Parte 3 - Radioterapia Moderna - Khan

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18. Irradiação de Corpo Inteiro
A irradiação total do corpo (TBI) com feixes de fótons de megavoltagem é mais comumente usada como parte do regime de condicionamento para transplante de medula óssea, que é usado no tratamento de uma variedade de doenças como leucemia, anemia ablástica, linfoma, mieloma múltiplo, doenças autoimunes e erros inatos do metabolismo. O papel da TBI é destruir a medula óssea e as células tumorais do receptor e imunossuprimir o paciente o suficiente para evitar a rejeição do transplante de medula óssea do doador. Normalmente, o paciente é submetido a um programa de condicionamento quimioterápico antes da TBI e do transplante de medula óssea. Embora a quimioterapia isoladamente possa ser usada como um regime de condicionamento, a adição da TBI é considerada benéfica para certas doenças e condições clínicas. Por exemplo, a TBI permite a entrega de uma dose homogênea para todo o corpo, incluindo “áreas de santuário” para células tumorais, onde a quimioterapia pode não ser eficaz. Além disso, partes selecionadas do corpo (por exemplo, pulmões, rins, cabeça) podem ser protegidas da radiação, se desejado.
18.1. Técnicas e Equipamentos
Várias técnicas foram usadas para fornecer a TBI. Detalhes de algumas das técnicas comumente usadas e da dosimetria associada são discutidos na literatura (1–5). A escolha de uma técnica particular depende do equipamento disponível, da energia do feixe de fótons, do tamanho máximo possível do campo, da distância do tratamento, da taxa de dose, das dimensões do paciente e da necessidade de proteger seletivamente certas estruturas do corpo. Uma técnica anteroposterior (AP) / póstero-anterior (PA) geralmente fornece uma melhor uniformidade de dose ao longo do eixo longitudinal do corpo, mas o posicionamento do paciente, além de ficar em pé, pode causar problemas. A TBI bilateral (tratamento do lado esquerdo e direito do corpo) pode ser mais confortável para o paciente se sentado ou deitado de costas em um leito da TBI especialmente projetado, mas apresenta maior variação na espessura do corpo ao longo do trajeto do feixe. Os compensadores são, portanto, necessários para atingir a uniformidade da dose ao longo do eixo do corpo dentro de ± 10%, embora as extremidades e algumas estruturas não-críticas possam exceder essa especificação.
A. Energia do Feixe
Feixes de cobalto-60 foram utilizados nos primeiros momentos para fornecer a TBI, especialmente para protocolos envolvendo uma baixa taxa de dose de a . Uma revisão dessas técnicas e as modificações necessárias para alcançar grandes campos homogêneos com essas máquinas estão resumidas no Relatório No. 17 (3) da Associação Americana de Físicos em Medicina (AAPM). Como o acelerador linear é o equipamento mais usado para terapia de radiação, as técnicas atuais de TBI foram adotadas para linacs. A escolha da energia do feixe de fótons é ditada pela espessura do paciente e pela especificação da homogeneidade da dose. Além da variação da espessura ao longo do eixo do paciente, a espessura do paciente ao longo do trajeto do feixe também afeta a uniformidade da dose, dependendo da energia do feixe. Como discutido no Capítulo 11, Seção 11.5A, quanto mais espesso for o paciente, maior será a energia necessária para produzir uniformidade da dose aceitável para campos opostos paralelos. A Figura 18.1 mostra que a relação entre a dose máxima e a dose na linha média é uma função da energia e da espessura do paciente quando feixes paralelos opostos são usados. Não considerando o efeito inicial de aumento de dose, observa-se que quanto maior a energia do feixe, maior a uniformidade da dose para pacientes de qualquer espessura. Se a espessura máxima do paciente paralelo ao eixo central do feixe for inferior a e a distância da fonte à superfície (SSD) for de pelo menos , um feixe de 6 MV pode ser usado para campos TBI opostos paralelos sem aumentar o dose para mais de 110% da dose na linha média. Para pacientes com espessuras superiores a , devem ser utilizadas energias maiores que 6 MV para minimizar a dose máxima () para a relação da dose média.
B. Dose Inicial de Acumulação
A dose na superfície ou na pele dos feixes de megavoltagem é substancialmente menor que a dose no ponto de dose máxima (), como foi discutido no Capítulo 13, Seção 13.3. As características de aumento da dose dependem de muitos fatores, como energia, tamanho do campo, SSD e ângulo do feixe em relação à superfície. Dados de acumulação de dose obtidos nas SSDs normais (por exemplo, 100 cm) não se aplicam com precisão a distâncias da TBI (por exemplo, 400 cm) devido à distância maior e a influência do ar (1). No entanto, a maioria dos protocolos da TBI não requer preservação da pele. Em vez disso, um bolus ou um spoiler de feixe é especificado para trazer a dose na superfície para pelo menos 90% da dose da TBI prescrita. Uma grande tela de spoiler com acrílico de 1 a 2 cm de espessura é suficiente para atender a esses requisitos, desde que a tela seja colocada o mais próximo possível da superfície do paciente.
C. Dispositivos de Apoio/Posicionamento do Paciente
Dispositivos de posicionamento e apoio dos pacientes são projetados para implementar uma determinada técnica de tratamento. Critérios importantes incluem conforto do paciente, estabilidade e reprodutibilidade da configuração e geometria do tratamento que permite o cálculo preciso e a entrega da dose de acordo com o protocolo TBI. As técnicas a seguir estão atualmente em uso na Universidade de Minnesota e são apresentadas aqui como exemplos. O equipamento associado foi projetado para atender a vários critérios de protocolo, baseado principalmente em duas técnicas: AP / PA e bilateral.
C.1. Irradiação Total do Corpo Bilateral
Uma técnica que envolve os campos laterais opostos esquerdo e direito com o paciente sentado em um cama em uma posição semifetal foi projetada por Khan et al. (1). A geometria básica do tratamento é ilustrada na Figura 18.2. Um cama de TBI especial permite que o paciente esteja sentado confortavelmente com as costas apoiadas e as pernas semi dobradas, como visto na Figura 18.3. Os braços são posicionados lateralmente para seguir o contorno do corpo e colocados em contato com o corpo no nível de espessura médio do AP. É tomado cuidado para garantir que os braços sombreiem os pulmões em vez da coluna vertebral localizada posteriormente. A configuração do paciente é registrada em termos de distâncias medidas entre pontos de referência externos dos ossos, conforme mostrado na Figura 18.4. A distância da fonte ao eixo do corpo é medida por uma luz laser sagital instalada no teto para marcar a distância da TBI. A luz laser também ajuda a posicionar o eixo sagital do paciente em ângulos retos em relação ao eixo central do feixe.
