Parte 2 - Radioterapia Classica - Khan

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9. Distribuição de Dose e Análise de Dispersão
Raramente é possível medir a distribuição da dose diretamente em pacientes tratados com radiação. Os dados sobre a distribuição de dose são quase inteiramente derivados de medições em fantomas - materiais equivalentes a tecidos, geralmente grandes o suficiente em volume para fornecer condições de dispersão total para o feixe determinado. Estes dados básicos são usados em um sistema de cálculo de dose planejado para prever a distribuição da dose em um paciente real.
	Várias quantidades e metodologias dosimétricas foram concebidas para facilitar o cálculo da dose em situações clínicas. Neste capítulo, discutiremos métodos baseados em quantidades, como porcentagem da dose na profundidade (PDDs), as relações tecido-ar (TARs) e as razões de espalhamento no ar (SARs). Estes têm sido utilizados tradicionalmente para o cálculo de doses envolvendo feixes de baixa energia (até do 60Co) que foram normalmente calibrados em termos da taxa de exposição no ar ou taxa de dose no espaço livre. Os métodos atuais de cálculo da dose usam a relação tecido-fantoma (TPRs) ou a relação tecidos máximos (TMRs), que são mais adequados para feixes de energia mais alta e envolvem medições em simulação e não no ar. Os últimos métodos serão discutidos no Capítulo 10.
9.1. Fantoma
Os dados básicos da distribuição da dose são geralmente medidos em um fantoma de água, que se aproxima muito das propriedades de absorção e dispersão da radiação do músculo e de outros tecidos moles. Outra razão para a escolha da água como material fantoma é que ela está disponível universalmente com propriedades de radiação reproduzíveis. Um fantoma de água, no entanto, apresenta alguns problemas práticos quando usado em conjunto com câmaras de ionização e outros detectores que são afetados pela água, a menos que eles sejam projetados para serem à prova d'água. Na maioria dos casos, no entanto, o detector é envolto em uma luva de plástico fina (equivalente à água) antes da imersão no simulador de água.
	Como nem sempre é possível colocar detectores de radiação na água, fantomas sólidos foram desenvolvidos como substitutos da água. Idealmente, para um dado material ser equivalente ao tecido ou equivalente a água, ele deve ter o mesmo número atômico efetivo, número de elétrons por grama e densidade de massa. Entretanto, como o efeito Compton é o modo de interação mais predominante para feixes de fótons de megavoltagem na faixa clínica, a condição necessária para a equivalência de água para tais feixes é ter a mesma densidade de elétrons (número de elétrons por centímetro cúbico) que a água.
	A densidade de elétrons () de um material pode ser calculada a partir de sua densidade de massa () e sua composição atômica de acordo com a fórmula:
onde
 é o número de Avogadro e é a fração em peso do i-ésimo elemento do número atômico e o peso atômico . Densidades de elétrons de vários tecidos humanos e fluidos corporais foram calculadas de acordo com a Equação 9.1 de Shrimpton (1). Valores de densidade de elétrons para alguns tecidos de interesse dosimétrico estão listados na Tabela 5.1.
	A Tabela 9.1 apresenta as propriedades de vários fantomas que têm sido frequentemente usados para dosimetria de radiação. Embora a densidade de massa desses materiais possa variar dependendo de uma dada amostra, a composição atômica e o número de elétrons por grama desses materiais são suficientemente constantes para garantir seu uso para a dosimetria de fótons e elétrons de alta energia.
	Além dos fantomas homogêneos, os fantomas antropomórficos são frequentemente usados para dosimetria clínica. Um desses sistemas comercialmente disponíveis, conhecido como Alderson Rando Phantom, incorpora materiais para simular vários tecidos do corpo - músculos, ossos, pulmões e cavidades de ar. O fantoma é moldado em um torso humano (Fig. 9.1) e é seccionado transversalmente em fatias para inserir filme ou outros dosímetros.
	White et al. (2) desenvolveram extensas receitas para substitutos de tecidos. O método é baseado na adição de agentes de enchimento de partículas de resinas de epóxi para formar uma mistura com propriedades de radiação que se aproxima muito de um tecido particular. As propriedades de radiação mais importantes a este respeito são o coeficiente de atenuação mássica, o coeficiente de absorção de energia mássica, o poder de parada mássica de elétrons e o poder de dispersão angular em relação a um dado tecido. Uma tabela detalhada dos substitutos teciduais e suas propriedades para todos os tecidos do corpo estão incluída em um relatório da Comissão Internacional de Unidades e Medidas de Radiação (3).
	Com base no método anterior, Constantinou et al. (4) projetou um substituto sólido baseado em resina epóxi para água, chamado água sólida. Este material pode ser usado como um simulador de calibração dosimétrica para feixes de fótons e elétrons na faixa de energia da terapia de radiação. Fantomas de água sólidas estão comercialmente disponíveis a partir das medições de radiação, Inc. (Middleton, WI).
9.2. Distribuição da Dose na Profundida
Como o feixe incide em um paciente (ou um fantoma), a dose absorvida no paciente varia com a profundidade. Essa variação depende de muitas condições: energia do feixe, profundidade, tamanho do campo, distância da fonte e sistema de colimação do feixe. Assim, o cálculo da dose em um paciente envolve considerações em relação a esses parâmetros e outros, pois afetam a distribuição da dose na profundidade. Um passo essencial no sistema de cálculo da dose é estabelecer a variação da dose na profundidade ao longo do eixo central do feixe. Um número de quantidades foi definido para este fim, sendo as principais delas a porcentagem de dose na profundidade (5), TARs (6–9), TPRs (10–12) e TMRs (12,13). Essas quantidades são geralmente derivadas de medições feitas em fantomas de água usando pequenas câmaras de ionização. Embora outros sistemas de dosimetria tais como dosímetros termoluminescentes (TLD), diodos e filmes sejam usados ocasionalmente, as câmaras de ionização são preferidas por causa de sua melhor precisão e menor dependência energética.
9.3. Percentagem de Dose na Profundidade
Uma maneira de caracterizar a distribuição da dose no eixo central é normalizar a dose na profundidade em relação à dose em uma profundidade de referência. A percentagem da quantidade (ou simplesmente percentagem) da dose de profundidade pode ser definida como o quociente, expresso em percentagem, da dose absorvida em qualquer profundidade para a dose absorvida a uma profundidade de referência , ao longo do eixo central do feixe (Fig. 9.2). A porcentagem de dose na profundidade é assim
Para ortovoltagem (até cerca de ) e raios X de baixa energia, a profundidade de referência é geralmente a superfície (). Para energias mais altas, a profundidade de referência é geralmente tomada na posição da dose máxima absorvida (), que ocorre em profundidades maiores, dependendo da energia. Como a profundidade da dose absorvida no pico para um determinado feixe de energia também depende do tamanho do campo (devido a uma quantidade variável de contaminação de elétrons incidente na superfície), a profundidade de referência, , deve ser determinada para um tamanho de campo pequeno (por exemplo, ) para minimizar a contaminação por elétrons e manter o mesmo para todos os tamanhos de campo, independentemente de onde a dose de pico real ocorre.
	Na prática clínica, o pico da dose absorvida no eixo central é às vezes chamado de dose máxima, máxima dose, dose determinada ou simplesmente . Portanto,
Vários parâmetros afetam a distribuição da dose na profundidade no eixo central. Estes incluem qualidade ou energia do feixe, profundidade, tamanho e forma do campo, distância da fonte à superfície (SSD) e colimação do feixe. Uma discussão desses parâmetros será agora apresentada.
A. Dependência da Qualidade e na Profundidade do Feixe
A porcentagem de dose na profundidade (além da profundidade da dose máxima) diminui com a profundidade
e aumenta com a energia do feixe. Feixes de maior energia têm maior poder de penetração e, portanto, fornecem uma maior porcentagem de dose a uma dada profundidade (Fig. 9.3). Se os efeitos da lei do inverso do quadrado e do espalhamento não forem considerados, a variação da porcentagem de dose na profundidade com a profundidade é governada aproximadamente pela atenuação exponencial. Assim, a qualidade do feixe afeta a porcentagem de dose na profundidade em virtude do coeficiente de atenuação médio . À medida que o diminui, o feixe torna-se mais penetrante, resultando em uma dose na profundidade mais alta em qualquer profundidade além da região de acumulação.
A.1. Dose Inicia de Buildup
Conforme mostrado na Figura 9.3, a porcentagem de dose na profundidade diminui com a profundidade além da profundidade da dose máxima. No entanto, há um acúmulo inicial de dose que se torna mais e mais pronunciado à medida que a energia é aumentada. No caso da ortovoltagem ou raios X de baixa energia, a dose aumenta até um máximo e muito próximo da superfície. Mas para feixes de energia mais alta, o ponto de dose máxima é mais profundo no tecido ou no fantoma. A região entre a superfície e o ponto de dose máxima é chamada de região de acumulação de dose (buildup).
	O efeito de acumulação da dose dos feixes de energia mais elevada dá origem ao que é clinicamente conhecido como efeito poupador de pele. Para feixes de megavoltagem como o cobalto-60 e energias mais altas, a dose superficial é muito menor que a . Isso oferece uma vantagem distinta sobre os feixes de energia mais baixa para os quais a ocorre na superfície da pele ou muito próximo dela. Assim, no caso dos feixes de fótons de energia mais elevada, doses maiores podem ser administradas em tumores profundamente enraizados sem exceder a tolerância da pele. Isto, evidentemente, é possível por causa da maior PDD no tumor e da menor dose superficial na pele. Este tópico é discutido em maiores detalhes no Capítulo 13.
