 30 minutos para equilíbrio térmico e pré irradiada com 4Gy. Foi usado um SSD = 100 cm, um campo 12 cm x 12 cm para obtenção das leituras. Com as leituras médias obtidas construiu-se um gráfico de ionização profundidade, com este, localizou-se todos os parâmetros que influem no cálculo da dose absorvida. Com o campo 10 cm x 10 cm, foram obtidas as leituras para cálculo de dose absorvida, que é dada pela equação (20). D w,q (z ref ) = M Q N D,ar (S w,ar ) Q (P cav P wall ) Q (20) O ponto efetivo de medida foi considerado a superfície interna da parede frontal da câmara de ionização de placas paralelas. A profundidade de referência no fantoma foi considerado a máxima ionização (R j 100). As leituras foram corrigidas para grandezas influentes, e razão poder de frenagem e os fatores de perturbação são tabelados IAEA (1997). A determinação do fator de conversão, f c, constância da energia do feixe e fator de calibração foram determinados semelhantemente aos feixes de fótons.

66 Determinação da uniformidade do feixe clínico Foram usados dois dispositivos para varredura longitudinal e transversal dos campos 10 cm x 10 cm e 35 cm x 35 cm, com o feixe de fótons incidindo perpendicularmente nos os detetores de radiação (Gantry 90 0 ). Um dos métodos foi o de varredura automática com dois diodos conectados a um computador. As leituras foram obtidas no ar em uma única exposição longitudinal e outra transversal, com aproximadamente 100 UM para cada plano. O outro método foi o de varredura manual com o dispositivo descrito anteriormente neste trabalho, com a câmara de ionização (Sun 0,6 cc número ) mais capa de buildup conectados a um eletrômetro (Keithley 3661, polarização 100% e escala 2x10-8 C). As leituras foram obtidas no ar com uma exposição para cada centímetro deslocado nos planos longitudinal e transversal, com aproximadamente 50 UM cada leitura.

67 67 4 DISCUSSÃO E RESULTADOS 4.1 Variação do fator de calibração dos feixes clínicos Conforme metodologia apresentada anteriormente o controle da qualidade do fator de calibração e indicador da qualidade dos feixes clínicos foram obtidos por meio de fantoma sólido cuja descrição das medidas são apresentadas na Tabela 8. Em uma espessura adequada do fantoma sólido a câmara de ionização cilíndrica foi posicionada, para proceder com determinada fidelidade a equivalência do fantoma de água, por isso a escolha dos matérias citados anteriormente. A utilização de 300 UM para os feixes de fótons e elétrons e feixe de elétrons de 3 MeV (400UM), foi devido a necessidade de observar pequenas variações nas leituras Para a conversão da dose absorvida no material para água foi necessário usar um fator de conversão, f c, o qual depende dos tais fatores: fator de calibração da câmara de ionização, poder de frenagem, taxa de produção de radiação (UM), fatores de conversão da parede e do eletrodo central da câmara de ionização, ou seja: f c = F N D, P s, S s,ar, P u(sólido), P cel (31) Mas como a câmara esteve fixa no fantoma sólido para todas as medida realizadas alguns desses fatores são constantes com exceção do poder de frenagem e coeficientes de absorção que dependem da energia do feixe.com isso para cada calibração utilizando o fantoma de água, um

68 68 novo fator de conversão teve que ser calculado, diferindo um fator do outro de pouco mais de 1%.Seus valores são apresentados na Tabela 9. Da igualdade de dose absorvida na água e dose absorvida no fantoma sólido: D w = D sólido chega-se a seguinte conclusão. Em SSD: f c UM UM sólido w D w ( p L eff PT ) (32) Em SAD: f c 2 UM ( ) sólido SSD d máx Dw peff TAR( 10, d máx ) (33) UM SSD L TAR(10, d ) w Tabela 8. Descrição dos arranjos de fantomas sólidos utilizados nas medições Energia Leitura I Leitura II 10 MV A A + B 6 MV A A + B 12 MeV H + C H, C, D, E, F +G 9 MeV H + C H, C, D + E 6 MeV H + C H, C + D 3 MeV H H + C PT máx

69 69 Tabela 9. Fatores de conversão utilizados. Energia Fator de conversão Fator de conversão (SSD) (SAD) 10 MV 7,821 e 7,579 6 MV 10,749 e 10, MeV 9,608 9 MeV 9,294 6 MeV 8,779 3 MeV 11,920 Com o objetivo de verificar se os aceleradores lineares apresentavam variações importantes, foi estudado a freqüência quase diariamente da variação dos fatores de calibração e do indicador de qualidade do feixe.com o fantoma sólido posicionado a uma distancia de aproximadamente 3 metro da fonte, um campo 10 cm x 10 cm para feixes de fótons e 30 cm x 30 cm para feixes de elétrons (ver Figura 10), as leituras obtidas foram corrigidas para temperatura e pressão, e então calculou-se os fatores de calibração e a razão energia. Os valores das medidas e informações adicionais de posicionamento do dispositivo de medida são apresentados nas Tabelas 10, 11, 12, 13, 14 e 15. Os valores dos fatores de calibração e razão energia encontrados foram normalizados para os respectivos valores de referência e são apresentados nas Figuras 12, 13, 14, 15, 16 e 17.

70 70

71 71

72 72

73 73

74 74

75 75

76 Fator de calibração 76 Figura 11. Visão da incidência da do campo de radiação sobre o fantoma sólido. 1,04 Dispersão dos fatores de calibração sobre FC = 0,9638 Dispersão dos fatores de calibração sobre FC = 0,9674 1,02 1,00 0,98 0,96 0,94 0,92 Dez/98 Jan/99 Data das medidas Figura 13 Variação do fator de calibração do feixe de 10 MV