	A espessura lateral do corpo ao longo do eixo do paciente varia consideravelmente na técnica do TBI bilateral. Para obter uniformidade de dose dentro de ± 10% ao longo do eixo sagital do corpo, os compensadores são projetados para cabeça e pescoço, pulmões (se necessário) e pernas. A espessura de referência para compensação é o diâmetro lateral do corpo ao nível do umbigo (não incluindo os braços), assumindo que o protocolo especifica a prescrição da dose para estar no ponto médio ao nível do umbigo. Compensadores podem ser projetados a partir de qualquer material, mas na Universidade de Minnesota eles são feitos de alumínio. Uma bandeja especial e grampos são usados para segurar esses compensadores no lugar (Fig. 18.5). A luz de campo é usada para lançar uma sombra do compensador no corpo do paciente. O alinhamento é verificado usando sombras de pinos de posicionamento nos compensadores e referências ósseas de referência do paciente.
C.2. Irradiação Total do Corpo AP/PA
O paciente é irradiado anteroposteriormente por campos opostos paralelos, enquanto posicionado em posição ereta na distância da TBI. Essa técnica foi desenvolvida no Memorial Sloan Kettering Hospital, em Nova York (6). Detalhes da técnica e as modificações feitas para
acomodar a proteção de órgãos específicos, como os pulmões, rins e cérebro são descritos por Dusenbery e Gerbi (5). O princípio da técnica é que a TBI permanente permite a proteção de certos órgãos críticos dos fótons e o aumento dos tecidos superficiais na sombra dos blocos com elétrons. Por exemplo, a dose nos pulmões pode ser reduzida usando blocos pulmonares de cerca uma camada semi redutora de espessura e a parede torácica sob os blocos pode ser reforçada com elétrons de energia apropriada. Para um grupo especial de pacientes tratados por erro inato do metabolismo, como síndrome de Hurler, adrenoleucodistrofia e leucodistrofia metacromática, a TBI pode ser administrado AP/PA com a cabeça virada para os lados e o cérebro protegido com cinco blocos de uma camada semi redutora. A área do crânio protegida é então reforçada com elétrons de energia apropriada para poupar o cérebro.
	A técnica AP/PA também pode ser adotada para o tratamento de crianças pequenas na posição reclinada. O paciente é tratado nas posições supina e posterior enquanto está deitado em uma cama de baixa altura, com o topo da cama a poucos centímetros do chão. Os blocos de proteção são colocados em cima de uma bandeja de caixa de acrílico a uma curta distância da superfície do paciente. A bandeja, que tem cerca de 1 cm de espessura, também atua como um spoiler para aumentar a dose na pele para pelo menos 90% da dose prescrita quando tratada com campos TBI paralelos opostos. As Figuras 18.6 e 18.7 mostram a técnica AP/PA para a TBI em pé e reclinado, respectivamente.
D. Dados Dosimétricos
Detalhes da calibração da máquina, dosimetria e cálculo da unidade monitora para TBI foram discutidos na literatura (1–5). Uma calibração de saída direta da máquina para TBI pode ser realizada medindo a dose por unidade monitora usando uma câmara de ionização do tipo Farmer de colocada em um fantoma de água de dimensões aproximadamente . A posição da câmara é fixada na distância da TBI (fonte à distância do eixo do corpo). O colimador é aberto ao seu tamanho máximo e a profundidade da câmara é variada, movendo a câmara e o fantoma, mantendo a distância da fonte até a câmara constante (igual à distância do TBI). Uma tabela de fatores de saída (dose por unidade monitora) é gerada como uma função da profundidade que pode ser usada para calcular unidades monitora para um paciente de determinada profundidade da linha média no ponto de prescrição. Neste caso, assume-se que o paciente é dosimetricamente equivalente ao fantoma, o que não é uma má aproximação, considerando que as relações de tecido máximo (TMRs) para campos grandes (por exemplo, ) não são muito sensíveis as dimensões do campo. Além disso, o Relatório AAPM 17 contém fatores de correção multiplicativos para ajustar os dados medidos nos tamanhos dos fantomas, limitando os dados para condições de fantomas maiores (ou infinitas) (3).
	A alternativa para direcionar medidas do fator de saída é o formalismo de cálculo baseado nas TMRs, , e o fator da lei inverso do quadrado (ver Capítulo 10). A equação básica para calcular a dose por unidade monitora () a ser entregue no ponto de prescrição é
onde é dose em , é sob condições de calibração de referência, TMR é a relação tecido-máximo na profundidade e tamanho de campo equivalente ao paciente (), é o fator de dispersão do colimador para o tamanho do campo projetado no isocentro (), é o fator de dispersão do fantoma para o tamanho de campo equivalente ao paciente (), é a distância da fonte ao ponto de calibração, é a distância do paciente ao ponto de prescrição, OAR é a relação do eixo a profundidade , e é o fator de transmissão para a bandeja de bloco, spoiler do feixe ou qualquer outro absorvedor colocado entre o diafragma da máquina e o paciente.
	O campo equivalente no ponto de cálculo significa que é dosimetricamente equivalente ao paciente em termos de dispersão. Na teoria, pode-se determinar um campo equivalente fazendo a integração de Clarkson (ver Capítulo 9) de uma função de dispersão [por exemplo, razão de espalhamento ar (SAR) ou relação espalhamento máximo (SMR)] no ponto de cálculo do paciente e comparando com a função de dispersão média calculada na mesma profundidade para um campo quadrado em um fantoma de água. Tais cálculos feitos para um fantoma padrão Rando exposto a um campo de TBI foram relatados na literatura (7) e são apresentados na Tabela 18.1. Por exemplo, para o ponto do umbigo, o campo equivalente no fantoma Rando é em média. Embora as dimensões do paciente variem, os fatores de dispersão não são muito sensíveis à variação do tamanho do campo para campos grandes. Portanto, é razoável usar um tamanho de campo equivalente fixo para a TBI. Um campo de para pacientes grandes e um campo de para pacientes pediátricos parecem ser aproximações razoáveis ​​(dentro de aproximadamente ± 2% da precisão da dose).
	Os dados da TMR obtidos sob condições padrão (no isocentro) devem ser verificados quanto à sua validade na distância da TBI. Além disso, o fator lei do inverso do quadrado também deve ser verificado para a distância da TBI. Alternativamente, calculado pela Equação 18.1 usando TMRs padrão, , e fatores da lei do inverso do quadrado pode ser comparado com fatores de saída medidos diretamente () na distância da TBI. Se a diferença estiver dentro de ± 2%, a Equação 18.1 poderá ser usada para a TBI, pois é usada para tratamentos isocêntricos regulares. Diferenças maiores devem ser investigadas e, se necessário, fatores de saída medidos diretamente na distância da TBI devem ser usados.
E. Projeto do Compensador
A maioria dos protocolos de TBI requer homogeneidade da dose ao longo do eixo do corpo para estar dentro de ± 10%. Este requisito não pode ser atendido sem o uso de compensadores. Os princípios gerais do projeto do compensador foram discutidos no Capítulo 12. O projeto do compensador para a TBI é complicado devido à grande variação na espessura do corpo, à falta de imobilização completa do corpo e às heterogeneidades internas do tecido. Considerando apenas a falta de homogeneidade pulmonar e a alteração na espessura do corpo, os compensadores podem ser projetados para fornecer a dose dentro da uniformidade aceitável.