	A física do acúmulo de dose pode ser explicada da seguinte forma: (a) Quando o feixe de fótons de alta energia entra no paciente ou no fantoma, os elétrons de alta velocidade são ejetados da superfície e das camadas subsequentes. (b) Esses elétrons depositam sua energia até que sejam interrompidos, o que ocorre a uma distância significativa a frente de seu local de origem. (c) Devido a (a) e (b), a fluência de elétrons e, portanto, a dose absorvida aumentam com a profundidade até que atinjam o máximo. No entanto, a fluência de energia dos fótons diminui continuamente com a profundidade e, como resultado, a produção de elétrons também diminui com a profundidade. O efeito líquido é que, além de certa profundidade, a dose começa a diminuir com a profundidade.
	Pode ser instrutivo explicar o fenômeno do acúmulo em termos de dose absorvida e uma quantidade conhecida como kerma (acrônimo de “energia cinética liberada no meio” ou “energia cinética liberada por unidade de massa”). Como discutido no Capítulo 8, o kerma () pode ser definido como “o quociente da pela , onde é a soma das energias cinéticas iniciais de todas as partículas ionizantes carregadas (elétrons) liberadas por partículas ionizantes não carregadas (fótons) em um material de massa ” (14):
Como o kerma representa a energia transferida dos fótons para elétrons diretamente ionizantes, o kerma é máximo na superfície e diminui com a profundidade devido à diminuição na fluência de energia do fóton (Fig. 9.4). A dose absorvida, por outro lado, primeiro aumenta com a profundidade à medida que os elétrons de alta velocidade ejetados em várias profundidades viajam caminho adentro. Como resultado, há um acúmulo eletrônico com profundidade. No entanto, como a dose depende da fluência de elétrons, ela alcança um máximo a uma profundidade aproximadamente igual ao alcance dos elétrons no meio. Além dessa profundidade, a dose diminui à medida que o kerma continua a diminuir, resultando em uma diminuição na produção de elétrons secundários e, consequentemente, em uma redução líquida na fluência de elétrons. Como mostrado na Figura 9.4, a curva do kerma é inicialmente maior que a curva de dose, mas cai abaixo da curva de dose além da região de acúmulo. Esse efeito é explicado pelo fato de que as áreas sob as duas curvas levadas ao infinito devem ser as mesmas.
B. Efeito do Tamanho e Forma do Campo
O tamanho do campo pode ser especificado geometricamente ou dosimetricamente. O tamanho do campo geométrico é definido como “a projeção, em um plano perpendicular ao eixo do feixe, da extremidade distal do colimador, como visto a partir do centro frontal da fonte” (15). Essa definição geralmente corresponde ao campo definido pelo localizador de luz, organizado como se uma fonte pontual de luz estivesse localizada no centro da superfície frontal da fonte de radiação. O tamanho do campo dosimétrico, ou físico, é a distância interceptada por uma dada curva de isodose (geralmente 50% de isodose) em um plano perpendicular ao eixo do feixe a uma distância declarada da fonte.
	Salvo indicação em contrário, o termo tamanho do campo neste livro indicará o tamanho do campo geométrico. Além disso, o tamanho do campo será definido a uma distância predeterminada, como SSD ou a distância da fonte ao eixo de rotação (SAD). O último termo é a distância da fonte ao eixo de rotação do gantry conhecido como isocentro.
	Para um campo suficientemente pequeno pode-se supor que a dose na profundidade em um ponto é causada principalmente pela radiação primária, isto é, os fótons que atravessaram o meio sobrejacente sem interagir. A contribuição dos fótons dispersos para a dose na profundidade, neste caso, é insignificante e pode ser assumida como . Mas à medida que o tamanho do campo é aumentado, a contribuição dos fótons dispersos para a dose absorvida aumenta desde que o volume que pode espalhar a radiação fica maior com o tamanho do campo. Também este aumento na dose dispersa será maior em maiores profundidades.
	O aumento no PDD causado pelo aumento no tamanho do campo depende da qualidade do feixe. Uma vez que a probabilidade de espalhamento ou seção transversal de dispersão diminui com o aumento da energia e os fótons de alta energia são dispersos predominantemente na direção pra frente, a dependência do tamanho do campo da PDD é menos pronunciada para a energia mais alta do que para os de baixa energia.
	Dados da percentagem de dose na profundidade para feixes de terapia de radiação são normalmente tabelados para campos quadrados. Como a maioria dos tratamentos encontrados na prática clínica requer campos retangulares ou de formato irregular (com blocos), é necessário um sistema de equação de campos quadrados para diferentes dimensões e formas de campo. Métodos semiempíricos foram desenvolvidos para relacionar os dados da dose na profundidade do eixo central para campos quadrados, retangulares, circulares e de formato irregular. Embora os métodos gerais (baseados no princípio de Clarkson - a serem discutidos mais adiante neste capítulo) estejam disponíveis, métodos mais simples foram desenvolvidos especificamente para inter-relacionar dados de campo quadrados, retangulares e circulares.
	Day (16) e outros (17,18) mostraram que, para a distribuição da dose na profundidade no eixo central, um campo retangular pode ser aproximado por um quadrado equivalente ou por um círculo equivalente. Dados para quadrados equivalentes, retirados da Associação de Físicos Hospitalares (5), são dados na Tabela 9.2. Por exemplo, considere um campo de . Na Tabela 9.2, o quadrado equivalente é . Assim, os dados da PDD para um campo de (obtidos de tabelas padrão) podem ser aplicados como uma aproximação para um dado campo de .
	Um método simples de regra geral foi desenvolvido por Sterling et al. (19) para equacionar campos retangulares e quadrados. De acordo com essa regra, um campo retangular é equivalente a um campo quadrado se eles tiverem a mesma área / perímetro . Por exemplo, o campo tem um de . O campo quadrado que tem o mesmo é
, um valor muito próximo ao dado na Tabela 9.2.
	As seguintes fórmulas são úteis para o cálculo rápido do parâmetro de campo equivalente. Para campos retangulares,
onde é a largura do campo e é o comprimento do campo. Para campos quadrados, desde ,
onde é o lado do quadrado. Das Equações 9.5 e 9.6, é evidente que o lado de um quadrado equivalente de um campo retangular é . Por exemplo, um campo de tem um de . Seu quadrado equivalente é . Isso está de acordo com o valor de dado na Tabela 9.2.
	Embora o conceito de não seja baseado em princípios físicos sólidos, é amplamente utilizado na prática clínica e foi estendido como um parâmetro de campo para aplicar a outras grandezas como fatores de retroespalhamento (BSFs), TARs e até mesmo ar ou em fantoma. O leitor pode, no entanto, ser advertido contra o uso indiscriminado de . Por exemplo, o parâmetro , como tal, não se aplica a campos circulares ou de formato irregular, embora raios de círculos equivalentes possam ser obtidos pela relação
A equação 9.7 pode ser derivada assumindo que o círculo equivalente é aquele que tem a mesma área que o quadrado equivalente. A validade dessa aproximação foi verificada a partir da tabela de círculos equivalentes dada pela Associação de Físicos Hospitalares (5).
C. Dependência da Distância da Fonte a Superfície
A fluência de fótons emitida por uma fonte pontual de radiação varia inversamente como um quadrado da distância da fonte. Embora a fonte clínica (fonte isotópica ou ponto focal de raios X) para terapia de feixe externo tenha um tamanho finito, a SSD é geralmente escolhida para ser grande de forma que as dimensões da fonte não se tornem importantes em relação à variação da fluência dos fótons com a distância. Em outras palavras, a fonte pode ser considerada como um ponto em SSDs grandes. Assim, a taxa de exposição ou “taxa de dose no espaço livre” (Capítulo 8) de tal fonte varia inversamente com o quadrado da distância. Naturalmente, a dependência da taxa de dose ao inverso do quadrado pressupõe que estamos lidando com um feixe primário, sem dispersão. Em uma dada situação clínica, no entanto, a colimação ou outro material de dispersão no feixe pode causar um desvio da lei do inverso do quadrado.
	A porcentagem de dose na profundidade aumenta com a SSD como resultado da lei do inverso do quadrado. Embora a taxa de dose real em um ponto diminua com o aumento da distância da fonte, o DCP, que é uma dose relativa em relação a um ponto de referência, aumenta com a SSD. Isso é ilustrado na Figura 9.5, na qual a taxa de dose relativa de uma fonte pontual de radiação é representada em função da distância da fonte, seguindo a lei do inverso do quadrado. O gráfico mostra que a queda na taxa de dose entre dois pontos é muito maior em distâncias menores da fonte do que em grandes distâncias. Isso significa que a PDD, que representa a porcentagem de dose na profundidade em relação a um ponto de referência, diminui mais rapidamente perto da fonte do que longe da fonte.
	Na radioterapia clínica, a SSD é um parâmetro importante. Como a PDD determina quanta dose pode ser fornecida em uma profundidade em relação a , a SSD precisa ser o maior possível. No entanto, como a taxa de dose diminui com a distância, a SSD, na prática, é estabelecido a uma distância que fornece um compromisso entre a taxa de dose e o PDD. Para o tratamento de lesões profundas com feixes de megavoltagem, a SSD mínima recomendada é de .
	Tabelas de percentagem de dose na profundidade para uso clínico são geralmente medidas em uma SSD padrão ( para teleterapia de cobalto ou para feixes de linac). Em uma dada situação clínica, no entanto, a SSD configurada em um paciente pode ser diferente da SSD padrão. Por exemplo, SSDs maiores são necessários para técnicas de tratamento que envolvem tamanhos de campo maiores que os disponíveis nas SSDs padrão. Assim, as PDDs de uma SSD padrão devem ser convertidas em aqueles aplicáveis a SSD de um tratamento real. Embora métodos mais precisos estejam disponíveis (a ser discutido mais adiante neste capítulo), discutimos um método aproximado nesta seção: o fator Mayneord (20). Este método é baseado em uma aplicação estrita da lei do inverso do quadrado, sem considerar mudanças no espalhamento, pois a SSD é alterado.
