Desenvolvimento e caracterização de um dosímetro de cintilação para controle de qualidade em radioterapia

83 

Loading....

Loading....

Loading....

Loading....

Loading....

Texto

(1)

RENATA RODRIGUES DOS SANTOS LIXANDRÃO

DESENVOLVIMENTO E CARACTERIZAÇÃO DE UM

DOSÍMETRO DE CINTILAÇÃO PARA CONTROLE DE

QUALIDADE EM RADIOTERAPIA

Campinas 2010

(2)
(3)
(4)

FICHA CATALOGRÁFICA ELABORADA PELA

BIBLIOTECA DA FACULDADE DE CIÊNCIAS MÉDICAS DA UNICAMP Bibliotecário: Sandra Lúcia Pereira – CRB-8ª / 6044

Título em inglês : Development and characterization of a scintillation dosimeter for quality control in radiotherapy

Keywords: • Radiotherapy • Quality control • Optical fiber • Anthracene

Titulação: Mestre em Clínica Médica Área de concentração: Ciências Básicas

Banca examinadora:

Profº. Drº. José Barreto Campello Carvalheira Profº. Drº. Antonio Renato Perissinotto Biral Profª. Drª. Diana Rodrigues Pina

(5)

DEDICATÓRIA

Aos meus maravilhosos pais, Valdir e Norma, ao meu querido irmão Renan e ao meu amado marido Arnaldo. São eles a razão do meu viver.

(6)

AGRADECIMENTOS

Primeiramente, a Deus, que é a minha fortaleza e inspiração em todos os momentos de minha vida.

Ao meu orientador José Barreto Campello Carvalheira, por me proporcionar a possibilidade de realizar este trabalho. Em meio a todas as dificuldades, nunca deixou de lado a confiança em mim. Serei eternamente grata pela enorme consideração.

Ao professor José Renato Oliveira Rocha (in memoriam), que foi o mentor de todo este trabalho. Assim como um pai, me acolheu e me guiou nos caminhos da vida acadêmica e profissional, levando-me à certeza de minha real missão na carreira que escolhi. Levarei seus preciosos ensinamentos por toda a minha vida.

Ao professor Cristiano M. B. Cordeiro, por disponibilizar sua equipe de pesquisa e seus laboratórios para a realização experimental deste trabalho.

À toda equipe que trabalha comigo no Serviço de Radioterapia do Hospital de Clínicas da Unicamp. Os meus eternos agradecimentos pela imensa colaboração, que me deram forças e me permitiram a realização deste trabalho.

E, principalmente, à minha preciosa família. Aos meus pais, Valdir e Norma, que me deram a vida e me ensinaram a vivê-la no amor e na dignidade. Ao meu irmão Renan, que está sempre ao meu lado e me incentiva a enfrentar os obstáculos com coragem e alegria. E ao meu marido Arnaldo, que foi o presente mais maravilhoso que Deus me deu. Devo a ele todas as superações e conquistas de minha vida, pois está sempre ao meu lado, me dando amor e me fazendo perceber o quão bela e grandiosa é a vida.

(7)

EPÍGRAFE

What do you care what other people think?

(8)

SUMÁRIO

RESUMO... XIV

ABSTRACT ... XVI

INTRODUÇÃO ... 17

1. Radiação ionizante ... 17

2. Efeitos da radiação ionizante no tecido biológico ... 20

3. Radioterapia ... 24

4. Controle de Qualidade em Radioterapia... 25

4.1- Porcentagem de Dose Profunda (PDP) ... 26

4.2- Perfil de Dose ... 27

5. Detectores de radiação em Radioterapia ... 28

6. Cintiladores Orgânicos ... 31

7. Dosímetros de cintilação em Radioterapia ... 33

8. Fibras ópticas ... 34 9. Radiação Cerenkov... 39 OBJETIVOS ... 41 ARTIGO ... 42 CONCLUSÕES GERAIS ... 60 REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS ... 61

(9)

APÊNDICE ... 66

(10)

Lista de Abreviaturas

2-D Bi-dimensional

AN Abertura Numérica

dB Decibel

DNA Deoxyribonucleic Acid

ICRP International Commission on Radiological Protection MOSFET Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor PCQ Programa de Controle de Qualidade

PDP Porcentagem de Dose Profunda

PMMA Poly(methyl metacrylate)

(11)

Lista de Figuras

Figura 1 - Ilustração do processo de bremsstrahlung. Retirado de (2). Quando partículas carregadas,principalmente elétrons, interagem com o campo elétrico de núcleos de número atômico elevado ou com a eletrosfera,elas reduzem a energia cinética, mudam de direção e emitem a diferença de energia sob a forma de ondas eletromagnéticas, denominadas de raios X de freamento ou bremsstrahlung. ... 19 Figura 2 – Esquema de um acelerador linear clínico. Adaptado de (2). Por emissão termiônica, os elétrons são gerados e ejetados em direção ao tubo acelerador. Para feixes de fótons, os elétrons colidem com um alvo (geralmente, tungstênio). A energia dissipada no processo se converte em ondas eletromagnéticas, denominadas raios X ou radiação de freamento (Bremsstrahlung). Para feixe de elétrons, os mesmos são colimados e incidem diretamente no paciente.. ... 20 Figura 3 – Formas do efeito biológico produzido pela radiação ionizante. ... 22 Figura 4 - Gráfico ilustrativo da ação da radiação no controle do volume tumoral. Adaptado de (8). Quando uma amostra de volume tumoral é irradiado, há uma diminuição do seu crescimento após o momento da exposição à radiação, quando comparado a uma amostra de células de controle, ou seja, que não foram irradiadas... 24 Figura 5 - Esquema do comportamento da radiação ionizante em função da profundidade. Adaptado de (2). A porcentagem de dose aumenta a partir da superfície até chegar num ponto de máxima dose. Além desse ponto, a porcentagem de dose diminui com o aumento da profundidade e a dose diminui com a profundidade principalmente devido à atenuação/absorção da energia do feixe de radiação. ... 26 Figura 6 - Curva característica de um perfil de dose a uma profundidade específica para um dado feixe. Adaptado de (2). Variando-se a distância com relação ao eixo central do feixe, obtem-se um perfil de dose que mostra o comportamento da radiação num plano a uma dada profundidade. ... 27 Figura 7 – Diagrama que mostra o processo de interação da radiação com uma câmara de ionização. Retirado de (2). Pares iônicos são formados no interior de seu volume sensível (ar). Uma tensão é aplicada entre as extremidades da

(12)

Lista de Figuras

câmara, e direciona os pares iônicos às placas coletoras. Assim, gera-se uma corrente elétrica que será convertida em dose de radiação. ... 30 Figura 8 - Processo de fluorescência de uma estrutura  - elétron ... 32 Figura 9 - Refração da luz para   . Adaptado de (21). ... 35 Figura 10 - Refração da luz quando θ se aproxima de  . Adaptado de (21). .. 36

Figura 11 - Esquema que ilustra o fenômeno de Reflexão Interna Total. Adaptado de (21). ... 36 Figura 12 - Vista longitudinal de uma fibra óptica cuja propagação luminosa é explicada pela Reflexão Interna Total. Adaptado de (21). ... 37 Figura 13 – Comportamento luminoso da radiação Cerenkov. Os fótons Cerenkov gerados são emitidos através de um ângulo fixo com relação à direção da velocidade da partícula, produzindo um cone de luz. ... 40 Figura 14 - Esquema do arranjo experimental que compõe o sistema dosimétrico ... 66 Figura 15 - Espectro de transmissão do polímero óptico utilizado para compor a mistura cintiladora ... 67 Figura 16 - Espectro de transmitância, medido por espectrofotometria, da mistura cintiladora contendo o antraceno ... 69 Figura 17 - Amostra de antraceno moído imerso no polímero óptico ... 70 Figura 18 - Processo de inserção da mistura cintiladora no interior do capilar por pressurização. ... 71 Figura 19 - Fibra capilar contendo a mistura cintiladora e que deverá ser acoplada à fibra óptica comvencional. ... 71 Figura 20 - Acoplamento óptico entre a fibra capilar e a fibra óptica convencional. ... 72 Figura 21 - Dosímetro finalizado : fibra óptica convencional acoplada à fibra capilar contendo a mistura cintiladora que será exposta ao feixe de radiação. .... 72 Figura 22 - Dosímetro exposto à luz ultra violeta para obtenção do espectro de luminescência. ... 73 Figura 23 - Espectro de emissão da lâmpada ultra-violeta utilizada. ... 74