	O desenho dos compensadores da TBI é discutido na literatura (1,3,8). A espessura do compensador necessária ao longo de uma linha de raios depende do déficit tecidual comparado à profundidade de referência no ponto de prescrição, material do compensador (por exemplo, sua densidade), distância do compensador do ponto de compensação da dose, profundidade do ponto de compensação da dose, tamanho do campo e energia do feixe (consulte o Capítulo 12). Como o compensador é projetado para ser equivalente dosimetricamente a um bolus (de espessura igual à deficiência de tecido), mas colocado a uma distância da superfície da pele, a espessura equivalente do bolus do compensador é reduzida para compensar a redução na dispersão atingindo o ponto de compensação da dose. A espessura exigida de um compensador equivalente ao tecido que dá a mesma dose no ponto de interesse, como seria um bolus de espessura igual ao déficit tecidual, é chamada de razão de espessura (9). A depende de muitas variáveis, mas para a TBI um valor médio de 0,70 fornece uma boa aproximação para todas as energias do feixe e condições de compensação (1). A precisão dosimétrica global de um compensador é de aproximadamente ± 5% considerando todas as variáveis ​​(1,9).
A espessura de um compensador, , em qualquer ponto do campo é dada por
onde é o déficit tecidual e é a densidade do compensador. A Equação 18.2 fornece a espessura do compensador com base na deficiência de tecido em um determinado ponto, mas não leva em consideração o perfil do feixe transversal ou a relação fora do eixo.
	Um método alternativo para determinar a espessura do compensador, , em qualquer ponto do campo é baseado nas seguintes equações (3):
onde e são as doses administradas antes e depois do compensador ser adicionado, respectivamente;
e são as relações fantoma tecido ou TMRs para a seção do corpo de referência e a seção a ser compensada pelos campos equivalentes e nas profundidades e da linha média, respectivamente; é a relação fora do eixo na profundidade em relação ao ponto de prescrição; e é o coeficiente de atenuação linear efetivo para o material compensador medido sob condições de TBI.
	Dependendo dos déficits do tecido encontrados em uma técnica de TBI específica, o material compensador deve ser selecionado de modo que o compensador não seja muito volumoso ou com uma densidade muito alta, de modo que pequenos erros na usinagem representem grandes erros na dose. Devido a estas e outras considerações práticas, os compensadores de alumínio são usados na Universidade de Minnesota. Os compensadores são projetados em duas dimensões (variando em espessura apenas ao longo do eixo do corpo sagital) e são mantidos no feixe por grampos presos a uma bandeja compensadora (Figs. 18.5 e 18.8).
	Os compensadores podem ser projetados para levar em conta não apenas o déficit tecidual, mas também as heterogeneidades teciduais, como os pulmões. Neste último caso, uma correção de densidade a granel é usada para calcular o comprimento do caminho radiológico através da falta de homogeneidade.
F. Dosimetria do Pacientei In Vivo
Após uma determinada técnica de traumatismo craniano ter sido estabelecida e comissionada para uso clínico, recomenda-se que seja realizada uma verificação dosimétrica in vivo nos primeiros 20 pacientes. Cápsulas ou chips de dosímetro termoluminescentes (TLD), envoltos por bolus adequados de acúmulo, podem ser colocados na pele do paciente em locais estratégicos e as doses medidas para os tratamentos reais dados. Os resultados dos TLDs devem ser comparados com as doses esperadas, calculadas pela soma das doses de entrada e saída no local dos TLDs e levando em consideração as razões de variação de espessura, compensação e fora do eixo na profundidade dos TLDs. Uma concordância de ± 5% entre as doses calculadas e medidas é considerada razoavelmente boa. Uma uniformidade de dose global de ± 10% é considerada aceitável para a maioria dos protocolos.
G. Programa de Implementação da Irradiação Total do Corpo
O uso da TBI em conjunto com o transplante de medula óssea envolve inúmeros protocolos, especificando diferentes regimes: fração única com baixa taxa de dose, fração única com alta taxa de dose, TBI fracionado, TBI hiperfracionado, técnica AP/PA, técnica bilateral, uso de compensadores ou nenhum compensador, bloqueio de órgãos críticos ou nenhum bloqueio, e assim por diante. Cada um desses procedimentos envolve equipamentos especiais ou auxiliares de tratamento, dosimetria personalizada e rigorosa garantia de qualidade. Antes de embarcar em um programa de TBI, as instituições devem elaborar um plano cuidadoso de implementação. Uma das partes mais importantes deste plano deve ser formar uma equipe de TBI, incluindo oncologista de radiação, físico médico, médico dosimetrista e radioterapeuta. Os membros-chave dessa equipe devem visitar outra instituição que tenha um programa de TBI ativo para aprender todos os aspectos do procedimento da TBI, até os detalhes mais minuciosos, como medidas do paciente, configuração do paciente, dosimetria, procedimentos de garantia de qualidade e planilhas especificamente projetadas para TBI. Os princípios gerais da TBI são apresentados neste capítulo, juntamente com referências selecionadas na literatura para mais detalhes. Mas, além de adquirir conhecimento pertinente da literatura, enfatiza-se que a equipe de TBI precisa de treinamento prático, que pode ser obtido em outra instituição com um programa de TBI bem estabelecido.
19. Radioterapia Tridimensional Conformacional
19.1. Introdução
Por radioterapia tridimensional conformacional (3-D TRC), entendemos tratamentos baseados em informações anatômicas tridimensionais e que utilizam campos de tratamento que se ajustam o mais próximo possível do volume alvo, a fim de fornecer a dose adequada ao tumor e a dose mínima possível ao tecido normal. O conceito de distribuição de dose conformacional também foi estendido para incluir objetivos clínicos, como maximizar a probabilidade de controle do tumor (TCP) e minimizar a probabilidade de complicações do tecido normal (NTCP). Assim, a técnica 3-D TRC abrange tanto as razões físicas e biológicas em alcançar os resultados clínicos desejados.
	Embora a 3-D TRC exija uma distribuição de dose ideal, há muitos obstáculos para alcançar esses objetivos. A limitação mais importante é o conhecimento da extensão do tumor. Apesar dos avanços modernos em imagens, o volume clínico alvo (CTV) muitas vezes não é totalmente discernível. Dependendo da capacidade invasiva da doença, o que é imaginado geralmente não é o CTV. Pode ser chamado de volume tumoral bruto (GTV). Assim, se os CTVs desenhados nas imagens transversais não incluírem completamente a disseminação microscópica da doença, a 3-D TRC perde o significado de ser conformacional. Se qualquer parte do tecido doente for perdida ou seriamente subtratada, resultará inevitavelmente em fracasso, apesar de todos os cuidados e esforços gastos no planejamento do tratamento, entrega do tratamento e garantia de qualidade. Do ponto de vista do TCP, a precisão na localização do CTV é mais crítica na 3-D TRC do que em técnicas que usam campos generosamente amplos e arranjos de feixes mais simples para compensar a incerteza na localização do tumor.