	A Figura 9.6 mostra duas condições de irradiação, que diferem apenas em relação a SSD. Seja a PDD na profundidade para SSD e um tamanho de campo (por exemplo, um campo quadrado de dimensões ). Já que a variação na dose com profundidade é governada por três efeitos - lei do inverso do quadrado, atenuação exponencial e espalhamento
onde é o coeficiente de atenuação linear efetivo para o feixe primário e é uma função que explica a mudança na dose espalhada. Ignorando a mudança no valor de de uma SSD para outra
Dividindo a Equação 9.9 por 9.8, temos
Os termos do lado direito da Equação 9.10 são chamados de fator Mayneord . Portanto,
Pode ser mostrado que o fator é maior que para e menor que para para todas as profundidades . Assim, pode ser reafirmado que o DCP aumenta com o aumento da SSD.
Exemplo:
PDD para um tamanho de campo de , de profundidade e de SSD é de (feixe de 60Co). Encontre o PDD para o mesmo tamanho de campo e profundidade para um SSD de .
Métodos mais precisos que levam em consideração a mudança de espalhamento renderiam um valor próximo a 60,6.
	O método do fator Mayneord funciona razoavelmente bem para campos pequenos, pois o espalhamento é mínimo sob essas condições. No entanto, o método pode dar origem a erros significativos sob condições extremas, como menor consumo de energia, campo grande, grande profundidade e grandes mudanças da SSD. Por exemplo, o erro na dose a uma profundidade de para um campo de e uma SSD de (feixe 60Co) será de cerca de se o DCP for calculado a partir das tabelas SSD de .
	Em geral, o fator Mayneord superestima o aumento da PDD com o aumento da SSD. Por exemplo, para campos grandes e radiação de baixa energia onde a proporção de radiação espalhada é relativamente maior, o fator se aplica com mais precisão. Fatores intermediários entre e também foram usados para certas condições (20).
9.4. Relação Tecido Ar
A razão tecido-ar (TAR) foi introduzida primeiramente por Johns (6) em 1953 e foi originalmente chamada de “relação tumor-ar”. Naquela época, essa quantidade era destinada especificamente para cálculos de terapia de rotação. Na terapia de rotação, a fonte de radiação se move em um círculo ao redor do eixo de rotação, que geralmente é colocado no tumor. Embora a SSD possa variar dependendo da forma do contorno da superfície, a SAD permanece constante.
	Como a PDD depende da SSD (Seção 9.3C), a correção da SSD para a PDD terá que ser aplicada para corrigir a SSD variável - um procedimento que se torna complicado de aplicar rotineiramente na prática clínica. Uma quantidade mais simples - ou seja, TAR - foi definida para remover a dependência da SSD. Desde a sua introdução, o conceito da TAR foi refinado para facilitar os cálculos não apenas para terapia de rotação, mas também para técnicas isocêntricas estacionárias, bem como para campos irregulares.
	A TAR pode ser definida como a razão entre a dose () em um determinado ponto do fantoma para a dose no espaço livre () no mesmo ponto. Isso é ilustrado na Figura 9.7. Para um determinado feixe de qualidade, a TAR depende da profundidade e do tamanho do campo a essa profundidade
O parâmetro de tamanho do campo, , indica o lado de um campo quadrado equivalente projetado na profundidade .
A. Efeito da Distância
Uma das propriedades mais importantes atribuídas a TAR é que ele é independente da distância da fonte. Isso, no entanto, é uma aproximação que geralmente é válida com uma precisão de mais de 2% do alcance das distâncias usadas clinicamente. Esse resultado útil pode ser deduzido da seguinte maneira.
	Como a TAR é a razão entre as duas doses ( e ) no mesmo ponto, a dependência da distância da fluência dos fótons é removida. Assim, a TAR representa a modificação
da dose em um ponto devido apenas à atenuação e dispersão do feixe no fantoma em comparação com a dose no mesmo ponto no minifantoma (ou fantoma de equilíbrio) colocado no ar livre. Como o feixe primário é atenuado exponencialmente com profundidade, a TAR para o feixe primário é apenas uma função da profundidade, não da SSD. O caso da componente de dispersão, no entanto, não é óbvio. No entanto, Johns et al. (21) mostraram que a contribuição da dispersão fracionada para a porcentagem de dose na profundidade é quase independente da divergência do feixe e depende apenas da profundidade e do tamanho do campo nessa profundidade. Portanto, a TAR, que envolve tanto o componente primário quanto a de dispersão da dose na profundidade, é independente da distância da fonte.
B. Variação com a Energia, Profundidade e Tamanho do Campo
A TAR varia com a energia, a profundidade e o tamanho do campo, muito parecido com a PDD. Para os feixes de megavoltagem, a TAR aumenta até a profundidade da dose máxima () e depois diminui com a profundidade mais ou menos exponencialmente. Para um feixe estreito ou um tamanho de campo , no qual a contribuição de espalhamento para a dose é negligenciada, a TAR além da varia aproximadamente de forma exponencial com a profundidade
onde é o coeficiente de atenuação médio do feixe para o fantoma dado. À medida que o tamanho do campo é aumentado, o componente de espalhamento da dose aumenta e a variação da TAR com a profundidade torna-se mais complexa. No entanto, para feixes de megavoltagem de alta energia, para os quais a dispersão é mínima e é direcionada mais ou menos na direção direta, a variação da TAR com profundidade ainda pode ser aproximada por uma função exponencial, desde um coeficiente de atenuação efetivo () para um determinado tamanho de campo é usado.
B.1. Fator de Retroespalhamento
O termo fator de retroespalhamento (BSF) ou fator de espalhamento de pico (PSF) é simplesmente a TAR na profundidade de referência da dose máxima no eixo central do feixe. Pode ser definida como a relação entre a dose no eixo central na profundidade de referência de dose máxima e a dose no mesmo ponto no espaço livre. Matematicamente,
onde é o tamanho do campo na profundidade de referência da dose máxima.
	O BSF, como a TAR, é independente da distância da fonte e depende apenas da qualidade do feixe e do tamanho do campo. A Figura 9.8 mostra o BSFs para feixes de várias qualidades e áreas do campo. Enquanto o BSF aumenta com o tamanho do campo, seu valor máximo ocorre para feixes com uma camada semi redutora (HVL) entre e de Cu, dependendo do tamanho do campo. Assim, para os feixes de ortovoltagem com filtragem usual, o BSF pode ser tão alto quanto 1,5 para tamanhos de campo grandes. Isto equivale a um aumento de 50% na dose perto da superfície em comparação com a dose no espaço livre ou, em termos de exposição, um aumento de 50% na exposição da pele em comparação com a exposição no ar.
	Para feixes de megavoltagem (60Co e energias superiores), o BSF é muito menor. Por exemplo, o BSF para um campo de para o 60Co é de aproximadamente . Isso significa que a será 3,6% maior que a dose no espaço livre. Este aumento na dose é o resultado do espalhamento da radiação atingindo o ponto de dos tecidos subjacentes e sobrejacentes. À medida que a energia do feixe é aumentada, a dispersão é ainda mais reduzida, assim como o BSF. Acima de , a dispersão na profundidade de torna-se insignificantemente pequena e o BSF aproxima-se do seu valor mínimo de uma unidade.
C. Relação entre a Percentagem de Dose na Profundidade e o TAR
A TAR e PDD estão inter-relacionados. A relação pode ser derivada da seguinte maneira: Considerando a Figura 9.9A, deixe TAR () ser TAR no ponto Q para um tamanho de campo na profundidade . Seja o tamanho do campo na superfície, seja a SSD, e a profundidade de referência da dose máxima no ponto P. Seja e as doses no espaço livre nos pontos e , respectivamente (Fig. 9.9B, C). e estão relacionados pela lei do inverso do quadrado.
O parâmetro de tamanho do campo, , indica o lado de um campo quadrado equivalente projetado na profundidade .
Por definição da TAR
e, por definição, a PDD é dado por
temos, das Equações 9.19, 9.20 e 9.21
Das Equações 9.16 e 9.22
C.1. Conversão da Porcentagem de Dose na Profundidade de uma Fonte para a Distância da Superfície de Outra - o Método de Relação Tecido Ar
Na Seção 9.3C, discutimos um método de conversão da PDD de uma SSD para outro. Esse método usava o fator Mayneord , que é derivado apenas de considerações da lei do inverso do quadrado. Um método mais preciso baseia-se na inter-relação entre a PDD e a TAR. Esse método da TAR pode ser derivado da Equação 9.23 da seguinte maneira.
	Suponha que seja a SSD para o qual a PDD é conhecido e é a SSD para o qual a PDD deve ser determinado. Seja o tamanho do campo na superfície e seja a profundidade, para ambos os casos. Referindo-se à Figura 9.6, seja e os tamanhos dos campos projetados na profundidade na Figura 9.6A e B, respectivamente,
Da Equação 9.23
e
Das Equações 9.26 e 9.27, o fator de conversão é dado por
O último termo entre parênteses é o fator Mayneord . Assim, o método TAR corrige o fator Mayneord pela razão da TARs para os campos projetados na profundidade para as duas SSDs. Burns (22) desenvolveu a seguinte equação para converter a PDD de uma SSD para outra
onde é o fator Mayneord dado por
A equação 9.29 baseia-se no conceito de que as TARs são independentes da distância da fonte. A equação de Burns pode ser usada em uma situação em que as TARs não estão disponíveis, mas, em vez disso, uma tabela de PDD está disponível em uma SSD padrão junto com os BSFs para vários tamanhos de campo.