(13)

Lista de Figuras

Figura 24 - Espectro de luminescência da amostra cintiladora quando exposta à luz ultra-violeta. ... 75 Figura 25 - Espectros de emissão da lâmpada ultra-violeta e de luminescência da amostra cintiladora. ... 76 Figura 26 - Espectro que mostra o efeito do filtro passa-banda utilizado para deixar apenas ser transmitido por ele a faixa de comprimento de onda que excita o antraceno. ... 77 Figura 27 - Espectro de luminescência da amostra cintiladora sem a sobreposição dos picos de emissão da lâmpada ultra-violeta (Efeito obtido pelo uso do filtro passa-banda). ... 78 Figura 28 - Espectro de luminescência do antraceno puro comparado ao da mistura cintiladora. ... 79 Figura 29 - Variação da resposta do dosímetro variando as Unidades Monitoras para cada taxa de dose analisada. ... 80 Figura 30 - Gráfico de linearidade do dosímetro desenvolvido. ... 81 Figura 31 - Resultados da Porcentagem de Dose Profunda tanto para o dosímetro desenvolvido quanto para o sistema de referência. ... 82 Figura 32 - Perfil de dose na orientação croosplane para o dosímetro desenvolvido e para o sistema de referência. ... 83

(14)

Resumo

O tratamento radioterápico é um procedimento capaz de matar células tumorais, expondo elas a doses pré-calculadas de radiação ionizante. A precisão na entrega da dose é fundamental para se obter um tratamento seguro e eficaz. Com o intuito de minimizar as incertezas referentes ao tratamento, é de extrema importância a implementação de procedimentos de Controle de Qualidade (CQ). O presente trabalho apresenta o desenvolvimento e validação de um sistema de detecção de radiação para CQ de feixes clínicos de fótons de megavoltagem. O dosímetro desenvolvido é composto de uma mistura de antraceno e polímero óptico, inserida num capilar de SiO2. O capilar foi acoplado à uma fibra óptica de poly(methyl

methacrylate), PMMA, que conduziu o sinal luminoso até a fotomultiplicadora, localizada exteriormente a sala de irradiação e conectada a um eletrômetro. O sinal medido está relacionado à taxa de dose a qual o dosímetro foi exposto. A remoção do sinal de Cerenkov foi realizada utilizando uma fibra de referência para posterior subtração do sinal. A caracterização e os testes de performance do dosímetro foram realizados utilizando um feixe de fótons de 6 MV de um acelerador linear clínico. O desempenho do dosímetro e alguns parâmetros do feixe foram obtidos, analisados e comparados a uma câmara de ionização tipo Farmer FC65. Resultados obtidos demonstraram que o polímero óptico misturado ao antraceno reduziu os efeitos de espalhamento da luz emitida pelo volume sensível, aumentando a eficiência de detecção do sistema. O volume sensível é cerca de 100 vezes menor que o da câmara FC65. A quantidade de luz emitida pelo cintilador e, consequentemente, as leituras obtidas pelo sistema de detecção, aumentam linearmente com a taxa de dose. Medidas de reprodutibilidade foram validadas utilizando análise de variância (ANOVA). As curvas de Porcentagem de Dose Profunda (PDP) e de perfil de dose estão em concordância com as leituras do sistema de referência. Medidas em tempo real realizadas com o dosímetro são coerentes e confiáveis, tornando-o viável para a utilização em CQ. Devido,

(15)

principalmente, ao seu tamanho reduzido, apresenta um grande potencial para ser usado em casos onde uma alta resolução espacial é necessária (por exemplo, em radiocirurgia e Radioterapia de Intensidade Modulada).

(16)

Abstract

Radiation therapy is a procedure capable of kill tumor cells, exposing them to pre-calculated doses of ionizing radiation. The precision in dose delivery is essential for obtain a safe and effective treatment. To minimize the uncertainties related to treatment, it is extremely important to implement Quality Control (QC) procedures. This work presents development and validation of a radiation detection system for clinical megavoltage photons beams QC. The designed dosimeter is composed of an anthracene and optical polymer mixture inserted on a SiO2 capillary. The

capillary was coupled to a poly (methyl methacrylate), PMMA, optic fiber that led the light signal to the photomultiplier located outside the irradiation room and connected to an electrometer. The signal measured is related to the dosimeter exposed dose rate. Removal of the Cerenkov signal was performed using a reference fiber for signal subtraction. The dosimeter characterization and performance tests were performed using a 6 MV clinical linear accelerator photon beam. The dosimeter performance and some beam parameters were obtained, analyzed and compared to a Farmer type ionization chamber FC65. Results showed that the optical polymer mixed with anthracene reduced volume sensitive scintillation light scattering, increasing the system detection efficiency. The sensitive volume is about 100 times smaller than the FC65 camera. The scintillator light emission and, hence, the system detection readings, increase linearly with dose rate. Reproducibility measures were evaluated using analysis variance (ANOVA). The curves of percentage depth dose (PDD) and dose profile are consistent with the system reference readings. Real-time measurements performed with the dosimeter are consistent and reliable, making it feasible for use in QC. Due, mainly, to its small size, has great potential to be used in cases where a high spatial resolution is required (for example, radiosurgery and Intensity Modulated Radiotherapy).

(17)

Introdução

1. Radiação ionizante

Radiações são ondas eletromagnéticas ou partículas que se propagam em velocidades próximas a da luz, transportando energia enquanto se propaga. Ao interagirem com a matéria, elas podem produzir efeitos que acarretam em mudanças físico-químicas no meio, podendo ser: alterações de cor, temperatura, pH, sensibilização de películas, entre outras. A radiação pode ser denominada ionizante quando possuir uma energia suficiente para romper ligações químicas e produzir íons, radicais e elétrons livres no meio onde houve a interação (1,2,3).

As radiações ionizantes podem ser classificadas como diretamente e indiretamente ionizantes. As primeiras são partículas carregadas que apresentam energia cinética suficiente para produzir ionização por colisão. Neste caso, esta energia deve ser maior do que a mínima energia de ligação dos elétrons no meio o qual ocorre a interação. Já, as indiretamente ionizantes, são partículas que não possuem carga elétrica e que podem gerar partículas diretamente ionizantes através da interação com o meio ou iniciar uma transformação nuclear (2,3,4,5).

Dentre as radiações ionizantes tem-se:

• alfa (): partícula emitida por núcleos instáveis de elevada massa atômica. São produtos da desintegração nuclear e foram assim denominadas por Rutherford, ao estudar as diferentes ‘emanações’ produzidas por elementos radiativos. É classificada como diretamente ionizante e possui um poder de penetração (alcance) reduzido.

(18)

• beta ( ): classificada como radiação diretamente ionizante, consiste de um elétron ( -) ou pósitron ( +) emitido por um núcleo para alcançar sua estabilidade. São produtos da desintegração nuclear e foram assim denominadas por Rutherford, ao estudar as diferentes ‘emanações’ produzidas por elementos radiativos. Possui um poder de penetração (alcance) reduzido e dependente de sua energia.