	Além das dificuldades na avaliação e localização do CTV, existem outros erros potenciais que devem ser considerados antes do planejamento da 3-D TRC. O movimento do paciente, incluindo o volume do tumor, os órgãos críticos e os pontos de referência externos durante a aquisição de imagens, simulação e tratamento, podem gerar erros sistemáticos e aleatórios que devem ser considerados ao projetar o volume do alvo planejado (PTV). Se forem permitidas margens suficientes para a localização do PTV, as aberturas do feixe são então moldadas para se conformarem e cobrirem adequadamente o PTV (por exemplo, dentro de 95% a 105% de superfície de isodose relativa à dose prescrita). No projeto dos campos conformacional para tratar adequadamente o PTV, deve-se considerar o perfil de feixe transversal, a penumbra e o transporte de radiação lateral em função da profundidade, distância fora do eixo e densidade tecidual. Portanto, devem ser dadas margens suficientes entre o contorno do PTV e o limite do campo para garantir a dose adequada no PTV em cada sessão de tratamento.
	Mesmo que os campos tenham sido idealmente desenhados, a resposta biológica do tumor e dos tecidos normais precisa ser considerada para atingir os objetivos da 3-D TRC. Em outras palavras, a optimização de um plano de tratamento tem de ser avaliado, não só em termos da distribuição de dose (por exemplo, os histogramas de volume de dose), mas também em termos das características da dose-resposta da doença determinada e os tecidos normais irradiadas. Vários modelos envolvendo TCP e NTCP foram propostos, mas os dados clínicos para validar esses modelos são escassos. Até que dados mais confiáveis estejam disponíveis, é necessário cautela ao usar esses conceitos para avaliar os planos dos tratamentos. Isso é especialmente importante ao considerar esquemas de escalonamento da dose que invariavelmente testam os limites da tolerância normal do tecido dentro ou próximo ao PTV.
	Não obstante, os obstáculos formidáveis ​​na definição e delineamento da verdadeira extensão da doença, o clínico deve seguir um plano analítico recomendado pela Comissão Internacional de Unidades e Medidas de Radiação (ICRU) (1). Vários volumes-alvo (GTV, CTV, PTV, etc.) devem ser cuidadosamente projetados, considerando as limitações inerentes ou incertezas em cada etapa do processo. O PTV final deve basear-se não apenas nos dados de imagem e outros estudos diagnósticos, mas também na experiência clínica que foi obtida no tratamento dessa doença. O estreitamento das margens de campo
em torno do GTV baseado nas imagens, com pouca atenção para doenças ocultas, movimento do paciente ou limitações técnicas de entrega de dose, é um uso incorreto do conceito da TCR 3-D que deve ser evitado a todo custo. Deve-se reconhecer que a TRC tridimensional não é uma nova modalidade de tratamento, nem é sinônimo de melhores resultados do que a radioterapia convencional bem-sucedida e bem testada. Sua superioridade depende inteiramente da precisão do PTV e da melhor distribuição da dose. Então, em vez de chamar de nova modalidade, ela deve ser considerada uma ferramenta superior para o planejamento do tratamento, com potencial para alcançar melhores resultados.
19.2. Processo do Planejamento do Tratamento
A principal distinção entre o planejamento do tratamento da TRC e da radioterapia convencional é que a primeira requer a disponibilidade de informações anatômicas tridimensionais e um sistema de planejamento de tratamento capaz de calcular distribuições de dose tridimensionais e estatísticas de dose-volume para estruturas com contornos. A informação anatômica é geralmente obtida na forma de imagens transversais próximas, que podem ser processadas para reconstruir a anatomia em qualquer plano, ou em três dimensões. Dependendo da modalidade da geração das imagens, o tumor visível, as estruturas críticas e outros pontos relevantes são delineados fatia a fatia pelo planejador. O oncologista de radiação desenha os volumes alvo em cada fatia com margens apropriadas para incluir tumor visível, a suspeita de disseminação do tumor e incertezas de movimento do paciente. Este processo de delineamento de alvos e estruturas anatômicas relevantes é chamado de segmentação.
	O próximo passo é seguir o software de planejamento de tratamento 3-D para projetar campos e arranjos dos feixes. Uma das características mais úteis desses sistemas é a computação gráfica, que permite a visão do feixe (BEV) dos alvos delineados e outras estruturas. O termo BEV denota a exibição do alvo segmentado e estruturas normais em um plano perpendicular ao eixo central do feixe, como se estivesse sendo visto do ponto da fonte de radiação. Usando a opção BEV, as margens do campo (distância entre a borda do campo e o contorno do PTV) podem ser ajustadas para cobrir o PTV de maneira dosimétrica dentro de um nível de isodose suficientemente alto (por exemplo, ≥95% da dose prescrita). Normalmente, uma margem de campo de aproximadamente é considerada suficiente para isso, mas pode precisar de ajustes adicionais, dependendo do perfil de feixe determinado e da presença de estruturas críticas na vizinhança do PTV.
	No entanto, é importante lembrar que cada feixe tem uma penumbra física (por exemplo, região entre 90% e 20% de nível de isodose) onde a dose varia rapidamente e que a dose na borda do campo é de aproximadamente 50% da dose no centro do campo. Para uma irradiação uniforme e adequada do PTV, a penumbra do campo deve estar suficientemente fora do PTV para compensar quaisquer incertezas no PTV.
	A otimização de um plano de tratamento requer não apenas o projeto de aberturas de campo ideais, mas também direções apropriadas dos feixes, número de campos, pesos dos feixes e modificadores de intensidade (por exemplo, cunhas, compensadores, colimadores multileaf dinâmicos). Em um sistema de planejamento avançado, esses parâmetros são selecionados iterativamente ou com base na tentativa e erro e, portanto, todo o processo pode se tornar muito trabalhoso se um alto grau de otimização for desejado. Na prática, no entanto, a maioria dos planejadores começa com uma técnica padrão e a otimiza para o paciente, usando ferramentas de planejamento de tratamento 3-D, como BEV, indicadores de dose 3-D, opções de feixe não aderente e histogramas de volume da dose. O tempo necessário para planejar um tratamento de TRC 3-D depende da complexidade de um determinado caso, da experiência da equipe de planejamento do tratamento e da velocidade do sistema de planejamento de tratamento. O produto final, o plano de tratamento, é tão bom quanto seus componentes individuais, ou seja, a qualidade dos dados do paciente de entrada, segmentação de imagem, registro de imagem, aberturas de campo, computação de dose, avaliação de plano e otimização de plano.
A. Dados da Imagem
Imagens anatômicas de alta qualidade são necessárias para delinear com exatidão os volumes alvo e as estruturas normais. Modernas modalidades de imagem para o planejamento do tratamento incluem tomografia computadorizada (CT), ressonância magnética (RMN), ultrassom (US), tomografia por emissão de fóton único (SPECT) e tomografia por emissão de pósitrons (PET). Embora o CT e o RMN sejam os procedimentos mais comumente usados, outras modalidades oferecem vantagens especiais na geração de imagens de certos tipos de tumores. Uma breve revisão das características da imagem dessas modalidades é apresentada para elucidar vantagens e limitações particulares em relação ao seu uso no planejamento do tratamento.