	Como mencionado anteriormente, para raios X de alta energia, isto é, acima de , a variação da PDD com tamanho de campo é pequena e o retroespalhamento é insignificante. As equações 9.28 e 9.29 simplificam então o uso do fator Mayneord .
D. Exemplos Práticos
Nesta seção, apresentaremos exemplos de cálculos de tratamento típicos usando os conceitos de PDD, BSF e TAR. Embora um sistema mais geral de cálculos dosimétricos seja apresentado no próximo capítulo, esses exemplos são apresentados aqui para ilustrar os conceitos apresentados até o momento.
Exemplo 2
Um paciente deve ser tratado com um feixe de ortovoltagem com uma HVL de de Cu. Supondo que a máquina seja calibrada em termos de taxa de exposição no ar, encontre o tempo necessário para fornecer a de profundidade, dados os seguintes dados: taxa de exposição a , tamanho do campo , SSD , PDD = , BSF = e [confira estes dados na referência (5)].
Exemplo 3
Um paciente deve ser tratado com radiação de 60Co. Supondo que a máquina seja calibrada no ar em termos da taxa de dose no espaço livre, encontre o tempo de tratamento para fornecer a uma profundidade de , dados os seguintes dados: taxa de dose no espaço livre a para um tamanho de campo de , SSD , PDD = e BSF .
Exemplo 4
Determine o tempo necessário para fornecer com um feixe de raios do 60Co no isocentro (um ponto de intersecção entre o eixo do colimador e o eixo de rotação do gantry), que é colocado a uma profundidade de de um paciente, dados os seguintes dados: SAD = , tamanho do campo = (no isocentro), taxa de dose no espaço livre na SAD para este campo , e TAR.
E. Cálculo de Dose na Terapia de Rotação
O conceito das TARs é mais útil para cálculos envolvendo técnicas isocêntricas de irradiação. A rotação ou terapia por arco é um tipo de irradiação isocêntrica em que a fonte se move continuamente em torno do eixo de rotação.
	O cálculo da dose na profundidade na terapia de rotação envolve a determinação da média da TAR no isocentro. O contorno do paciente é desenhado em um plano contendo o eixo de rotação. O isocentro é então colocado dentro do contorno (geralmente no meio do tumor ou alguns centímetros além dele) e os raios são desenhados a partir deste ponto em intervalos angulares selecionados (por exemplo, ) (Fig. 9.10). Cada
raio representa uma profundidade para a qual a TAR pode ser obtido a partir da tabela de TAR, para a energia de feixe especificada e o tamanho do campo definido no isocentro. As TARs são então somadas e calculadas para determinar a , conforme ilustrado na Tabela 9.3.
Exemplo 5
Para os dados apresentados na Tabela 9.3, determine o tempo de tratamento para fornecer no centro de rotação, dados os seguintes dados: taxa de dose no o espaço livre para o campo na SAD é de . 
9.5. Relação de Espalhamento-Ar
As SARs são usadas para o cálculo da dose espalhada no meio. O cálculo da dose primária e espalhada, separadas é particularmente útil na dosimetria de campos irregulares.
	A SAR pode ser definida como a relação entre a dose espalhada em um determinado ponto no fantoma e a dose no espaço livre no mesmo ponto. A SAR, como a TAR, é independente da SSD, mas depende da energia do feixe, da profundidade e do tamanho do campo.
	Dado que a dose espalhada num ponto no simulador é igual à dose total menos a dose primária nesse ponto, a SAR é dada matematicamente pela diferença entre a TAR para o dado campo e a TAR para o campo 
Aqui a TAR () representa o componente primário do feixe.
	Como as SARs são usadas principalmente no cálculo de espalhamento em um campo de qualquer forma, as SARs são tabeladas como funções da profundidade e do raio de um campo circular nessa profundidade. Além disso, como os dados da SAR são derivados dos dados da TAR para campos retangulares ou quadrados, os raios de círculos equivalentes podem ser obtidos da tabela na referência (5) ou pela Equação 9.7.
A. Cálculo da Dose em Campos Irregulares – Métodos de Clarkson 
Qualquer campo diferente do campo retangular, quadrado ou circular pode ser denominado irregular. Campos irregulares são encontrados na terapia de radiação quando as estruturas sensíveis à radiação são protegidas do feixe primário ou quando o campo se estende além do contorno do corpo do paciente de forma irregular. Exemplos de tais campos são os campos de cobertura em Y e invertidos utilizados para o tratamento da doença de Hodgkin. Como os dados básicos (PDD, TARs ou TMRs - a serem discutidos posteriormente) estão disponíveis geralmente para campos retangulares, são necessários métodos para usar esses dados para casos gerais de campos de formato irregular. Um desses métodos, originalmente proposto por Clarkson (23) e posteriormente desenvolvido por Cunningham (24,25), provou ser o mais geral em sua aplicação.
	O método de Clarkson baseia-se no princípio de que o componente espalhado da dose na profundidade, que depende do tamanho e da forma do campo, pode ser calculado separadamente do componente primário, que é independente do tamanho e da forma do campo. Uma quantidade especial, SAR, é usada para calcular a dose espalhada. Esse método foi discutido em detalhes na literatura (26,27) e apenas uma breve discussão será apresentada aqui.
Vamos considerar um campo de formato irregular, conforme mostrado na Figura 9.11. Suponha que esta seção transversal do campo esteja na profundidade e perpendicular ao eixo do feixe. Seja Q o ponto de cálculo no plano da seção transversal do campo. Os raios são extraídos de Q para dividir o campo em setores elementares. Cada setor é caracterizado por seu raio e pode ser considerado como parte de um campo circular desse raio. Se supormos que o ângulo do setor é de , então a contribuição de espalhamento deste setor será de daquela contribuição de um campo circular desse raio e centrada em Q. Assim, a contribuição de espalhamento de todo os setores podem ser calculados e somados considerando-se que cada setor faz parte de seu próprio círculo, cuja SAR já é conhecida e tabelada.
	Utilizando uma tabela SAR para campos circulares, os valores da SAR para os setores são calculados e somados para fornecer a SAR média () para o campo irregular no ponto Q. Para setores que passam por uma área com blocos, a SAR líquida é determinada subtraindo a contribuição de espalhamento pela parte com blocos do setor. Por exemplo, onde . A calculada é convertida em média pela equação
onde TAR é a relação tecido-ar para o campo ; isso é
onde é o coeficiente de atenuação linear médio para o feixe e é a profundidade do ponto Q.
	A porcentagem de dose na profundidade em Q pode ser calculada em relação a no eixo central usando a Equação 9.23:
onde BSF é o fator de retroespalhamento para o campo irregular e pode ser calculado pelo método de Clarkson. Isto envolve a determinação da TAR na profundidade no eixo central, usando o contorno do campo ou raios projetados na profundidade .
	Na prática clínica, geralmente são necessárias correções adicionais, como a variação da SSD dentro do campo e o perfil do feixe principal. Os detalhes dessas correções serão discutidos no próximo capítulo.
10. Um Sistema de Cálculos Dosimétricos
Vários métodos estão disponíveis para calcular a dose absorvida em um paciente. Dois desses métodos usando porcentagem de dose na profundidade (PDDs) e relações tecido-ar (TARs) foram discutidos no Capítulo 9. No entanto, existem algumas limitações a esses métodos. Por exemplo, a dependência da PDD na distância da fonte à superfície (SSD) torna essa quantidade inadequada para técnicas isocêntricas. Embora as TARs e as relações de espalhamento ar (SARs) eliminem esse problema, sua aplicação a feixes de energia superiores aos do 60Co foi seriamente questionada (1–3), já que exigem a medição da dose no espaço livre. À medida que a energia do feixe aumenta, o tamanho da tampa de acumulação da câmara para medições no ar tem que ser aumentado e torna-se cada vez mais difícil calcular a dose no espaço livre a partir de tais medições. Além disso, o material da tampa de acúmulo é geralmente diferente do material do objeto fantoma e isso introduz um viés ou incerteza nas medições da TAR.
	Para superar as limitações da TAR, Karzmark et al. (1) introduziu o conceito da relação tecido-fantoma (TPR). Essa quantidade mantém as propriedades da TAR, mas limita as medidas ao fantoma em vez do ar. Alguns anos depois, Holt et al. (4) introduziram outra quantidade, relação tecido-máximo (TMR), que também limita as medidas ao fantoma.
	Neste capítulo, descrevemos um sistema dosimétrico baseado nos conceitos de TPR e TMR. Este sistema foi originalmente desenvolvido por Khan et al. (5) para o cálculo de dose e de unidades monitora para qualquer feixe de energia, tamanho de campo e profundidade.
10.1. Parâmetros de Cálculo da Dose
A dose para um ponto num meio pode ser analisado em componentes primários e espalhado. A dose primária é contribuída pelos fótons primários ou originais emitidos da fonte e a dose dispersa é o resultado dos fótons dispersos. A dose dispersa pode ainda ser separada em componentes de colimador e fantoma, porque os dois podem ser variados independentemente (por exemplo, por uso de blocos). Por exemplo, o uso de blocos em uma parte do campo não altera significativamente a saída incidente ou a fluência da energia dos fótons na parte aberta do feixe (6,7), mas pode reduzir significativamente a dispersão do fantoma, dependendo da extensão do bloco.
	A análise acima apresenta uma dificuldade prática, ou seja, a determinação da dose primária em um fantoma que exclui tanto o colimador quanto a dispersão do fantoma. No entanto, para feixes de fótons de megavoltagem, pode-se, como uma aproximação razoável, considerar a dispersão do colimador como parte do feixe primário de modo que a dispersão do fantoma possa ser calculada separadamente. Portanto, definimos uma dose primária eficaz como a dose devido aos fótons primários, bem como aqueles dispersos do sistema de colimação. A dose primária eficaz em um fantoma pode ser considerada como a dose na profundidade menos a dispersão do fantoma. Alternativamente, a dose primária eficaz pode ser definida como a dose esperada no campo quando o volume de espalhamento é reduzido a zero enquanto mantém constante a constante do colimador.