• nêutron ( ): originado através de fontes naturais, reatores nucleares e aceleradores lineares, é classificado como indiretamente ionizante e possui um poder de penetração superior aos das partículas e . São componentes fundamentais dos núcleos atômicos. Eles não são emitidos por ‘desintegração’ (isto é, ‘naturalmente’), mas através de reações atômicas (fissão, fusão, fotodesintegração, etc). As várias fontes de nêutrons disponíveis prevêem sempre uma composição particular com dois núcleos atômicos distintos: um mais pesado, instável e emissor de partículas alfa, e o segundo mais leve, que seja suscetível a capturar as partículas alfa emitidas

• próton ( ): partículas carregadas que apresentam uma massa relativamente grande comparada ao elétron (1836 vezes maior). Dependendo de sua energia (representada por sua velocidade), interage com o meio através de vários mecanismos, tais como colisões elásticas e inelásticas com o núcleo e colisões com elétrons ligados (6).

• raios X: radiação eletromagnética de alta energia e classificada como indiretamente ionizante, é gerada na eletrosfera ou no freamento de partículas carregadas devido ao campo eletromagnético do núcleo atômico (Figura 1).

(19)

Figura 1 - Ilustração do processo de bremsstrahlung. Retirado de (2). Quando partículas carregadas,principalmente elétrons, interagem com o campo elétrico de núcleos de número atômico elevado ou com a eletrosfera,elas reduzem a energia cinética, mudam de direção e emitem a diferença de energia sob a forma de ondas eletromagnéticas, denominadas de raios X de freamento ou bremsstrahlung.

Os geradores deste tipo de radiação são dispositivos denominados tubos de raios X, os quais consistem num filamento (cátodo) que produz elétrons por emissão termiônica e, estes, são acelerados fortemente através de uma diferença de potencial, até colidirem com um alvo metálico (ânodo). A maioria desses elétrons são absorvidos ou espalhados pelo material do alvo e cerca de 5% sofrem freamento. A energia dissipada no processo se converte em ondas eletromagnéticas, denominadas raios X ou radiação de freamento (Bremsstrahlung).

(20)

Figura 2 – Esquema de um acelerador linear clínico. Adaptado de (2). Por emissão termiônica, os elétrons são gerados e ejetados em direção ao tubo acelerador. Para feixes de fótons, os elétrons colidem com um alvo (geralmente, tungstênio). A energia dissipada no processo se converte em ondas eletromagnéticas, denominadas raios X ou radiação de freamento (Bremsstrahlung). Para feixe de elétrons, os mesmos são colimados e incidem diretamente no paciente.

• raios gama (): radiação eletromagnética de alta energia e classificada como indiretamente ionizante, possui as mesmas propriedades físicas dos raios X, porém com a diferença de ser originada através de fontes naturais de radiação. É gerada quando um núcleo atômico está com excesso de energia (estado excitado) e ocorre transição de um próton ou um nêutron de um nível de energia para outro de menor valor. A energia dissipada no processo caracteriza este tipo de radiação.

2. Efeitos da radiação ionizante no tecido biológico

A relação entre a exposição à radiação ionizante e seus efeitos biológicos, foram inicialmente analisados em meados de 1920 com Dessauer's. Os estudos eram baseados em análises estatísticas de curvas de dose-resposta, com

(21)

o intuito de entender os mecanismos de ação da radiação ionizante no tecido humano. Nesta época, um dos maiores desafios na investigação biológica dos efeitos da radiação, era a capacidade limitada em se quantificar as doses (7), ou seja, a quantidade de energia depositada numa determinada massa do meio irradiado. Somente a partir da década de 1930, com o desenvolvimento da Física Médica, foi possível iniciar estudos que quantificavam as doses de radiação e as relacionavam com determinados efeitos biológicos.

Durante o processo de exposição à radiação, a deposição de energia no tecido desencadeia uma série de reações celulares que resultam em danos às células. Se a energia de excitação for maior do que a energia de ligação entre os átomos, podem ocorrer quebras das ligações químicas, acarretando em alterações moleculares do meio, inclusive com produção de radicais livres, íons e elétrons. Consequentemente, as células sofrerão danos, principalmente, relacionados à molécula de DNA, que poderão resultar em impedimento ou retardo na divisão celular (morte clonogênica), mutações ou morte celular (por apoptose ou necrose) (3,7,8).

A Figura 3 apresenta uma síntese das principais formas dos efeitos resultantes da interação da radiação ionizante de acordo com a dose absorvida, bem como os respctivos sintomas.

(22)

Forma

Dose Absorvida

(Gray)

Sintomas

Infra-clínica < 1 Ausência de sintomas, na maioria dos

indivíduos

Reações leves generalizadas 1 a 2 Náuseas e vômitos

Síndrome Hematopoiética Leve 2 a 4 Depressão da função medular

Síndrome Hematopoiética Grave 4 a 6 Disfunção severa da função medular

Síndrome do Sistema

Gastro-intestinal 6 a 7 Diarréia, vômitos e hemorragias

Síndrome pulmonar 6 a 10 Insuficiência respiratória

Síndrome do Sistema Nervoso

Central > 10 Coma e morte

Figura 3 – Formas do efeito biológico produzido pela radiação ionizante.

Baseando-se na Figura 3, uma breve descrição dos efeitos devido à radiação é mostrada abaixo (3):

• Efeitos Físicos: se refere a interação entre a radiação ionizante com a matéria. Ela pode ser através de:

a) no caso de partículas carregadas: colisões inelásticas ou perdas radiativas (Bremsstrahlung);

b) no caso de fótons: efeito fotoelétrico, efeito Compton ou produção de par.

Nos locais atingidos surgem elétrons e íons livres, que são radicais produzidos na quebra das ligações químicas. A energia adicional transferida pela radiação para uma certa quantidade de massa de tecido atingido, permite definir algumas grandezas radiológicas como, por exemplo, Dose Absorvida.

• Efeitos Químicos: quebra de ligações químicas, recombinações. Temos a radiólise da água como principal efeito da radiação em

(23)

meio celular (estima-se que as alterações químicas do meio celular por efeito ‘direto’ da radiação sejam muito menores que as alterações decorrentes dos radicais livres produzidos pelas interação da radiação com as moléculas de água – que são predominantes em meio celular). Como os átomos e moléculas atingidos pela radiação estão dentro das células, que possuem um metabolismo e uma grande variedade de substâncias, a tendência seria a neutralização gradual dos íons e radicais no decorrer do tempo. Nessa fase, os radicais livres, íons e agentes oxidantes podem reagir com moléculas de grande importância para a célula, incluindo substâncias que compõem o cromossomo.

• Efeitos Biológicos: são decorrentes das alterações químicas das moléculas do meio celular, que refletem no metabolismo/funcionamento da célula. As alterações químicas provocadas pela radiação podem afetar uma célula de vários modos, resultando em morte celular, impedimento ou retardo de divisão celular ou modificação permanente que é passada para as células de gerações posteriores. O efeitos biológico constitui à resposta natural de um organismo, ou parte dele, a um agente agressor ou modificador, neste caso, a radiação. Dessa forma, o surgimento destes efeitos não significa, necessariamente, o surgimento de uma doença ou alguma consequência mais grave. Tudo dependerá de fatores que levam em consideração parâmetros referentes a cada tipo de agente agressor.

• Efeitos Orgânicos: quando a quantidade ou a frequência de efeitos biológicos produzidos pela radiação começa a desestabilizar o organismo humano ou o funcionamento de um orgão, surgem sintomas clínicos que manifestam a incapacidade do organismo de superar ou reparar tais danos, caracterizando as doenças, como catarata, leucemia, radiodermite, entre outras.