A.1. Tomografia Computadorizada
Como discutido no Capítulo 12, uma imagem de CT é reconstruída a partir de uma matriz de coeficientes de atenuação lineares medidos pelo tomógrafo. A matriz normalmente consiste de elementos de imagem, chamados pixels. Cada pixel é uma medida do coeficiente de atenuação linear relativa do tecido para o feixe de varredura usado no tomógrafo. Por calibração apropriada do tomógrafo usando fantomas contendo substitutos de tecidos (simuladores de tomografia computadorizada), pode-se estabelecer uma relação entre o valor do pixel (números de CT) e a densidade do tecido. Isso permite a correção de pixel por pixel das não homogeneidades de tecido no cálculo das distribuições de dose.
	Uma das características importantes do planejamento do tratamento em 3-D é a capacidade de reconstruir imagens em planos diferentes da imagem transversal original. Essas são chamadas de radiografias reconstruídas digitalmente (DRRs). Um exemplo é mostrado na Figura 19.1. Para obter DRRs de alta qualidade, não apenas imagens de alto contraste e resolução são necessárias, mas também a espessura da fatia deve ser suficientemente pequena. Uma fatia de espessura de a é comumente usada dependendo da necessidade, por exemplo, fatias mais finas para localização do tumor ou DRRs de alta qualidade e fatias mais espessas para regiões fora do volume do tumor. Os scanners do CT espiral ou helicoidal permitem a rotação contínua do tubo de raios X à medida que o paciente é transladado através da abertura do scanner. Isso reduz substancialmente o tempo total de varredura e, portanto, permite a aquisição de um grande número de fatias finas necessárias para imagens do CT de alta qualidade e DRRs.
	Além de imagens de CT de alta qualidade de imagem do paciente, o planejamento do tratamento requer considerações especiais, como posicionamento do paciente, imobilização e marcas externas visíveis nas imagens. Para o planejamento do tratamento, a cama da CT deve ser plana e o paciente deve ser colocado na mesma posição do tratamento real. Os dispositivos de imobilização são essenciais para TRC 3-D e devem ser os mesmos que para o CT usados nos tratamentos. Os pontos fiduciais marcados na pele do paciente ou nas máscaras devem ser visíveis nas imagens de CT usando marcadores radiopacos, como cateteres de plástico.
	Como as imagens de CT podem ser processadas para gerar DRRs em qualquer plano, a simulação convencional pode ser substituída pela simulação de CT. Um simulador de CT é um scanner de CT equipado com algum hardware adicional, como localizadores de laser, para configurar o isocentro de tratamento, uma mesa plana ou na inserção da cama e dispositivos de registro de imagem. Uma estação de trabalho de computador com software especial para processar dados de CT, planejar direções de feixe e gerar DRRs da BEV permite filmes de simulação de CT com a mesma geometria dos feixes de tratamento. Para um detalhe prático da simulação de CT, o leitor é referido a Coia et al. (2).
A.2. Imagem de Ressonância Magnética
Nuclear
Princípios da ressonância magnética são discutidos no Capítulo 12. No planejamento do tratamento, imagens de ressonância magnética podem ser usadas sozinhas ou em conjunto com imagens de CT. Em geral, a RMN é considerada superior à CT na discriminação de tecidos moles, como tumores do sistema nervoso central e anormalidades no cérebro. Além disso, a ressonância magnética é bem adequada para a imagem de câncer de cabeça e pescoço, sarcomas, próstata e gânglios linfáticos. Por outro lado, é insensível à calcificação e estruturas ósseas, que são melhor visualizadas com CT. Embora existam diferenças importantes entre as características da imagem de CT e RMN, as duas são consideradas complementares em seus papéis no planejamento do tratamento.
	A diferença mais básica entre tomografia computadorizada e ressonância magnética nuclear é que a primeira está relacionada à densidade eletrônica e ao número atômico (na verdade representando coeficientes de atenuação linear dos raios X), enquanto a segunda mostra a distribuição da densidade de prótons. Embora a melhor resolução espacial de ambas as modalidades seja semelhante , a RMN leva muito mais tempo que a CT e, portanto, é suscetível a artefatos do movimento do paciente. Do lado vantajoso, a RMN pode ser usada para gerar diretamente varreduras em planos axiais, sagitais, coronais ou oblíquos.
	Um dos requisitos mais importantes no planejamento do tratamento é a precisão geométrica. De todas as modalidades de imagem, a CT fornece a melhor precisão geométrica e, portanto, as imagens de CT são consideradas uma referência para os marcos anatômicos, quando comparadas com as outras imagens da modalidade. A ressonância magnética nuclear funcional (RMNf) também tem potencial para ser útil no planejamento do tratamento, mostrando a atividade fisiológica como ela acontece e, portanto, pode ser útil no delineamento dos volumes alvo e estruturas críticas para radioterapia altamente conformada, como no cérebro.
B. Registro da Imagem
O termo registro aplicado a imagens conota um processo de correlação de diferentes conjuntos de dados de imagem para identificar estruturas ou regiões correspondentes. O registro de imagens facilita a comparação das imagens de um estudo para outro e as funde em um conjunto de dados que pode ser usado para o planejamento do tratamento. Por exemplo, estão agora disponíveis programas de computador que permitem a fusão de imagens, por exemplo, o mapeamento de estruturas vistas na ressonância magnética nas imagens de CT. Várias técnicas de registro incluem ajuste ponto-a-ponto, superposição de imagens interativamente nos dois conjuntos de dados e correspondência de superfície ou topografia. Um exemplo de fusão de imagem de um estudo de CT e RMN é mostrado na Figura 19.2. Para uma discussão mais aprofundada sobre o registro de imagens, o leitor é referido a Kessler et al. (3), Pelizzari et al. (4) e Austin-Seymour et al. (5).
 
C. Segmentação da Imagem
O termo segmentação da imagem no planejamento do tratamento refere-se ao delineamento fatia a fatia das regiões anatômicas de interesse, por exemplo, contornos externos, alvos, estruturas normais críticas, pontos anatômicos, etc. As regiões segmentadas podem ser colocadas em cores diferentes e podem ser visualizados na configuração BEV ou em outros planos usando as DRRs. A segmentação também é essencial para o cálculo de histogramas de volume de dose (DVHs) para as regiões de interesse selecionadas.
	A segmentação das imagens é um dos processos mais trabalhosos, mas importantes no planejamento do tratamento. Embora o processo possa ser auxiliado no delineamento automático baseado no contraste da imagem próximo aos limites das estruturas, a delineação do alvo requer julgamento clínico, que não pode ser automatizado ou completamente baseado em imagens. Também não deve ser delegada a pessoal que não seja o médico responsável pelo caso, o oncologista de radiação. A Figura 19.3 mostra um exemplo de uma imagem segmentada para o planejamento do tratamento da próstata.