	A representação da dose primária em
um fantoma pela dose em um campo apresenta problemas práticos devido à falta de equilíbrio eletrônico lateral. Consequentemente, isso faz com que a medição direta da dose primária seja impossível. Essa questão tem sido discutida e debatida na literatura (8,9), mas soluções práticas ainda não estão de acordo. Sistemas que usam o transporte de elétrons no cálculo de componentes primários e dispersos da dose seriam apropriados, mas ainda não estão totalmente desenvolvidos e implementados para cálculos de rotina. Até então, o conceito de um campo para representar a dose primária com a suposição implícita de que o equilíbrio eletrônico lateral existe em todos os pontos continuará a ser usado para dosimetria de rotina.
	Não obstante a fraqueza da suposição acima, a dose primária em um simulador é geralmente representada pela dose em um campo hipotético de que é obtido pela extrapolação da dose na profundidade versus dados de tamanho de campo. Na prática, essa extrapolação é feita em um tamanho de campo grande o suficiente para fornecer equilíbrio eletrônico lateral (por exemplo, ou para a maioria das energias). A curva extrapolada é então estendida para o tamanho de campo .
A. Fator de Espalhamento do Colimador (Relação da Saída no Ar)
A saída do feixe (taxa de exposição, taxa de dose no espaço livre ou taxa de fluência de energia) medida no ar depende do tamanho do campo. À medida que o tamanho do campo é aumentado, a saída aumenta devido à maior dispersão do colimador, que é adicionado ao feixe principal.
	O fator de dispersão de colimador () também é chamado de razão de saída no ar (10) e pode ser definido como a razão entre a saída no ar de um determinado campo e a de um campo de referência (por exemplo, ). pode ser medido com uma câmara de ionização com uma tampa de acúmulo de um tamanho grande o suficiente para fornecer acúmulo máximo da dose para o feixe de energia fornecido. A configuração de medição é mostrada na Figura 10.1A. As leituras de ionização são representadas em função do tamanho do campo [lado do quadrado equivalente ou área / perímetro ()] e os valores são normalizados para o campo de referência (por exemplo, ).
	Na medição do , o campo deve cobrir completamente a tampa de acúmulo (sem efeitos de penumbra) para todos os tamanhos de campo, as medidas devem refletir as fluências relativas de energia dos fótons. Uma margem lateral de pelo menos entre a borda do campo e a camada de acúmulo é considerada adequada.
	Para feixes de fótons de alta energia, o tamanho necessário da tampa de acúmulo pode se tornar muito grande para ser capaz de medir para tamanhos de campo pequenos. Para esses casos, van Gasteren et al. (11) propuseram o uso de um fantoma cilíndrico coaxial estreito (por exemplo, de diâmetro) ou “minifantoma”, com uma profundidade de medição suficientemente além do para evitar elétrons contaminantes (por exemplo, ). Um diagrama de um minifantoma é exibido na Figura 10.2. O uso de minifantomas para medições é recomendado pelo relatório AAPM TG-74 (10).
	Normalmente, os fatores de dispersão do colimador são medidos com a câmara na distância da fonte ao isocentro (SAD). No entanto, para campos pequenos, pode-se fazer as medições de saída (incluindo as do campo de referência) a distâncias maiores que a SAD, de modo que o menor campo cubra a tampa de acúmulo ou minifantoma com uma margem adequada. Os tamanhos dos campos nessas medições são todos definidos na SAD.
B. Fator de Espalhando do Fantoma
O fator de espalhamento fantoma () leva em conta a mudança na radiação de espalhamento originada no objeto fantoma em uma profundidade de referência à medida que o tamanho do campo é alterado. pode ser definido como a razão da taxa de dose (ou dose por unidade monitora (UM)) para um dado campo em uma profundidade de referência para a taxa de dose no mesmo ponto e profundidade para o campo de referência (por exemplo, ), com a mesma abertura do colimador (ou seja, mesma fluência de energia incidente). Nesta definição, deve-se notar que está relacionado às mudanças no volume do espectro irradiado para uma abertura fixa do colimador. Assim, pode-se determinar usando uma incidência de campo grande em fantomas de diferentes tamanhos de seção transversal.
	Para feixes de fótons, para que os fatores de retroespalhamento possam ser medidos com precisão (por exemplo, até cobalto-60), o fator de na profundidade de referência de dose máxima pode ser simplesmente definida como a razão do fator de retroespalhamento (BSF) [também chamado de fator de espalhamento pico (PSF)] para o campo dado ao campo de referência (ver Apêndice, Seção A). Matematicamente, para tais raios:
em que é o lado do campo quadrado equivalente e é o lado do campo de referência (por exemplo, ²).
	Um método mais prático de medir , que pode ser usado para todas as energias do feixe, consiste na determinação indireta da seguinte equação (para derivação, ver Apêndice, Seção A):
onde é o fator de dispersão total definido como a taxa de dose (ou dose por UM) em uma profundidade de referência para um dado tamanho de campo dividido pela taxa de dose no mesmo ponto e profundidade para o campo de referência (por exemplo , ) (Fig. 10.1B). Assim, contém tanto o espalhamento do colimador quanto o do fantoma e quando dividido pelo produz .
C. Relação Tecido Fantoma e Relação Tecido Máximo
A TPR é definido como a relação entre a taxa de dose em uma determinada profundidade no ponto escolhido e a taxa de dose na mesma distância do ponto de origem, mas em uma profundidade de referência. Isso é ilustrado na Figura 10.3. A quantidade correspondente para o cálculo da dose dispersa é chamada de relação espalhamento fantoma (SPR), que é análoga em uso para a SAR discutida no capítulo anterior. Detalhes dos conceitos de TPR e SPR e suas propriedades têm sido discutidos na literatura (1,3,5).
	A TPR é uma função geral que pode ser normalizada para qualquer profundidade de referência (por exemplo, profundidade de referência de dose máxima ou de profundidade). Embora não haja concordância geral quanto à profundidade de referência a ser utilizada para essa quantidade, o ponto central do eixo tem uma simplicidade que é muito desejável nos cálculos das doses. Se é adotado como uma profundidade de referência fixa, a quantidade da TPR dá origem à TMR. Assim, a TMR é, portanto, um caso especial da TPR e pode ser definida como a razão entre a taxa de dose em um dado ponto do espectro e a taxa de dose na mesma distância do ponto desejado e na profundidade de referência da dose máxima (Fig. 10.3 ).
	Para os feixes de fótons de megavoltagem, verificou-se que a profundidade da dose máxima depende do tamanho do campo (12,13), bem como da SSD (14,15). Esta dependência surge devido à mudança na contaminação de elétrons na superfície como uma função do tamanho do campo e da SSD. Para que as funções calculadas sejam independentes da contaminação de elétrons incidente, elas não devem ser normalizadas para dosagem na região de acumulação. Em outras palavras, a profundidade de referência de normalização deve ser maior que o alcance dos elétrons contaminantes.
	Como a contaminação por elétrons aumenta com o tamanho do campo e diminui com a SSD, a profundidade da dose máxima () tende a diminuir com o tamanho do campo (12) e aumenta com a SSD (14,15). Portanto, se for escolhido para ser a profundidade de referência para todos os tamanhos de campo e SSDs, deve ser aquele para o menor campo necessário para o equilíbrio eletrônico lateral (por exemplo, ) e uma SSD grande ( ou maior). Sob essas condições, a contaminação por elétrons é mínima e a dose em se aproxima daquela para um feixe de fótons puro. Alternativamente, pode-se traçar como uma função da profundidade para encontrar (15). Isso elimina a dependência da SSD. A referência pode então ser obtida plotando-se em função do tamanho do campo (até ) e extrapolando o tamanho do campo para .
	A profundidade de referência da dose máxima () conforme determinado acima deve ser mantida para
todos os tamanhos de campo e todas as grandezas dosimétricas relevantes (por exemplo, PDDs, TMRs, fatores e a profundidade na qual a dose por UM é definida para a calibração do acelerador) deve ser normalizado para esta profundidade.
	Para as TPRs, denotamos a profundidade de referência por . Se for escolhido para ser , o formalismo para cálculos da dose com base nas TPRs também deve garantir que todas as quantidades dosimétricas relevantes (por exemplo, TPRs, PDDs, fatores e a dose de calibração/UM) sejam normalizadas para a mesma profundidade de referência.
C.1. Relação entre a Relação Tecido Máximo e a Porcentagem de Dose na Profundidade
Para TMRs, assume-se que a contribuição de espalhamento fracionada para a dose na profundidade em um ponto é independente da divergência do feixe e depende apenas do tamanho do campo no ponto e da profundidade do tecido sobrejacente. Isto foi mostrado para ser essencialmente verdade por Johns e outros. (16). Esse princípio, que também é subjacente a TAR e a TPR, torna todas essas funções praticamente independentes da SSD. Assim, uma única tabela de TMRs pode ser usada para todas as SSDs para cada qualidade de radiação.
	A Figura 10.4 mostra dados da TMR para feixes de raios X de como exemplo. A curva para o tamanho do campo mostra a queda mais acentuada com profundidade e é causada inteiramente pelo feixe principal. Para os feixes de megavoltagem, a atenuação do feixe primário pode ser representada aproximadamente por
onde é o coeficiente de atenuação linear efetivo e é a profundidade de referência da dose máxima. pode ser determinado a partir dos dados da TMR, plotando como uma função do tamanho do campo (lado do quadrado equivalente) e extrapolando-o de volta para o campo .