(24)

3. Radioterapia

O tratamento radioterápico é fundamentado nos efeitos físico-químicos e biológicos decorrentes da exposição do tecido humano à radiação ionizante. O procedimento consiste em aplicar uma dose pré-calculada de radiação, por um determinado tempo, sobre um volume que engloba o tecido doente, de maneira a erradicar as células tumorais e preservar, ao máximo, as células sadias circunvizinhas (2,7,8). A Figura 4 demonstra um exemplo experimental do efeito da irradiação sobre células tumorais comparadas às células de controle (não irradiadas).

Figura 4 - Gráfico ilustrativo da ação da radiação no controle do volume tumoral. Adaptado de (8). Quando uma amostra de volume tumoral é irradiado, há uma diminuição do seu crescimento após o momento da exposição à radiação, quando comparado a uma amostra de células de controle, ou seja, que não foram irradiadas

A precisão na entrega da dose de radiação é fundamental para se obter um tratamento seguro e eficaz, permitindo-se um grau de incerteza máximo de

(25)

cerca de 3-4% na dose entregue (9,10,11). As fontes de incertezas durante o processo radioterápico estão relacionadas aos algoritmos e dados físicos usados para o cálculo de dose, às incertezas durante a irradiação (variações no posicionamento e na imobilização do paciente, variações anatômicas devido, por exemplo, à movimentação durante o processo respiratório) e, principalmente, às incertezas intrínsecas aos equipamentos geradores de radiação utilizados para o tratamento (relacionadas aos aspectos mecânicos e dosimétricos) (5,10,12).

4. Controle de Qualidade em Radioterapia

Com o intuito de minimizar as incertezas referentes ao tratamento, é de extrema importância a implementação de um Programa de Controle de Qualidade (PCQ) que possibilite a análise de como está sendo a entrega e a distribuição das doses de radiação em determinada situação, de modo a garantir o bom funcionamento dos equipamentos de terapia e, consequentemente, a acurácia e segurança dos tratamentos no cuidado ao paciente (3,12).

Como parte do PCQ, está a análise da distribuição e quantificação da radiação a que determinado meio foi exposto (dosimetria) e a garantia de que o desempenho de todas as máquinas, dispositivos e processos relacionados ao tratamento estejam de acordo com os valores de referência definidos por protocolos nacionais e internacionais (6,12,13). Dessa forma, é possível analisar tanto a performance dos equipamentos de terapia quanto o comportamento do feixe de radiação por meio da análise de determinados parâmetros, tais como a Porcentagem de Dose Profunda (PDP) e curvas de Perfil de Dose.

(26)

4.1- Porcentagem de Dose Profunda (PDP)

A PDP é uma relação percentual da dose em uma determinada profundidade com relação à profundidade de máxima dose (profundidade de equilíbrio eletrônico, ou seja, a profundidade onde a dose aplicada é máxima). Matematicamente, pode ser definida como:

  

  (equação 1)

onde  é a dose na profundidade analisada e  é a dose na profundidade de

equilíbrio eletrônico no eixo central do feixe (2,4,6).

A Figura 5 ilustra de maneira qualitativa o comportamento da dose em relação à profundidade, caracterizando uma curva de PDP.

Figura 5 - Esquema do comportamento da radiação ionizante em função da profundidade. Adaptado de (2). A porcentagem de dose aumenta a partir da superfície até chegar num ponto de máxima dose. Além desse ponto, a porcentagem de dose diminui com o aumento da profundidade e a dose diminui com a profundidade principalmente devido à atenuação/absorção da energia do feixe de radiação.

(27)

4.2- Perfil de Dose

O Perfil de Dose do feixe consiste numa verificação geométrica da dose em relação à área do feixe de radiação analisado. Para realizar esta análise, o dosímetro é posicionado numa determinada profundidade na água ou no ar (mantendo-se a condição de equilíbrio eletrônico), e é movimentado perpendicularmente ao plano em relação ao eixo central do feixe. A Figura 6 ilustra uma curva de perfil de campo para um determinado feixe (2,4,6).

Figura 6 - Curva característica de um perfil de dose a uma profundidade específica para um dado feixe. Adaptado de (2). Variando-se a distância com relação ao eixo central do feixe, obtem-se um perfil de dose que mostra o comportamento da radiação num plano a uma dada profundidade.

Através da análise das curvas de perfil é possível avaliar a homogeneidade do campo de radiação. Esta verificação é importante porque variações na simetria e planura do feixe modificam consideravelmente a distribuição de doses no interior do paciente, prejudicando a eficácia do tratamento.

(28)

5. Detectores de radiação em Radioterapia

Em termos de instrumentação para a realização do PCQ, são necessários sistemas de detecção de radiação compostos por dispositivos de medida (dosímetros) adequados para cada tipo de situação. No ano de 2000, a ICRP (International Commission on Radiological Protection) incentivou o desenvolvimento de pesquisas que buscam o aperfeiçoamento de técnicas de dosimetria e controle de qualidade (14). Todos os estudos envolvendo o assunto fundamentam-se nas características ideais que um determinado sistema de dosimetria deve apresentar, entre elas (2,15,16):

• Alta exatidão;

• Não necessitar de tensão elétrica para funcionar (eliminando o risco de choque elétrico no paciente em dosimetria in vivo);

• Dimensões reduzidas;

• Não possuir ou apresentar mínimas dependências de fatores externos, como temperatura, pressão e umidade relativa do ar.

• Fornecer leituras em tempo real;

• Ser abrangente em relação ao tipo de feixe (fótons, elétrons, entre outros);

• Apresentar praticidade em seu uso;

• Ser acessível em termos comerciais (disponibilidade e custo).

Uma breve descrição dos dosímetros geralmente utilizados em radioterapia é apresentada abaixo (13,15,17):

• Câmara de ionização: quando exposta à radiação, pares elétron/íon são formados no interior de seu volume sensível (ar).

(29)

Uma tensão da ordem de 300 V é aplicada entre as extremidades da câmara, e direciona os pares iônicos às placas coletoras, como mostra a Figura 7. Assim, gera-se uma corrente elétrica que será convertida em dose de radiação. É necessário que as leituras sejam corrigidas devido à forte influência de fatores externos (temperatura, pressão e umidade relativa) e intrínsecos ao sistema (por exemplo, devido á recombinação dos pares iônicos formados dentro do volume de ar antes de serem coletados). Os dois tipos mais usados em radioterapia são as câmaras cilíndricas tipo dedal e as de placas parelelas. Dentre as cilíndricas, a câmara tipo Farmer é a mais adequada na rotina de testes de Controle de Qualidade e a que, frequentemente, é usada nos Serviços de Radioterapia. As câmaras de placas-paralelas são as recomendadas para dosimetria de feixes de elétrons, sendo classificadas de acordo com as suas configurações. São elas: câmara Markus, câmara NACP, câmara Roos e câmara Attix (13,14). Por fim, em condições padrões e com fatores de correção bem definidos, as câmaras de ionização são extremamente precisas e confiáveis, podendo ser utilizadas como sistema de referência em testes de controle de qualidade e dosimetria.

(30)

Figura 7 – Diagrama que mostra o processo de interação da radiação com uma câmara de ionização. Retirado de (2). Pares iônicos são formados no interior de seu volume sensível (ar). Uma tensão é aplicada entre as extremidades da câmara, e direciona os pares iônicos às placas coletoras. Assim, gera-se uma corrente elétrica que será convertida em dose de radiação.

• Filmes radiográficos: usados na dosimetria de feixes de fótons e elétrons. É o único que possibilita a obtenção de um mapa de dose 2-D. Um densitômetro é usado para medir a densidade óptica, a qual é proporcional à dose a que o filme foi exposto.

• Detectores termoluminescentes (TLDs): são cristais que apresentam imperfeições em sua rede cristalina. Por esse motivo, são capazes de armazenar energia quando expostos à radiação e, ao serem aquecidos, liberam essa energia na forma de luz, cuja intensidade é proporcional à dose que o material foi exposto. Apresentam-se como uma ótima opção para medidas in vivo devido à alta sensibilidade e pequenas dimensões. Porém, sofrem variações de sensibilidade entre as medidas, pois

(31)

dependem de um rigoroso método de calibração e de tratamento térmico antes e após as irradiações.