D. Projeto de Abertura do Feixe
Após a segmentação da imagem ter sido concluída, o planejador de tratamento chega à tarefa de selecionar a direção do feixe e projetar as aberturas do feixe. Isso é muito auxiliado pela capacidade BEV do sistema de planejamento de tratamento 3-D. Alvos e estruturas normais críticas, tornam-se visíveis por meio da segmentação podendo ser vistas de diferentes direções em planos perpendiculares ao eixo central do feixe. As direções dos feixes que criam uma maior separação entre alvos e estruturas críticas são geralmente preferidas, a menos que outras restrições, como obstruções no caminho do feixe e colisão do gantry com a cama ou paciente, impeçam essas escolhas. A capacidade da BEV, combinada com as DRRs, é uma ferramenta poderosa na seleção de direções dos feixes e campos de moldagem em torno do alvo.
	As aberturas do feixe podem ser projetadas automática ou manualmente, dependendo da proximidade das estruturas críticas e da incerteza envolvida nas margens permitidas entre o CTV e o PTV. Dependendo do software de planejamento, os usuários podem definir margens uniformes ou não uniformes em torno do PTV, manualmente ou automaticamente. Um considerável dar e receber ocorre entre a cobertura do alvo e a proteção de estruturas críticas nos casos em que os espaços entre o alvo e as estruturas críticas são apertados, exigindo assim o desenho manual das aberturas do feixe. Em casos mais simples, as margens automáticas podem ser atribuídas entre o PTV e as bordas do campo, levando em consideração a penumbra do campo e a cobertura mínima necessária de isodose no PTV. Geralmente, uma margem de entre o PTV e a borda do campo garante uma cobertura de isodose superior a 95% do PTV, mas isso deve ser determinado através do cálculo real da distribuição da dose. A Figura 19.4 mostra exemplos de BEV de aberturas de feixe e distribuições de dose nos planos transversal, sagital e coronal. As imagens sagitais e coronais são derivadas de DRRs.
E. Campos Múltiplos e Colimados
 O planejamento de tratamento tridimensional incentiva o uso de vários campos, pois os alvos e as estruturas críticas podem ser visualizados na configuração da BEV individualmente para cada campo. Os campos múltiplos também elimina a necessidade do uso de feixes de energia ultra alta , que são necessários no tratamento de tumores torácicos ou pélvicos com apenas dois campos opostos paralelos. Em geral, quanto maior o número de campos, menos rigoroso é o requisito de energia do feixe porque a dose fora do PTV é distribuída por um volume maior. O planejamento do tratamento 3-D também permite a direção do feixe não coplanares; isto é, o eixo central do feixe encontra-se em um plano diferente do plano transversal do paciente. As direções do feixe não coplanares podem ser úteis em certos casos, por exemplo, tumores cerebrais, cabeça e pescoço, e outras regiões onde uma estrutura crítica pode ser evitada pela escolha de uma direção do feixe não coplanares. Para usar um feixe não coplanar, a cama é girada através de um ângulo especificado, certificando-se de que ele não colidirá com o gantry.
	Usar um grande número de campos (maior que quatro) cria o problema de projetar um número excessivo de blocos para formação do feixe e exigir tempos de instalação mais longos, já que cada bloco é inserido individualmente na montagem do acessório e verificado para a colocação correta do campo no paciente. Carregar tantos blocos pesados, paciente após paciente, cria um incômodo para os terapeutas que precisam se proteger contra a queda acidental de um bloco ou o colocação incorreta do bloco.
	Uma boa alternativa para o uso de blocos em campo múltiplo é o uso de um colimador multileaf (MLC) (Capítulo 13). Os MLCs podem ser usados com grande facilidade e conveniência para moldar os campos eletronicamente. Os contornos de campo da BEV são geralmente transmitidos eletronicamente do sistema de planejamento para o acelerador para programar o MLC. No entanto,
um campo desenhado em um filme do simulador ou uma impressão da BEV também pode ser digitalizado para gerar a configuração do MLC. Como os campos MLC podem ser configurados no console de controle conforme programado, um grande número de campos pode ser tratado de forma eficiente e reproduzível.
	Combinação de MLCs e jaws independentes fornece capacidade quase ilimitada de projetar campos de qualquer formato. Blocos personalizados ainda são úteis no tratamento de campos pequenos (a menos que mini-MLCs com tamanho de passo ultra pequeno estejam disponíveis), blocos de meio-campo (blocos “ilha”) ou combinação complexa de campos. Assim, na radioterapia conformacional em 3-D, onde o uso de múltiplos campos conformados é a norma, os MLCs fornecem uma solução logística para o problema de projetar, transportar e armazenar um grande número de blocos pesados. Para mais detalhes sobre o uso e características do MLC, o leitor é referido como Boyer (6).
F. Planejamento e Avaliação
Os critérios para um plano ideal incluem os aspectos biológicos e físicos da oncologia de radiação. Por definição, um plano ideal deve administrar dose letal no tumor inteiro e poupar todos os tecidos normais. Essas metas podem ser definidas, mas não são atingíveis nos termos absolutos. Para atingir parâmetros biológicos quantitativos, foram desenvolvidos modelos envolvendo índices biológicos, tais como TCP e probabilidade de complicação de tecido normal. Os dados clínicos necessários para validar estes modelos são escassos e, por isso, atualmente a maioria das avaliações são realizadas com base em parâmetros físicos, nomeadamente de distribuição da dose dentro dos volumes alvo especificados e dose nos órgãos designados como críticos. A discussão de modelos biológicos está além do escopo deste livro. O leitor é encaminhado para Jackson e Kutcher (7) para uma revisão. Aspectos físicos de otimização e avaliação do plano são discutidos abaixo.
F.1. Curvas e Superfícies de Isodose
Tradicionalmente, os planos de tratamento são otimizados iterativamente usando vários campos, modificadores de feixe (por exemplo, cunhas e compensadores, etc.), pesos de feixe e direções de feixe apropriadas. As distribuições da dose nos planos concorrentes são avaliadas visualizando curvas de isodose em lâminas individuais, planos ortogonais (por exemplo, transversal, sagital e coronal), ou superfícies de isodose 3-D. Estes últimos representam superfícies de um valor da dose designado que cobre um volume. Uma superfície de isodose pode ser girada para avaliar a cobertura de dose volumétrica de diferentes ângulos. A Figura 19.5 é um exemplo de curvas de isodose exibidas em planos ortogonais e uma superfície de isodose cobrindo apenas o volume alvo. Uma das principais vantagens do planejamento do tratamento 3-D é a exibição da distribuição da dose, que pode ser manipulada com facilidade para mostrar a cobertura da dose volumétrica em fatias individuais, em planos ortogonais ou como superfícies de isodose 3-D.
	A distribuição da dose é normalmente normalizada para ser de 100% no ponto de prescrição da dose (ver ICRU) (1), de modo que as curvas de isodose representem linhas de igual dose em percentagem da dose prescrita. Para um plano de tratamento envolvendo um ou mais “reforços” (dose aumentada para certas partes do alvo, geralmente o GTV), um plano de isodose composto é útil, que pode ser novamente exibido por distribuição de isodose em fatias individuais, em planos ortogonais, ou como superfícies de isodose.