	A TMR e a porcentagem de dose na profundidade P estão inter-relacionadas pela seguinte equação (ver Apêndice, Seção B, para derivação):
onde é a porcentagem de dose na profundidade, é a profundidade, é a profundidade de referência da dose máxima, é o tamanho do campo na superfície, , e . Na Equação (10.4), a porcentagem de dose é normalizada para a dose na profundidade de referência , de modo que para todos os tamanhos de campo e SSDs.
	Embora as TMRs possam ser medidas diretamente, elas também podem ser calculadas a partir das porcentagens de dose na profundidade, como mostra a Equação 10.4. Para 60Co, as Equações 10.2 e 10.4 podem ser usadas para calcular TMRs. Além disso, as TMRs podem ser derivados dos dados da TAR nos casos, como o 60Co, onde as TARs são conhecidos com precisão:
C.2. Relação entre a Relação Tecido Fantoma e a Porcentagem de Dose na Profundidade
A Equação 10.4 para TMR pode ser generalizada para TPR para qualquer profundidade de referência (por exemplo, ):
onde é a profundidade de referência, é a porcentagem de dose normalizada na profundidade e . As porcentagens de doses na profundidade normalizadas podem ser obtidas a partir das porcentagens de doses na profundidade regulares (que são normalizadas para uma profundidade de referência de dose máxima, ) usando a seguinte equação:
D. Relação entre Espalhamento Fantoma e Espalhamento Máximo
SPR e SMR, como o SAR, são quantidades projetadas especificamente para o cálculo da dose espalhada em um meio. Matematicamente,
Para derivação das equações acima, veja Apêndice, Seção C.
	Das Equações 10.1, 10.5 e 10.8, pode ser mostrado que, para raios do 60Co, as SMRs são aproximadamente as mesmas que SARs. No entanto, para energias mais altas, as SMRs devem ser calculadas a partir da TMRs usando a Equação 10.8.
	Outra relação interessante pode ser obtida na profundidade de referência da dose máxima (). Como a TMR na profundidade é uma unidade por definição, a Equação 10.8 para essa profundidade reduz para
Da mesma forma, como a TPR na profundidade é uma unidade, a Equação 10.9 para essa profundidade reduz para
10.2. Formalismo para o Cálculo das Unidades Monitoras
Instituições de radioterapia variam em suas técnicas de tratamento e práticas de calibração. Por exemplo, alguns dependem exclusivamente das técnicas do tipo SAD (isocêntrico), enquanto outros usam as técnicas do tipo SSD e SAD. Assim, as calibrações da máquina são realizadas em um simulador de água a uma profundidade de referência para a SSD padrão (calibração do tipo SSD) ou no isocentro (calibração do tipo SAD). Embora a maioria das instituições atualmente use uma profundidade de referência de dose máxima para quantidades dosimétricas usadas em cálculos de UM, alguns preferem de profundidade como a profundidade de referência. Além disso, os campos clínicos, embora basicamente retangulares ou quadrados, são mais frequentemente moldados para proteger regiões críticas ou normais do corpo. Assim, um sistema de cálculo deve ser geralmente aplicável às práticas acima, com precisão aceitável e simplicidade para uso rotineiro.
A. Equação Geral
As seguintes equações gerais abrangem a maioria das situações clínicas envolvendo cálculos da unidade monitoras, UM (na sigla em inglês MU).
Para campos isocêntricos,
Para campos não isocêntricos,
As equações da UM acima assumem que:
· A dose de calibração por UM, , é especificada na distância do ponto de calibração da fonte, SCD, para o tamanho do campo de referência e na profundidade de referência.
· para e é o mesmo que para a respectiva quantidade dosimétrica (TPR, TMR, PDD ou PDDN) em conjunto com a qual eles são usados.
· Fator de bandeja, , é um fator de transmissão para a bandeja de blocos, independente do tamanho e profundidade do campo.
· A lei do inverso do quadrado é válida para a mudança na fluência de energia dos fótons no ar em função da distância da fonte.
Exemplos para o cálculo da UM:
Exemplo 1
Um acelerador linear de é calibrado para fornecer por UM na água a uma profundidade de referência de dose máxima de , SSD de e tamanho de campo de . Determine os valores da UM para fornecer a um paciente em uma SSD de , profundidade de e tamanho de campo de , dado , e . Da Equação 10.14,
Um formulário para cálculos de tratamento é mostrado na Figura 10.5 com os cálculos acima preenchidos.
Exemplo 2
Determine as UMs para as condições de tratamento dadas no Exemplo 1 acima, exceto que o tratamento SSD é de , dado e a porcentagem de dose na profundidade para a nova SSD é de .
Da Equação 10.14,
Exemplo 3
Uma dose no tumor de deve ser administrada no isocentro (), que está localizado a uma profundidade de , dado um feixe de raios X de , tamanho do campo no isocentro , , , calibrou-se a máquina de , e . Usando a Equação 10.13,
Exemplo 4
Calcule os valores da UM para o caso no Exemplo 3, se a unidade estiver calibrada fora do isocêntrico (isto é, ).
Da Equação 10.13,
B. Cálculos para o Cobalto-60
O sistema de cálculo acima é suficientemente geral para ser aplicado a qualquer gerador de radiação, incluindo 60Co. Neste último caso, a máquina pode ser calibrada no ar ou no fantoma, desde que esteja disponível a seguinte informação: (a) taxa de dose na simulação na profundidade da dose máxima para um campo de referência e SSD padrão ; (b) ; (c) ; (d) porcentagem de doses na profundidade; e (e) valores de TMR. Se forem usados dados de percentagem de dose na profundidade para 60Co, então os e TMRs podem ser obtidos usando as Equações 10.1 e 10.5. Além disso, a SSD usada nestes cálculos deve ser confinada a um intervalo para o qual a saída no ar obedece a uma lei do inverso do quadrado para uma abertura constante do colimador.
	Um formulário para cálculos do cobalto é apresentado na Figura 10.6.
Exemplo 5
Uma dose no tumor de deve ser administrada a uma profundidade de , usando um tamanho de campo de , de SSD e aparadores de penumbra para cima. A unidade é calibrada para fornecer em um fantoma a uma profundidade de para um campo de com aparadores para cima e SSD . Determine o tempo de irradiação, dado , , e .
A Equação 10.14, quando aplicada à teleterapia de cobalto, torna-se
onde é a taxa de dose sob condições de referência de calibração ; campo definido
por colimador ou ; tamanho do campo na superfície ; ; ; SCD 
	Substituindo determinados valores na equação acima, obtemos
C. Campos Irregulares
A dosimetria de campos irregulares usando TMRs e SMRs (ou TPRs e SPRs) é análoga ao método usando TARs e SARs (Seção 9.5). Como a fundamentação matemática do método foi discutida em detalhes na literatura (5), apenas um breve esboço será apresentado aqui para ilustrar o procedimento.
	Um campo irregular na profundidade pode ser dividido em setores elementares com raios provenientes do ponto Q do cálculo (Fig. 9.10). Uma integração do tipo Clarkson (Capítulo 9) pode ser executada para fornecer a relação média de espalhamento do fantoma do campo irregular :
onde é o raio do iésimo setor na profundidade e é o número total de setores (, onde é o ângulo setorial).
	A calculada é então convertida em usando a Equação 10.9:
onde é o médio para o campo irregular e é o para o campo .
	A equação acima é estritamente válida somente para pontos ao longo do eixo central de um feixe que normalmente é incidente em um espectro infinito com superfície plana. Para pontos fora do eixo em um feixe com perfil de dose primária não uniforme, deve-se escrever
onde é a principal razão fora do eixo representando a dose primária no ponto Q localizado na distância fora do eixo em relação à dose primária no eixo central.
	A versão TMR da Equação (10.18) é como abaixo:
A pode ser convertida em porcentagem de dose na profundidade usando a Equação 10.4:
Das Equações 10.10 e 10.20, obtemos a expressão final:
C.1. Fonte para Variação da Distância da Superfície Dentro do Campo
A porcentagem de dose na profundidade Q é normalizada em relação a no eixo central na profundidade . Seja a SSD ao longo do eixo central, seja a distância entre as aberturas verticais (isto é, “fenda” entre a superfície da pele sobre Q e o plano SSD), e seja a profundidade de Q da superfície da pele. A porcentagem de dose na profundidade é então dada por
O sinal de deve ser definido como positivo ou negativo, dependendo se a SSD sobre Q for maior ou menor que a SSD do eixo central.
C.2. Programa Computacional
Um algoritmo de computador que incorpora o princípio de Clarkson e SARs foi desenvolvido por Cunningham et al. (17) no Princess Margaret Hospital, em Toronto, e publicado em 1970. Outro programa, baseado no mesmo princípio, foi desenvolvido por Khan et al. (18) na Universidade de Minnesota. Foi originalmente escrito para o computador CDC-3300 usando SARs e posteriormente reescrito para os computadores Artronix PC-12 e PDP 11/34. As últimas versões usam SMRs em vez de SARs.
	Embora os tradicionais programas IRREG para cálculos 2D tenham sido substituídos pelos atuais algoritmos 3D baseados em CT, eles são brevemente revisados aqui para ilustrar os princípios básicos da dosimetria de campo irregular. Esses métodos ainda podem ser usados para verificar os cálculos do computador manualmente, se necessário.
	No programa descrito por Khan et al. (18), os seguintes dados são permanentemente armazenados neste computador: (a) uma tabela de SMRs como funções de raios de campos circulares e (b) as principais razões fora do eixo, , extraídas dos perfis de dose na profundidades selecionadas. Esses dados são então armazenados na forma de uma tabela de POARs como uma função de , onde é a distância lateral de um ponto a partir do eixo central e é a distância ao longo da mesma linha até a borda geométrica do feixe. Campos geralmente grandes são usados para essas medições.