• Detectores semicondutores: são os mais usados em Espectroscopia Nuclear e em Física de Alta Energia, pois apresentam alta resolução espacial, no tempo e de energia. Os principais dosímetros desse tipo são: Diodo de Silício, MOSFET (Metal Oxide Semiconductor Field Effect Transistor) e Detectores de Diamante.

• Dosímetros de cintilação: são dispositivos compostos por materiais cintiladores (orgânicos ou inorgânicos), que emitem luz quando expostos à radiação ionizante. O sistema é composto por fibras ópticas que fazem a transferência do sinal até uma fotomultiplicadora ou fotodiodo, que amplificará e converterá o sinal luminoso em elétrico. Este sinal será enviado a um eletrômetro que mostrará a leitura (corrente elétrica, tensão ou carga) cujo valor será proporcional à taxa de dose a que o cintilador foi exposto. Por se tratar do tipo de dosímetro desenvolvido neste trabalho, haverá uma melhor descrição do dispositivo na Seção 7.

6. Cintiladores Orgânicos

O trabalho apresentado nesta tese, fundamenta-se no desenvolvimento de uma mistura cintiladora que utiliza como material cintilador o Antraceno, como base para a confecção do dosímetro.

Um dos cintiladores mais estudados em Radioterapia é o cloreto de poliviniltolueno. Esse material apresenta várias características favoráveis para utilização como dosímetro de cintilação. Sua sensibilidade, entretanto, é cerca de

(32)

65% da apresentada pelo antraceno, que é o cintilador orgânico tradicionalmente utilizado na detecção e no estudo de partículas elementares, e de maior eficiência entre os cintiladores orgânicos (18,19,20,21).

Apesar de cintiladores inorgânicos demonstrarem uma maior eficiência no sinal de saída comparado aos orgânicos, estes últimos apresentam um tempo de resposta menor e uma emissão de luz isotrópica.

A fluorescência é o fenômeno de luminescência que caracteriza a emissão de luz dos cintiladores orgânicos. Essa emissão luminosa surge das transições dos níveis de energia de estruturas de uma única molécula e, portanto, pode ser observada em uma dada espécie molecular independentemente de seu estado físico (21,22,23,24). A estrutura molecular da maioria dos cintiladores orgânicos é representada pela estrutura conhecida como -elétron, como mostrada na Figura 8.

Figura 8 - Processo de fluorescência de uma estrutura  - elétron

Os estados So e S*/S** (singletos) representam, respectivamente, os

estados fundamental e excitado, com seus respectivos estados degenerados (estados vibracionais). A diferença entre os níveis So e S* é da ordem de

(33)

eV. A absorção de energia de uma partícula ionizante pode levar os elétrons para estados excitados (S**). Estes elétrons decaem para o nível S* na ordem de picosegundos sem emissão de fótons (processo denominado degradação interna). Uma vez em S*, há uma maior probabilidade dos elétrons fazerem uma transição para um dos sub-níveis de So, acarretando na emissão de fótons e, assim,

caracterizando o processo de fluorescência (21,25).

A eficiência de cintilação pode ser definida como a fração da energia das partículas incidentes que é convertida em energia luminosa através desse processo. Já, o decaimento de fluorescência pode ser descrito matematicamente pela seguinte expressão (14):

  



!   (equação 2)

Onde: "#= intensidade do tempo 0 "$ = intensidade no tempo t $ = tempo

% = tempo de decaimento %& = tempo de excitação

7. Dosímetros de cintilação em Radioterapia

Entre os diversos tipos de dosímetros, os de cintilação são interessantes para o uso em radioterapia, principalmente, por apresentarem dimensão reduzida, equivalência em água, linearidade de resposta, baixa dependência energética, serem a prova d’água e reprodutíveis e não necessitarem de tensão para operar (26,27).

(34)

A utilização deste tipo de dosímetro acoplado à fibra óptica convencional vem sendo utilizada desde 1990 (18) em radioterapia. Na modalidade mais utilizada, uma pequena massa de material cintilador é acoplada opticamente a uma fibra óptica convencional (28,29), a qual conduz a luz produzida pelo cintilador quando exposto à radiação ionizante até uma fotomultiplicadora ou fotodiodo que mede a quantidade de luz produzida (19,20). O sinal luminoso é convertido em sinal elétrico, o qual é proporcional à taxa de dose a que o material foi exposto (5).

A principal desvantagem no uso de dosímetros de cintilação é o ruído gerado pela emissão luminosa (fluorescência) devido às impurezas presentes na fibra óptica e pela geração de radiação Cerenkov, que também ocorre no interior da fibra. Todavia, métodos para minimizar a influência desses fatores estão sendo constantemente desenvolvidos e aprimorados, podendo ser aplicados de acordo com a situação e arranjo experimental do sistema de detecção (26).

8. Fibras ópticas

Como parte fundamental de um sistema de detecção composto por um material cintilador, as fibras ópticas são responsáveis pela transmissão do sinal luminoso gerado pelo dosímetro até à fotomultiplicadora ou fotodiodo. Essa transferência de sinal no interior da fibra é possível devido à diferenças de índices de refração entre a casca e o núcleo.

De acordo com a Lei da Refração de Snell, quando um raio luminoso passa de um meio de índice de refração ' para outro de índice de refração (, respectivamente com um ângulo de incidência θ) e de refração θ*, tem-se que

(1,21,27):

 +θθθθ,   +θθθθ (equação 3)

(35)

• Quando ' é maior que (, o raio refratado se afasta da normal (θ*)), como mostra a Figura 9.

Figura 9 - Refração da luz para   . Adaptado de (21).

• Aumentando-se o ângulo de incidência θ), o ângulo de refração θ* se aproxima de 90/, de modo que 01 θ*  1 e, portanto:

θ θθ

θ,  θθθθ3  +45 

6 (equação 4)

Como mostrado na Figura 10, o ângulo de incidência (θ)) passa a

(36)

Figura 10 - Refração da luz quando θθθθ se aproxima de  . Adaptado

de (21).

• Na Figura 11, ilustra-se o fenômeno denominado Reflexão Interna Total. Ele ocorre quando o ângulo de incidência θ) é

maior que o ângulo crítico θ7, fazendo com que a luz retorne ao

meio 1. Neste caso, os ângulos de incidência e reflexão são iguais.

Figura 11 - Esquema que ilustra o fenômeno de Reflexão Interna Total. Adaptado de (21).

(37)

É através do princípio da Reflexão Interna Total que se explica o efeito pelo qual a luz é guiada no interior de fibras ópticas. O raio luminoso incidente é primeiramente transmitido para dentro do núcleo da fibra que apresenta um índice de refração '. Em seguida, o raio atinge a casca da fibra de índice de refração (, onde (8 ', é retroespalhado e permanece sofrendo reflexão interna total até o final da fibra, onde ele é transmitido para o meio externo, como mostrado na Figura 12.

Figura 12 - Vista longitudinal de uma fibra óptica cuja propagação luminosa é explicada pela Reflexão Interna Total. Adaptado de (21).

O ângulo máximo de incidência () que um raio luminoso, vindo do meio externo, pode formar com o eixo central da fibra, para que se propague no núcleo pelo fenômeno de Reflexão Interna Total, é caracterizado pelo parâmetro denominado Abertura Numérica (9:) (1,21,27). Matematicamente, ela pode ser definida como:

;<  += (equação 5)

Aplicando-se a Lei da Refração de Snell na ;<  += (equação 5), chega-se à relação entre o ângulo de incidência e os índices de refração da casca e do núcleo da fibra, onde:

;< 

(38)

Assim como o AN, a dimensão do núcleo da fibra são parâmetros que estão fortemente relacionados à eficiência com que o núcleo aceita a luz incidente do meio externo ( #), caracterizando a eficiência de detecção da fibra.