F.2. Histogramas do Volume da Dose (DVH)
A exibição da distribuição da dose na forma de curvas ou superfícies de isodose é útil porque mostra não apenas regiões de dose uniforme, dose alta ou dose baixa, mas também sua localização e extensão anatômica. No planejamento de tratamento 3-D, essa informação é essencial, mas deve ser complementada pelos DVHs para as estruturas segmentadas, por exemplo, alvos e estruturas críticas. Um DVH não apenas fornece informações quantitativas com relação à quantidade de dose absorvida em quanto volume, mas também resume toda a distribuição da dose em uma única curva para cada estrutura anatômica de interesse. É, portanto, uma ótima ferramenta para avaliar um determinado plano ou comparar planos concorrentes.
	O DVH pode ser representado em duas formas: o DVH integral cumulativo e o DVH diferencial. O DVH cumulativo é um gráfico do volume de uma determinada estrutura que recebe uma certa dose ou mais em função da dose (Fig. 19.6). Qualquer ponto na curva do DVH cumulativa mostra o volume que recebe a dose indicada ou superior. O DVH diferencial é um gráfico do volume que recebe uma dose dentro de um intervalo de dose especificado (ou dose bin) em função da dose. Como visto na Figura 19.6E, a forma diferencial do DVH mostra a extensão da variação da dose dentro de uma dada estrutura. Por exemplo, o DVH diferencial de uma estrutura uniformemente irradiada é uma barra única de 100% do volume na dose indicada. Das duas formas do DVH, o DVH cumulativo foi encontrado para ser mais útil e é mais comumente usado do que a forma diferencial.
19.3. Algoritmos para a Dose Computacional
Métodos semiempíricos adequados para o cálculo da dose em um ponto em um paciente foram discutidos no Capítulo 10. Correções para irregularidade de contorno e heterogeneidade de tecidos também foram apresentadas no Capítulo 12. Alguns elementos desses métodos foram adotados em algoritmos de computação de doses em alguns dos sistemas de planejamento de tratamento de computadores disponíveis comercialmente. Modernos sistemas de planejamento de tratamento atualizaram o software adicionalmente para entrada e processamento de dados 3-D, cálculo de dose e gráficos 3-D especiais. Alguns sistemas de planejamento de tratamento 3-D continuam a usar algoritmos de computação de dose basicamente bidimensionais (cálculo da distribuição da dose em uma determinada fatia não sendo afetados por alterações na composição do tecido nas fatias adjacentes), mas transformados em três dimensões por interpolação. No caso das heterogeneidades do tecido, assume-se que as fatias adjacentes são idênticas na composição do tecido à fatia na qual a dose está sendo calculada. Esta suposição é obviamente errada, mas não é tão ruim quanto parece. A dispersão lateral de fatias adjacentes é geralmente um efeito de segunda ordem, exceto em situações nas quais pequenos campos são usados para tratar tumores ou estruturas cercadas por pulmões ou grandes cavidades de ar. Por outro lado, assumindo a mesma composição para as fatias adjacentes, algoritmos mais simples podem ser usados, o que acelera bastante o processo de computação de doses. No entanto, em TRC 3-D, onde feixes não coplanares são frequentemente utilizados e distribuições da dose são avaliadas em múltiplos planos ou volumes, é essencial que o algoritmo de cálculo da dose tenha precisão aceitável (dentro de ± 3% para tecidos homogêneos e ± 5% para heterogêneos como o pulmão). Como a otimização do plano é um processo iterativo, a velocidade do cálculo é de suma importância. Portanto, o melhor algoritmo computacional é aquele em que precisão e velocidade são bem balanceadas.
	Algoritmos de cálculo da dose para o planejamento de tratamento informatizado têm evoluído desde meados da década de 1950. Em termos gerais, os algoritmos se dividem em três categorias: (a) baseada em correção, (b) baseada em modelo e (c) em Monte Carlo direto. Qualquer um dos métodos pode ser usado para planejamento de tratamento 3-D, embora com um grau variável de precisão e velocidade. No entanto, os algoritmos baseados em modelo e o Monte Carlo direto estão se tornando cada vez mais predominantes. Isto é devido à sua capacidade de simular o transporte de radiação em três dimensões e, portanto, prever com mais precisão a distribuição da dose sob condições de desequilíbrio de partículas carregadas, que podem ocorrer em tecidos de baixa densidade, como interfaces de tecido pulmonar e heterogêneo. Embora atualmente eles sejam prejudicados pela
velocidade lenta, essa limitação está desaparecendo rapidamente com a velocidade cada vez maior e a capacidade de armazenamento de dados dos computadores modernos.
A. Algoritmos Baseados em Correção
Esses algoritmos são semiempíricos. Eles são baseados principalmente em dados medidos (por exemplo, porcentagem de doses na profundidade e perfis de feixe transversal) obtidos em um simulador cúbico de água. Várias correções na forma de funções ou fatores analíticos são aplicadas para calcular as distribuições de dose em um paciente. As correções normalmente consistem em (a) correções de atenuação para irregularidades de contorno; (b) correções de dispersão como uma função do volume de dispersão, tamanho do campo, forma e distância radial; c) Correções geométricas da distância entre a fonte e o ponto de cálculo com base na lei do inverso do quadrado; (d) correções de atenuação para modificadores de intensidade de feixe, como filtros de cunha, compensadores e blocos; e (e) correções de atenuação para heterogeneidades de tecido com base no comprimento do percurso radiológico (profundidade equivalente a densidade unitária).
	Algoritmos baseados em correção representam uma variedade de métodos, desde aqueles que simplesmente interpolam dados da dose medida na profundidade até funções analíticas especialmente formuladas que predizem os vários fatores de correção sob condições especificadas. A dose em qualquer ponto é geralmente analisada em componentes primários e dispersos, que são calculados separadamente e depois somados para obter a dose total. As equações 9.31 e 10.14 são exemplos de cálculos que medem grandezas como a percentagem de doses na profundidade, relações tecido-ar, relação tecido máximo, etc., e o método Clarkson (ver Capítulo 9) de integração de dose para qualquer campo formado. Correções de contorno e correções de heterogeneidade de tecidos são discutidas no Capítulo 12. Esses métodos podem ser usados para cálculos manuais, bem como fazem parte de um algoritmo de computador baseado em correção para o cálculo da dose absorvida em um ponto em um paciente.
	Como mencionado anteriormente, a precisão dos algoritmos baseados em correção é limitada para correções de heterogeneidade 3-D em interfaces pulmonares e teciduais, especialmente em situações em que o equilíbrio eletrônico não está totalmente estabelecido.
B. Modelo Baseado em Algoritmos
Um modelo baseado em algoritmo calcula a distribuição de dose com um modelo físico que simula o transporte real de radiação. Devido à sua capacidade de modelar a fluência de energia dos fótons primários incidente em um ponto e a distribuição de energia subsequente à interação primária dos fótons, é capaz de simular o transporte de fótons e elétrons dispersos para longe do local de interação. Uma classe de algoritmos baseados em modelos, chamada de superposição de convolução, está em desenvolvimento desde meados da década de 1980 (8–11). Um exemplo de tais métodos é discutido abaixo. Para uma revisão da literatura, o leitor refere-se a Mackie et al. (12,13).