	Os seguintes dados são fornecidos para um paciente em particular:
1. Pontos de contorno: o contorno do campo irregular pode ser desenhado a partir do portal filme (campo) com blocos reais ou marcadores no local para definir o campo. O contorno do campo é então digitalizado e as coordenadas são armazenadas no computador.
2. As coordenadas (x, y) dos pontos de cálculo também são inseridas, incluindo o ponto de referência, geralmente no eixo central, contra o qual as porcentagens de doses na profundidade são calculadas.
3. Medições do paciente: a espessura do paciente em vários pontos de interesse, as SSDs e a distância da fonte até o filme são medidos e registrados como mostrado na Figura 10.7 para um campo de cobertura como exemplo.
A Figura 10.8 mostra uma tabela diária calculada pelo computador para um campo típico de cobertura. Tal tabela é usada na programação de tratamentos para que a dose para várias regiões do campo possa ser ajustada. As áreas que recebem a dose prescrita após um certo número de tratamentos são protegidas para as sessões restantes.
D. Campos Assimétricos
Os aceleradores lineares modernos são equipados com colimadores de raios X que podem ser movidos independentemente para permitir campos assimétricos com centros de campo posicionados longe do verdadeiro eixo central do feixe. Por exemplo, um colimador independente pode ser movido para bloquear metade do campo ao longo do eixo central para eliminar a divergência do feixe. Esse recurso é útil para combinar campos adjacentes. Embora essa função também possa ser executada por divisores de feixe ou blocos secundário em uma bandeja de sombra, um recurso de colimadores independentes reduz o tempo de preparação e evita que o terapeuta manipule blocos pesados.
	O efeito da colimação do feixe assimétrico na distribuição da dose tem sido discutido na literatura (19,20). Quando um campo é colimado de forma assimétrica, é necessário levar em conta as alterações na dispersão do colimador, dispersão do fantoma e qualidade do feixe fora do eixo. O último efeito surge como consequência do uso de filtros de achatamento do feixe (mais grossos no meio e mais finos nas bordas), o que resulta em maior endurecimento do feixe próximo ao eixo central em comparação com a periferia do feixe (21,22).
	Um formalismo de cálculo de dose para campos assimétricos foi desenvolvido e é descrito abaixo.
	Para um ponto no centro de um campo assimétrico e uma distância lateral afastada do eixo central do feixe, o fator de dispersão do colimador pode ser aproximado para um campo simétrico da mesma abertura do colimador como aquele de um dado campo assimétrico. Em outras palavras, o dependerá da abertura real do colimador, ignorando pequenas mudanças na fluência do fóton espalhado que podem resultar devido à mudança no ângulo dos colimadores assimétrico em relação ao feixe. Essa aproximação é razoável, desde que o ponto de cálculo da dose esteja localizado centralmente, ou seja, longe das bordas do campo.
	O espalhamento do fantoma também pode ser considerado o mesmo para um campo assimétrico como para um campo simétrico da mesma dimensão e forma, desde que o ponto de cálculo esteja localizado longe das bordas do campo para evitar efeitos de penumbra.
	A distribuição primária da dose mostrou variar com a distância lateral em relação ao eixo central devido à mudança na qualidade do feixe, como mencionado anteriormente. Portanto, a distribuição da porcentagem de dose na profundidade, TPR ou TMR ao longo do raio central de um campo assimétrico não é a mesma que ao longo do eixo central de um campo simétrico do mesmo tamanho e forma. Além disso, a fluência do feixe primário incidente nos pontos fora do eixo varia em função da distância do eixo central, dependendo do projeto do filtro de achatamento. Esses efeitos não são enfatizados na dosimetria dos campos simétricos, porque as doses-alvo são geralmente especificadas no eixo central do feixe e as distribuições de dose do eixo são vistas a partir das curvas de isodose. Em campos assimétricos, no entanto, o alvo ou o ponto de interesse não se encontra no eixo central do feixe; portanto, uma correção de dose fora do eixo pode ser necessária no cálculo da dose-alvo. Essa correção dependerá da profundidade e da distância do eixo central do ponto de interesse.
	Como a planicidade do feixe está dentro dos 80% centrais do tamanho máximo do campo é especificada dentro de ± 3% a uma profundidade de , ignorar a correção da dose fora do eixo em
campos assimétricos introduzirá erros dessa magnitude nessas condições. Assim, a correção da dose fora do eixo seguirá mudanças na planicidade do feixe primário em função da profundidade e distância do eixo central.
	Equações gerais para cálculos da UM na Seção 10.2A podem ser usadas para campos assimétricos contanto que o fator seja a principal razão fora do eixo, , ou seja, razão da dose primária fora do eixo aponta para a dose primária no eixo central na mesma profundidade para um campo aberto simetricamente amplo. Os podem ser extraídos dos perfis de dose na profundidade do maior campo disponível, subtraindo o espalhamento. Um método direto consiste em medir perfis de dose transmitida através de diferentes espessuras de um absorvedor sob condições de “boa geometria” (um feixe estreito e um detector grande para absorver a distância) (23). Outro método direto, mas aproximado, é medir os perfis em função da profundidade de um campo estreito e alongado (por exemplo, ). Como o perfil de dose primária é criado pelo filtro de achatamento, que possui uma simetria radial, os dados podem ser tabelados em função da profundidade e da distância radial do eixo central.
10.3. Outros Métodos Práticos de Cálculos de Dose na Profundidade
A. Aproximação de Campos Irregulares
A técnica de Clarkson é um método geral de calcular a distribuição de dose na profundidade em um campo de formato irregular, mas não é prático para cálculos manuais de rotina. Mesmo quando computadorizado, é demorado, uma vez que uma quantidade considerável de dados de entrada é exigida pelo programa de computador. No entanto, com exceção da cobertura, Y invertido e alguns outros campos complexos, cálculos razoavelmente precisos podem ser feitos para a maioria dos campos com blocos usando um método aproximado (18), a ser discutido.
	A Figura 10.9 mostra vários campos com blocos encontrados na radioterapia. Os retângulos aproximados podem ser desenhados contendo o ponto de cálculo para incluir a maior parte da área irradiada ao redor do ponto e excluir apenas as áreas remotas ao ponto. Ao fazer isso, uma área com blocos pode ser incluída no retângulo, desde que essa área seja pequena e esteja localizada remotamente em relação a esse ponto. O retângulo assim formado pode ser chamado de campo efetivo, enquanto o campo sem blocos, definido pelo colimador, pode ser chamado de campo de colimador.
	Uma vez determinado o campo efetivo, pode-se prosseguir com os cálculos usuais, conforme discutido na Seção 10.2. No entanto, é importante lembrar que para blocos personalizados, enquanto o está relacionado ao campo do colimador, a porcentagem de dose na profundidade, TPR, TMR ou corresponde ao campo efetivo. Para os casos em que os campos com blocos são definidos por colimadores mutileaf que substituíram as jaws do colimador, o tamanho efetivo do campo também é usado para determinar o .
B. Pontos Fora do Eixo
É possível calcular distribuições de dose na profundidade em qualquer ponto dentro do campo ou fora do campo usando a técnica de Clarkson. No entanto, como afirmado anteriormente, não é prático para cálculos manuais. Day (24) propôs um método de cálculo particularmente simples para campos retangulares. Neste método, a porcentagem de dose na profundidade pode ser calculada em qualquer ponto dentro do meio usando os dados do eixo central.
	Para calcular a dose em qualquer ponto Q, o campo é imaginado para ser dividido em quatro seções (Fig. 10.10) e sua contribuição é calculada separadamente. Assim, a dose na profundidade ao longo do eixo através de Q é dada por (soma da dose do eixo central na profundidade para os campos , , e ).
	Suponha que a dose no espaço livre no eixo central através de P na é e seu valor em um ponto correspondente sobre Q é , onde é a relação fora do eixo determinada no ar a partir do perfil do feixe primário. Se o BSF e o eixo central da para campos retangulares estiverem disponíveis, a dose na profundidade ao longo do eixo até Q será dada por
Como o em P é , a porcentagem dose na profundidade ao longo do eixo por Q, relativo a em P, será dada por
Exemplo 6
Suponha que na Figura 10.10, que o tamanho total do campo seja . Encontre a percentagem de dose na profundidade no ponto Q a de profundidade, dado , , e . Assumindo o feixe de 60Co com e SSD .
	Usando o procedimento acima e consultando a Tabela A.9.1 no Apêndice do livro, a porcentagem de dose na profundidade necessária é dada por
No exemplo acima, se o perfil do feixe primário fosse plano, isto é, , a porcentagem de dose na profundidade em Q seria , o que ainda é menor que , a porcentagem de dose na profundidade em P. Essa redução fora do eixo da dose é devida ao espalhamento reduzido no ponto Q em comparação com o ponto P. Similarmente, pode ser demonstrado que a magnitude da redução no espalhamento depende da distância de Q tanto de P como da profundidade. Assim, o perfil da dose na profundidade ao longo do campo é uma função não apenas do nivelamento do feixe no ar, mas também da profundidade no fantoma.
	Para feixes de energia mais alta , o procedimento acima pode ser ainda mais simplificado assumindo para todos os tamanhos de campo. Além disso, o procedimento de Day pode ser adotado usando valores de em vez de BSF, uma vez que as duas quantidades são relacionadas pela Equação 10.1.
C. Ponto Fora do Campo
O método de Day pode ser estendido também para o caso em determinar a distribuição da dose em pontos fora dos limites do campo. Na Figura 10.11, um campo retangular de dimensões é mostrado com o eixo central passando por P. Suponha que Q seja um ponto fora do campo a uma distância da borda do campo. Imagine um retângulo adjacente ao campo de modo que contenha o ponto Q e tenha dimensões de . Coloque outro retângulo de dimensões no outro lado de Q, de modo que o campo à direita de Q seja uma imagem espelhada do campo à esquerda, conforme mostrado na figura. A dose no ponto Q na profundidade é então dada subtraindo a dose na profundidade em Q para o campo daquela para o campo e dividindo por . O procedimento é ilustrado pelo seguinte exemplo.