As fibras ópticas podem ser classificadas como (1,21,27):

• Fibra multimodo de índice degrau: fabricada em sílica, vidro ou acrílico é caracterizada por apresentar um núcleo de índice de refração constante.

• Fibra multimodo de índice gradual: caracterizada por apresentar um núcleo com várias camadas de vidro e, consequentemente, com índices de refração que decrescem gradualmente à medida que se afastam do centro em direção à casca.

• Fibra Monomodo: possui um perfil de índice degrau, porém com núcleos extremamente pequenos (cerca de 10 vezes menor que a casca).

Outro fator importante que caracteriza a fibra óptica é a atenuação da intensidade da luz (em decibel) ao percorrer toda sua extensão (1,21,27). Pode ser definida matematicamente como:

@A  !10log E""

#F

Onde "# e " são, respectivamente, a intensidade inicial da luz e a intensidade após ter percorrido toda a extensão da fibra.

(39)

9. Radiação Cerenkov

A radiação Cerenkov é gerada no interior das fibras ópticas que compõem o sistema de detecção de um dosímetro de cintilação. O fenômeno ocorre quando partículas carregadas atravessam um meio dielétrico, como o núcleo da fibra, com uma velocidade maior que a da luz neste local (26,28,29,30). Assim, o sinal da luz Cerenkov se soma ao sinal luminoso produzido pelo cintilador, tornando-se um fator indesejável nas medidas do dosímetro. Somado a ele, há ainda o ruído decorrente da fluorescência gerada pelas impurezas presentes na fibra.

No caso desse trabalho, a radiação Cerenkov é produzida no interior de uma fibra óptica de poly(methyl methacrylate), PMMA, de 1 mm de diâmetro. Essa fibra foi utilizada para fazer a transferência do sinal luminoso gerado pelo dosímetro até o sistema de detecção (fotomultiplicadora e eletrômetro), que permanece fora da sala onde é feita a irradiação.

Sendo G a velocidade da luz no vácuo, a intensidade da luz Cerenkov

", para um determinado comprimento de onda H, gerada por uma partícula que atravessa um meio de índice de refração com velocidade I, é proporcional a (26,29,31,32,33):

 J  !3K (equação 7)

Os fótons Cerenkov são emitidos em um cone de luz com relação à direção da velocidade da partícula (34,35,36), como ilustrad na Figura 13.

(40)

Figura 13 – Comportamento luminoso da radiação Cerenkov. Os fótons Cerenkov gerados são emitidos através de um ângulo com relação à direção da velocidade da partícula, produzindo um cone de luz.

O ângulo L entre o vetor da direção dos fótons Cerenkov com o vetor da direção da velocidade da partícula incidente é dado por:

MNO P K3 (equação 8)

No limite relativístico onde a velocidade da partícula se aproxima de G, o ângulo é dado por:

P  MNO45

6 (equação 9)

Dessa forma, por exemplo, para a fibra de PMMA, cujo índice de refração é de 1,49 e ângulo de aceitação/propagação de 60 , o ângulo L é de aproximadamente 42 . Assim sendo, como L está dentro do ângulo de propagação da fibra, a luz Cerenkov permanecerá confinada no interior da mesma e seu sinal se somará à luz emitida pelo cintilador.

(41)

Objetivos

• Construir e caracterizar um dosímetro de cintilação para dosimetria relativa e controle de qualidade de feixes de megavoltagem, a partir do desenvolvimento de uma mistura cintiladora encapsulada por fibra capilar; • Desenvolver um sistema de transmissão e leitura do sinal luminoso,

construído com cabos de fibra óptica tradicional e dispositivos eletrônicos de base;

• Analisar o desempenho do dosímetro em feixe clínico a partir da comparação com um sistema dosimétrico de referência, para avaliação da viabilidade do mesmo no uso em rotina.

(42)

Artigo

Development of a scintillation dosimeter for photon

clinical beams

Renata Rodrigues dos Santos Lixandrão, BSc.

Department of Internal Medicine, Faculty of Medical Sciences, University of Campinas, Campinas, São Paulo, Brazil.

Cristiano Monteiro de Barros Cordeiro, Ph.D.

Institute of Physics “Gleb Wataghin”, University of Campinas, Campinas, São Paulo, Brazil.

Arnaldo Luis Lixandrão Filho, BSc.

Three-dimensional Technologies Department, Renato Archer Information Technology Center, Campinas, São Paulo, Brazil.

José Renato Oliveira Rocha, MSc. In memoriam

Vilma Aparecida Ferrari, MSc.

Medical Physics Department, Biomedical Engineering Center, University of Campinas, Campinas, São Paulo, Brazil.

José Barreto Campello Carvalheira, MD, Ph. D.

Department of Internal Medicine, Faculty of Medical Sciences, University of Campinas, Campinas, São Paulo, Brazil.

(43)

Corresponding Author

Renata Rodrigues dos Santos Lixandrão Av. Santa Isabel, 310 – Apto. 32

Barão Geraldo Campinas-SP 13084-012

renata.fisicamedica@gmail.com

Abstract

Purpose: In the present work we have developed and validated a scintillator radiation detection system designed for megavoltage photon clinical beams.

Methods and Materials: The developed dosimeter contains a 6mm3 radiation sensitive volume of milled anthracene mixed with an optical polymer inside a SiO2 capillary. The scintillation light was guided through optical fibers to a

photomultiplier outside of the irradiation room connected to an electrometer. The electrometer measured signal is related with dosimeter exposed dose. The Cherenkov signal was measured using a reference fiber for later background subtraction. Characteristics and performance tests were done using a 6 MV linear accelerator photon beam. Dosimeter performance and some beam parameters were obtained, analyzed and compared with an FC65 Farmer Ionization Chamber.

Results: The optical polymer that was mixed with anthracene reduced the scattering effects of the dose-sensitive volume and increased the luminescence capture by the guide fiber. The dose-sensitive volume is around 100 times smaller than the FC65 Chamber. It was detected that there is a time of 6.2s before stabilization of the dose rate readings and that the amount of light emitted by scintillator and hence the readings obtained by the detection system, increases

(44)

linearly with dose rate. Reproducibility measurements were evaluated using ANOVA. The dosimeter Percentage Depth Dose (PDD) and dose profile curves are in close agreement with reference readings.

Conclusions: Real time measurements with the developed dosimeter have high accuracy after the stabilization time making it reliable for quality assurance. Due to its reduced size has great potential to be used when a high spatial resolution is needed, i.e., in situations that presents high dose gradient regions, like build-up regions and small radiation fields dosimetry.

Keywords

Radiation therapy, Quality Assurance, Scintillator Dosimeter, Optical Fiber, Anthracene.

Introduction

Quality assurance in radiation therapy includes those procedures that ensure a consistent and safe fulfillment of the dose prescription to the target volume with minimal dose to normal tissues and minimal exposure to personnel. A comprehensive quality assurance program is necessary because of the importance of accuracy in dose delivery [1], mainly for Intensity- Modulated Radiotherapy (IMRT) due to its small fields and regions with high dose gradient [2, 3]. Nevertheless, it is difficult to ensure that the radiotherapy planning calculated dose is being in fact delivered to the target volume in the patient, since there are many setup uncertainties [4, 5]. To overcome these problems, and for ensure an effective and safe treatment for the patient, it is necessary the development of more feasible and accurate dosimetric devices and techniques to improve the quality assurance.