Exemplo 7
Suponha que seja necessário determinar a porcentagem de dose na profundidade em Q (em relação a em P) fora de um campo de a uma distância de da borda do campo. Na Figura 10.10, então, , e . Suponha que Q esteja no centro do retângulo intermediário de dimensões . Então, a dose a de profundidade é dada por
Se for normalizado para em P, obtém-se a porcentagem de dose na profundidade Q ou .
Assim, para um feixe de 60Co em SSD ,
Novamente, para feixes de alta energia, o procedimento acima é simplificado assumindo . Além disso, se os valores do forem conhecidos em vez do BSF, o cálculo acima pode ser realizado substituindo no lugar de BSF.
D. Ponto Sob o Bloco
Como discutido anteriormente, a distribuição da dose em um campo com blocos é melhor determinada pelo método de dosimetria de campo irregular de Clarkson. No entanto, se a parte com blocos do campo é aproximada a um retângulo, um método mais simples conhecido como método de campo negativo pode ser usado. O conceito de campo negativo foi descrito na literatura (25,26). Neste método, a dose em qualquer ponto é igual à dose do campo global (sem blocos) menos a dose esperada se todo o campo que estiver com blocos, deixando o volume protegido aberto. Em outras palavras, a parte com blocos do campo é considerada um campo negativo e sua contribuição é subtraída da distribuição global da dose no campo.
	Um método de campo negativo computadorizado não é apenas um método rápido de calcular a distribuição de isodose em campos com blocos, mas também é muito conveniente para o cálculo manual da dose pontual. Sua utilidade prática é ilustrada pelo Exemplo 8.
Exemplo 8
Um paciente é tratado com um campo dividido de tamanho total , com blocos no meio para proteger uma região de tamanho na superfície (Fig. 10.12). Calcule (a) o tempo de tratamento para entregar a uma profundidade de no ponto P na parte aberta do campo
e (b) qual porcentagem dessa dose é recebida no ponto Q no meio da área com blocos, dado feixe do 60Co, SSD , a taxa de dose no espaço livre para um campo de a , espessura de bloco de chumbo com transmissão de feixe primário de e bandeja de bloco transmissão .
Alternativamente
Vamos projetar todos os campos na profundidade = 10 cm:
Substituindo valores da Tabela A.9.2 no Apêndice do livro,
Embora a transmissão primária através do bloco de chumbo seja de apenas 5%, a dose a uma profundidade de sob o meio do bloco é de cerca de 20% da dose na parte aberta. Este aumento na dose é um resultado do espalhamento interno contribuída pelas áreas abertas do campo para o ponto Q. É claro que a dose sob o bloco depende da extensão da área com blocos, tamanho total do campo, espessura do bloco, profundidade e localização do ponto Q.
10.4. Apêndice do Capítulo
A. Derivação do 
, como definido na Seção 10.1B, é a razão da taxa de dose (ou dose por UM) para o campo dado em uma profundidade de referência para a taxa de dose no mesmo ponto para o tamanho do campo de referência (), com a mesma abertura do colimador. Isso é ilustrado na Figura 10.13. O campo especificado na Figura 10.13A com blocos até o tamanho do campo de referência na Figura 10.13B sem alterar a abertura do colimador. Assim, ambos os arranjos têm o mesmo fator de espalhamento do colimador, ), mas diferente espalhamento de fantoma. Seja e a taxa de dose no espaço livre e a taxa de dose de , respectivamente. Então, na profundidade de referência da dose máxima,
que é o mesmo que a Equação 10.1.
	A equação A1 também pode ser escrita como
onde é o fator de correção de espalhamento total definido como a razão entre a taxa de dose para um determinado campo e a taxa de dose para o campo de referência (Fig. 10.1B).
B. Derivada do TMR
Na Figura 10.3, sejam e as doses nas profundidades de (profundidade de referência da dose máxima), respectivamente. Seja , e os tamanhos dos campos nas distâncias , e a partir da fonte, respectivamente. Então, por definição:
onde é a dose na profundidade , tamanho do campo e SSD :
Combinando as equações A4, A5 e A6,
C. Derivada da SMR
Com referência à Figura 10.3, seja a dose no ponto e a dose no ponto para o tamanho de campo . Sejam e as doses correspondentes para o campo com a mesma abertura do colimador. Então,
onde é o campo de referência () para normalizar . Desde a
11. Planejamento de Tratamento I: Distribuições da Isodose
A distribuição da dose na profundidade do eixo central por si só não é suficiente para caracterizar um feixe de radiação que produz uma distribuição de dose em um volume tridimensional. Para representar variações volumétricas ou planares na dose absorvida, as distribuições são representadas por meio de curvas de isodose, que são linhas que passam por pontos de igual dose. As curvas geralmente são desenhadas em intervalos regulares de dose absorvida e podem ser expressas como uma porcentagem da dose em um ponto de referência. Assim, as curvas de isodose representam níveis de dose absorvida da mesma maneira que as isotermas são usadas para calor e isóbaras, para pressão.
11.1. Carta de Isodose
Um gráfico de isodose para um determinado feixe consiste de uma família de curvas de isodose geralmente desenhadas em incrementos iguais da porcentagem de dose na profundidade, representando a variação na dose em função da profundidade e da distância transversal do eixo central. Os valores da dose na profundidade das curvas são normalizados ou no ponto de referência da dose máxima no eixo central ou a uma distância fixa ao longo do eixo central no meio irradiado. Os gráficos da primeira categoria são aplicáveis ​​quando o paciente é tratado a uma distancia fonte superfície (SSD) constante, independentemente da direção do feixe. Na segunda categoria, as curvas de isodose são normalizadas a uma certa profundidade além da profundidade de dose máxima, correspondendo ao eixo de rotação de uma unidade de terapia isocêntrica. Este tipo de representação foi utilizado no passado para o planejamento do tratamento de terapia de rotação e tratamentos isocêntricos, antes do advento do planejamento do tratamento por computador. A Figura 11.1 mostra os dois tipos de gráficos de isodose para um feixe de raios do 60Co.
	O exame dos gráficos de isodose revela algumas propriedades gerais das distribuições das doses dos feixes de raios X e raios .
1. A dose em qualquer profundidade é maior no eixo central do feixe e diminui gradualmente em direção às bordas do feixe, com exceção de alguns feixes de raios X do linac, que exibem áreas de alta dose ou “chifres” perto da superfície na periferia do campo. Esses chifres são criados pelo filtro de achatamento, que geralmente é projetado para compensar o excesso perto da superfície, a fim de obter curvas de isodose planas em profundidades maiores.
2. Perto das bordas do feixe (região da penumbra), a taxa de dose diminui rapidamente em função da distância lateral do eixo do feixe. Como discutido no Capítulo 4, a largura da penumbra geométrica, que existe dentro e fora dos limites geométricos do feixe, depende do tamanho da fonte, da distância da fonte e da distância fonte até o diafragma.
3. Perto da borda do feixe, a queda do feixe é causada não apenas pela penumbra geométrica, mas também pela reduzida dispersão lateral. Portanto, a penumbra geométrica não é a melhor medida de nitidez do feixe perto das bordas. Em vez disso, o termo penumbra física pode ser usado. A largura da penumbra física é definida como a distância lateral entre duas curvas de isodose especificadas a uma profundidade especificada (por exemplo, distância lateral entre as linhas 90% e 20% de isodose na profundidade de ).
4. Fora dos limites geométricos do feixe e da penumbra, a variação da dose é o resultado da dispersão lateral do campo e do vazamento e dispersão do sistema colimação. Além desta zona do colimador, a distribuição da dose é governada pela dispersão lateral do meio e pelo vazamento do cabeçote da máquina (frequentemente chamado de alojamento terapêutico ou alojamento da fonte).
A Figura 11.2 mostra a variação da dose no centro do campo em uma profundidade especifica. Essa representação do feixe é conhecida como o perfil do feixe. Pode-se notar que o tamanho do campo é definido como a distância lateral entre as linhas de isodose a 50% em uma profundidade de referência. Para garantir que isso esteja de acordo com o tamanho do campo definido pela luz de definição de campo, um procedimento chamado alinhamento de feixe é executado no qual a luz de definição de campo é feita para coincidir com as linhas de isodose de 50% do feixe de radiação projetadas em um plano perpendicular para o eixo do feixe e na SSD padrão ou da distância da fonte ao eixo isocêntrico (SAD).
	Outra maneira de descrever a variação da dose em todo o campo é traçar curvas de isodose em um plano perpendicular ao eixo central do feixe (Fig. 11.3). Tal representação é útil para o planejamento do tratamento em que os tamanhos dos campos são planejados com base em uma curva de isodose (por exemplo, 90% a 95%) que cobre adequadamente o volume alvo.
11.2. Medição das Curvas de Isodose
Os gráficos de isodose podem ser medidos por meio de câmaras de ionização, detectores de estado sólido ou filmes radiográficos (Capítulo 8). Destes, a câmara de ionização é o método mais confiável, principalmente devido à sua resposta e precisão de energia relativamente planas. Embora qualquer um dos fantomas descritos no Capítulo 9 possa ser usado para medições de isodose, a água é o meio de escolha para medições ionométricas. A câmara pode ser à prova d'água ou coberta por uma luva de plástico fina, bem como a parte do cabo imerso na água.
	A câmara de ionização usada para medições de isodose deve ser pequena para que as medições possam ser feitas em regiões de alto gradiente de dose, como próximo às bordas do feixe. Recomenda-se que o volume sensível da câmara tenha menos de de comprimento e tenha