(45)

Ionization chambers are very efficient dosimeters, being conventionally used in dosimetry. The profile of the beam radiation (flatness), the dose rate (UM/min) and the determination of the Percentage Depth Dose (PDD) curves are, however, difficulty to obtain, especially for small fields, due to the relatively large size of these detectors and because it integrates over dose gradients [2]. It is also necessary to make some corrections in their readings due the dependence of energy mass absorption coefficient, temperature and pressure that may lead to errors in dose calculations [6].

Among other kind of dosimeters, the scintillators are interesting mainly because they have small size, are water-equivalent, have linear response, have low energy dependence, are waterproof and do not require voltage to operate. A comparative of desired properties for radiotherapy dosimeters are shown in Table 1.

Chloride polyvinyltoluene (PVT), the most studied scintillator in radiotherapy [7,8,9], has several characteristics that makes it a good radioluminescent dosimeter. Its sensibility, however, is just about 65% of anthracene, a traditional organic scintillator used for detection of elementary particles. Anthracene (C6H4CH)2, a polycyclic aromatic hydrocarbon has a high

scintillation efficiency with fluorescence in the wavelength range of blue/violet. It was studied as a radiation detector [10, 11] and, in 1954, Robinson and Jentschke showed that his fluorescence has a linear response to X-ray doses of energies greater than 130 keV [12]. Furthermore, according to Pereira Neto anthracene does not presents any carcinogenic, genotoxic or mutagenic effects [13].

Detector systems using plastic scintillators attached to conventional optical fiber has been utilized since 1990 [7] in radiotherapy as they can provide real-time measurements of small fields (implying in higher spatial resolution) and areas with high dose gradients [14]. They also have radiological properties that are similar to the human body tissue. A full detection system is composed by a small amount of scintillation material coupled to a conventional optical fiber that is used

(46)

to guide the generated light till a photomultiplier or photodiode. The photomultiplier converts the optical to an electrical signal to be measured with an electrometer [8, 9]. Using fiber optics allows the electrical equipment to operate outside the irradiation room, minimizing radiation and radio frequency noise. For example, linear accelerators generate microwaves that strongly influence measuring instruments.

According to Beddar [14], however, a drawback for using scintillation detector systems in dosimetry is the low signal-to-noise (S/N) ratio. One of the main noise contributions is expected to arise from radiation-induced light produced inside the optical fiber due to a combination of Cerenkov emission, fluorescence or luminescence, depending on the fiber material. For pure fused silica optical fibers, this spurious light emission is predominantly due to Cerenkov [2,15]. Its spectrum spans over the shorter wavelength region of the visible spectrum, overlapping, unfortunately, with the typical emission spectra of most scintillating materials like anthracene. A solution is to remove its influence via a background subtraction [14].

In this paper it is presented a radiotherapy dosimeter that uses anthracene as the scintillator material. It is encapsulated by a specially processed SiO2 capillary and the generated light guided by a multimode standard polymeric

optical fiber. It is shown that its reduced size, good linearity, reproducibility, sensitivity and response makes it suitable to be used for relative dosimetry in megavoltage clinical linear accelerators photon beams.

Methods and Materials

The built detection system (Fig. 1) is composed by the scintillator sample (anthracene) inserted in a capillary fiber. This sensing head is attached to a conventional optical fiber that guides the light signal to the photomultiplier. At last, the electrical signal is measured by an electrometer.

(47)

For radiotherapy beams (0.1 to 15 MV), the predominant interaction in low-Z materials is via Compton scattering [14]. Some reports in literature shows anthracene water equivalence [16, 17] and Table 2 summarized some physical properties of scintillator and water regarding to water equivalence.

To study the optical properties of anthracene we measured its transmission using a Perkin Elmer Model Lambda 9 spectrophotometer. Then, we milled and mixed the crystals with an optically clear liquid polymer NOA73 (Norland Optical Adhesive 73). The adhesive cures quickly when exposed to long ultraviolet light and shows an refractive index of 1.56 [18]. Pure anthracene and mixture samples luminescence spectra were obtained by an Optical Spectrum Analyzer (OSA) through exposure to UV light.

To encapsulate the scintillator mixture (anthracene plus optical polymer), a 5 mm long SiO2 capillary was built. Fig. 2 shows optical coupling

details between the capillary and the guide fiber. It should be noted that the detector length and the diameter of the guiding fiber were chosen based on a geometry optical optimization approach introduced by Elsey [20].

As a waveguide, two step index multimode optical fibers were used. These are made of Poly(methyl methacrylate) (PMMA, acrylic) with 1 mm diameter thickness, refractive index of 1.49 and a fluorinated polymer shell. It has numerical aperture (NA) of 0.50, acceptance angle of 60°, att enuation of 0.70 dB/m at 650 micrometer and an operating temperature from -40 °C to 700 °C [19].

Apart the sensing head attached to the guiding fiber, a second head, without radiation-sensitive material, was prepared in order to quantify the background noise (mainly Cerenkov light produced during exposure). The same procedure is widely used by other researchers [2,15] in order to enhance the system accuracy.

The coupling region of the guiding fiber and the dosimeter head was also exposed to ultraviolet (UV) for curing the optical polymer and fixing the fiber in

(48)

the capillary. In order to minimize environment spurious optical signal, all guiding fiber exposed to the clinical beams was isolated from the external environment using a vinyl black cover tape [21].

An EMI photomultiplier (model 9829B, from Thorn-EMI GENCOM Inc.) with a spectral range from 300 to 650 nm was used. The tube diameter is 52 mm (active diameter 46 mm) with a sequence of 12 dinodes (stage) linearly focused with typical noise (dark current maximum) of 3 x 10-9 A. For measuring the current supplied by the PMT we used an electrometer (Model 6514, Keithley Instruments).

The dosimeter characteristics and performance were analyzed using a 6 MV CLINAC 2100C Linear Accelerator photon beam from Varian Inc. Measurements of reproducibility and linearity were obtained using a field size of 10x10 cm2, a source-skin distance (SSD) of 100 cm and depth of 5.0 cm. Some parameters related to the beam, such as PDD and crossplane dose profile were also analyzed using a field size of 10x10 cm2 and 20x20 cm2, respectively.These data were compared with reference measurements provided by the Blue Phantom dosimetry system of Wellhöfer Dosimetrie GmbH - Scanditronix Medical AB. This system uses an Ionization Chamber FC65-G (Farmer type chambers) of 6.2 mm inner diameter, 0.65 cm3 active volume and wall material such as graphite [22].

Results

The transmittance and the luminescence spectra of the scintillator mixture is show in Fig. 3a and Fig. 3b, respectively. As can be observed by Fig. 3a the material strongly absorbs in wavelengths shorter than 400 nm and, from there, transmits with high efficiency as confirmed by Fig. 3b and by previous work of Bushuk [23]. In Fig. 3b it is also possible to observe that the addition of optical polymer in anthracene particles causes an enlargement of luminescence spectra as an increase of its intensity. These results confirm the choice of a PMT with spectral response between 300 and 650 nm.

(49)

The next characterization step was to expose the anthracene dosimeter to clinical beams (CLINAC). Reproducibility tests were performed once a week, during 10 weeks, with set of 30 readings. Analysis of variance (ANOVA) performed was not able to demonstrate that the groups of measurements do not obey the same phenomenon. This indicates that such dosimeter is stable over long periods of time.

Fig. 4a shows the characteristics curves of dose rate (80, 160, 240, 320 and 400 MU/min) for several Monitor Units (MU). It was observed that for each curve there is a time before stabilization of the measurement system. After that, it is possible to measure the exactly dose rate of the CLINAC.

In Fig. 4a, for each dose rate curve it is possible to approximate the readings into two linear fittings (Current=A+B*MU), before and after the stabilization of the measurement system. From the intersection point was calculated that the mean time for stabilization is 6.2 s with a relative standard error of 1.6 %. The mean values after the stabilization of the measurement system is shown in Fig. 4b. Its behavior confirms the linearity of the dosimeter readings, i.e., the amount of scintillating light increases linearly as MU and dose rate increases [24]. From the linear coefficient it is possible to obtain a dark current of 2 nA for the PMT. This value agrees with the expected value for a PMT.

Fig. 5a shows a PDD curve performance comparative of our scintillator and a reference ionization chamber. Both curves are in agreement, indicating that the dosimeter was capable of properly characterize the beam behavior in the build-up region (peak at 1.5 cm). The PDD curves were normalized to their doses at 1.5 cm from the water surface.

The crossplane dose profile of the CLINAC beam is shown in Fig. 5b. The dosimeter performance agrees with the reference chamber and both curves were normalized to their doses from the central axis.

(50)

Discussion

Quality assurance complexity in radiotherapy treatment is due to present-day needs of treatments. Most recent treatment techniques such as IMRT and radiosurgery require dosimeters with small dose-sensitive volume to prevent dose averaging in high-dose-gradient regions. Ionization chambers, like the FC65, have a dose-sensitive volume of about 600 mm3 that is too large for such measurements. To overcome this was developed a dosimeter with only 6 mm3 of dose sensitive volume.

Our results have shown that the developed scintillator mixture increases the signal detection efficiency in comparison with pure anthracene. Note that the optical polymer used and the anthracene presents close refractive index (1.56 and 1.62, respectively) resulting in a more homogeneous and transparent mixture, decreasing the luminescence scattering and increasing the detection efficiency when compared to a medium composed of air (refractive index equal to 1) and anthracene. For reducing the background the measurement system (PMT plus electrometer) was kept outside of the irradiation room. However, the Cherenkov radiation produced inside the fiber lowered the signal noise ratio. There are several reports in the literature of some techniques to remove this noise [25,26,27,28]. One possibility is to subtract the Cherenkov radiation using a reference fiber. All these efforts resulted in a very low dark current (2 nA) for the PMT when the system is in standby.

A set of procedures to ensure that the system is reliable enough for clinical radiation detection is necessary. To accomplish this, the dosimeter reproducibility was evaluated with ANOVA test. Dose rate and stabilization time were also characterized in order to determine the sensor linearity and, consequently, the dark current of the PMT. The percentage depth dose and the crossplane dose profile were shown to be in close agreement with reference ionization chamber. Unlike other kinds of dosimeters, in special ionization chambers that are commonly used in treatment routine, the developed dosimeter

(51)

does not require dose measurements corrections factors. As it does not require voltage to operate, eliminating the risk of electric shocks, the scintillator is interesting for in vivo dosimetry, apart allowing the measurements to be analyzed in real time without any corrections.

Conclusion

The developed dosimeter system for photon clinical beams using a scintillation mixture was evaluated against and FC65 Chamber. Its results shows real time accuracy measurements over long time periods without correction factors. Besides that, is waterproof, is water equivalence and does not require voltage to operate. Moreover, it is small and has great potential to be used were a high spatial resolution is needed, i.e., in cases that presents high dose gradient regions, in build-up regions and for dosimetry of small radiation fields (e.g. in IMRT) or brachytherapy sources dosimetry.

Acknowledgments

The present work received financial support of the Coordenação de Aperfeiçoamento de Pessoal de Nível Superior (CAPES).

References

[1] American Association of Physicists in Medicine (AAPM): Physical Aspects of Quality Assurance in Radiation Therapy, College Park (MD); 1994. 64 p. Report No.: 13. Supported by the American Institute of Physics.

[2] J. Lambert, et al., A prototype scintillation dosimeter customized for small and dynamic megavoltage radiation fields, Phys. Med. Biol. 55 (2010) 1115-1126.

(52)

[3] A. Ismail et al., Radiotherapy quality insurance by individualized in vivo dosimetry: State of the art, Cancer/Radiothérapie 13 (2009), pp. 182-189.

[4] C.C.B Viegas, Dosimetria In Vivo com Uso de Detectores Semicondutores e Termoluminescentes Aplicada ao Tratamento de Câncer de Cabeça e Pescoço [masters thesis], Rio de Janeiro (RJ): Instituto Nacional de Cancer(INCA); 2003. [5] G. A. Ezzell, J. M. Galvin, and D. Low, Guidance document on delivery, treatment planning, and clinical implementation of IMRT: Report of the IMRT subcommittee of the AAPM radiation therapy committee, Med. Phys. 30 (2009), pp. 2089-2115.

[6] F. M. Khan, The Physics of Radiation Therapy, 3rd ed. Baltimore(MD): Lippincott Williams & Wilkins, 1984. 511 p.

[7] A. S. Beddar, Water-Equivalent Plastic Scintillation Detector for High-Energy Photon and Electron Beams [dissertation], Madison (WI): University of Wisconsin-Madison; 1990.

[8] A. S. Beddar, T.R. Mackie and F. H. Attix, Water-Equivalent Plastic Scintillation Detectors for High-Energy Beam Dosimetry: I. Physical Characteristics and Theoretical Considerations, Phys. Med. Biol. 37 (1992), pp. 1883-1900.

[9] A. S. Beddar, T.R. Mackie, and F. H. Attix, Water-Equivalent Plastic Scintillation Detectors for High-Energy Beam Dosimetry: II. Properties and Measurements, Phys. Med. Biol. 37 (1992), pp. 1901-1913.

[10] H. Kallmann and M. Furst, Fluorescence of Solutions Bombarded with High Energy Radiation: Energy Transport in Liquids Part I, Phys. Review 79 (1950), pp. 857-870.

[11] C. J. Taylor, W. K. Jentschke, M. E. Remley, F. S. Eby and P. G. Kruger, Response of Some Scintillation Crystals to Charges Particles, Phys. Review 84 (1951), pp. 1034-1043.

(53)

[12] W. H. Robinson and W. Jentschke, Response of Anthracene Scintillation Crystals to Monoenergetic Soft X-Rays, Phys. Review 95 (1954), pp. 1412-1414. [13] A. D. Pereira Netto, J. C. Moreira, A. E. X. O. Dias, G. Arbilla, L. F. V. Ferreira, A. S. Oliveira, J. Barek, Avaliação da Contaminação Humana por Hidrocarbonetos Policíclicos Aromáticos (HPAS) e seus Derivados Nitratos (NHPAS): uma Revisão Metodológica, Química Nova 23 (2000), pp. 765-773.

[14] A.S. Beddar, Water-equivalent plastic scintillation detectors in radiation therapy, Radiat. Protect. Dosim., 120 (2006), pp. 1–6.

[15] A. S. Beddar, T. R. Mackie and F. H. Attix, Cerenkov light generated in optical fibres and other light pipes irradiated by electron beams, Phys. Med. Biol. 37 (1992), pp. 925-935.

[16] David K. Brice, Stopping powers for electrons and positrons (ICRU report 37; International commission on radiation units and measurements, Bethesda, Maryland, USA, 1984), Nuclear Instruments and Methods in Physics Research Section B: Beam Interactions with Materials and Atoms 12 (1985), pp. 187-188. [17] J. H. Hubbell, Photon Mass Attenuation and Energy-absorption Coefficients from 1 keV to 20 MeV, Int. J. Appl. Radiat. Isot. 33 (1982), pp. 1269-1290.

[18] NOA73: Norland Optical Adhesive 73 [Internet]. Cranbury, NJ: Norland Products Inc.; [cited 2010 April 21]. Available from: http://www.norlandprod.com/adhesives/noa%2073.html.

[19] Luxtec Sistemas Ópticos [Internet]. Campinas,SP: Luxtec; [cited 2010 April 21]. Available from: http://www.luxtec.com.br

[20] J. Elsey, et al., Optimal coupling of light from a cylindrical scintillator into an optical fiber, Applied Optics 46 (2007), pp. 397-404.

Imagem

Referências

temas relacionados :