B.1. Método de Superposição de Convolução
Um método de superposição de convolução envolve uma equação de convolução que considera separadamente o transporte de fótons primários e o de fótons espalhados e elétrons emergentes da interação primária dos fótons. A dose em um ponto é dado por
Onde é o coeficiente de atenuação em massa é a principal fluência de energia de fótons, e é o núcleo de convolução (uma matriz de distribuição de dose depositada por fótons e elétrons espalhados em movimento no local principal de interação de fótons). A figura 19.7 mostra a geometria do transporte de radiação. O produto do coeficiente de atenuação mássico e da fluência da energia primária é chamado terma, , que significa energia total liberada por unidade de massa. O terma é análogo ao kerma, que representa a energia cinética liberada por unidade de massa na forma de elétrons acionados por fótons (veja o Capítulo 8). Kernel é a matriz de dose gerada por unidade terma no local de interação. O produto de terma e o núcleo da dose quando integrado sobre um volume dá a dose como dada na Equação 19.1.
	O kernel de convolução, , pode ser representado por uma ordem de dispersão de dose obtido por cálculo ou por medição direta. O método mais comumente usado é o Monte Carlo, que simula interações de um grande número de fótons primários e determina a dose depositada em todas as direções por elétrons e fótons dispersos originados no local de interação de fótons primário. A Figura 19.8 mostra um kernel do 60Co para água gerado por um programa Monte Carlo (EGS4 Monte Carlo code). A observação da distribuição da dose no núcleo indica que a deposição de dose pelo núcleo é repicada para frente, como esperado para um feixe de fótons de megavoltagem.
	A modelagem do transporte primário dos fótons e o cálculo da dose de núcleo para um feixe de raios X do acelerador linear requer conhecimento do espectro de energia dos fótons. Mais uma vez, Monte Carlo pode ser usado para calcular o espectro de energia de um feixe do linac. Mohan e Chui (14) usaram o código EGS4 para calcular o espectro de energia dos feixes de raios X do linac. Tais espectros podem ser usados tanto para o transporte de fótons primários quanto para a geração de um núcleo de dose pelo método de Monte Carlo. Assim, o espectro de energia gerado por Monte Carlo e o núcleo são ingredientes essenciais da equação de convolução para calcular a dose em qualquer ponto do paciente. Uma das tarefas importantes de comissionar um sistema de planejamento de tratamento que usa uma equação de convolução como a Equação 19.1 é modificar (ajustar) o espectro de energia gerado por Monte Carlo para ajustar o feixe modelado com a distribuição de dose na profundidade medida e perfis de dose do feixe em função do tamanho e profundidade do campo.
	Uma equação de convolução quando modificada para o comprimento do caminho radiológico (distância corrigida para a densidade de elétrons em relação à água) é chamada de equação de convolução-superposição:
onde é o comprimento do caminho radiológico da fonte até o local de interação de fótons primário e é o comprimento do caminho radiológico do local da interação primária de fótons até o local de deposição da dose. A dose do kernel pode ser calculada usando a tabela de escala da densidade de elétrons do núcleo gerado por Monte Carlo na água. A Figura 19.9 mostra que o kernel obtido com o método de gama-escala que compara bem com o gerado por Monte Carlo diretamente para o meio heterogêneo.
B.2. Monte Carlo direto
A técnica de Monte Carlo consiste em um programa de computador (código MC) que simula o transporte de milhões de fótons e partículas através da matéria. Ele usa leis fundamentais da física para determinar distribuições de probabilidade de interações individuais dos fótons e partículas. Quanto maior o número de partículas simuladas (histórias), maior a precisão de prever suas distribuições. No entanto, à medida que o número de partículas simuladas é aumentado, o tempo computacional torna-se proibitivamente longo. Assim, o desafio de escrever um código MC é o de poder usar uma amostra relativamente pequena de partículas selecionadas aleatoriamente para prever o comportamento médio das partículas no feixe. A distribuição da dose é calculada acumulando (marcando) eventos ionizantes em bins (voxels) que dão origem a deposição de energia no meio. Estima-se que o transporte de algumas centenas de milhões a um bilhão de histórias será necessário para o planejamento do tratamento de radioterapia com precisão adequada.
	Vários códigos MC foram usados na simulação do transporte de radiação e, mais recentemente, no planejamento do tratamento: Electron Gamma Shower versão 4 (EGS4) (15), ETRAN / ITS (16), N-partícula de Monte Carlo (MCNP) (17), PENELOPE (18) e PEREGRINE (desenvolvido no Lawrence Livermore National Laboratory) (19). Para uma revisão detalhada e bibliografia dos códigos MC, o leitor é referido por Rogers e Bielajew (20) e Li
et al. (21).
	Não obstante as quantidades excessivas de tempos computacionais, Monte Carlo é o método mais preciso de calcular a distribuição de dose em um paciente. Planos de amostragem feitos com a simulação de Monte Carlo mostraram melhorias na precisão do cálculo da dose, especialmente em interfaces de tecidos heterogêneos e no pulmão, onde o desequilíbrio de partículas pode ocorrer sob certas condições. Com o contínuo avanço na tecnologia computacional e nos algoritmos de computação, agora parece provável que a metodologia de Monte Carlo será implementada para o planejamento de tratamento de rotina em um futuro não muito distante.
20. Radioterapia por Intensidade Modulada
20.1. Introdução
Na tradicional terapia de radiação de fótons por feixe externo, a maioria dos tratamentos é fornecida com feixes de radiação que são de intensidade uniforme em todo o campo (dentro dos limites de especificação de planicidade). Ocasionalmente, cunhas ou compensadores são usados para modificar o perfil de intensidade para compensar irregularidades de contorno e/ou produzir distribuições de dose composta mais uniformes. Este processo de alteração de perfis de intensidade de feixe para atender aos objetivos de um plano composto é chamado de modulação de intensidade. Assim, os compensadores e cunhas podem ser chamados de moduladores de intensidade, embora muito mais simples do que os modernos sistemas de modulação de intensidade controlados por computador, como os colimadores multileaf dinâmicos.
	O termo radioterapia com intensidade modulada (IMRT) refere-se a uma técnica de terapia de radiação na qual uma fluência não uniforme é fornecida ao paciente a partir de qualquer posição do feixe de tratamento para otimizar a distribuição da dose composta. Os critérios de tratamento para otimização do plano são especificados pelo planejador e os perfis de fluência ideais para um determinado conjunto de direções de feixe são determinados através de “planejamento inverso”. Os arquivos de fluência assim gerados são transmitidos eletronicamente ao acelerador linear controlado por computador, que é equipado com o software e hardwares necessários para fornecer aos feixes de intensidade modulada (IMBs) conforme calculado.
	A implementação clínica da IMRT requer pelo menos dois sistemas: (a) um sistema computacional de planejamento de tratamento que pode calcular mapas de fluência não uniformes para múltiplos feixes direcionados de diferentes direções para maximizar a dose até o volume alvo e minimizar a dose para as estruturas normais críticas; (b) um sistema de distribuição das fluências não uniformes conforme planejado. Cada um desses sistemas deve ser adequadamente testado e comissionado antes do uso clínico real.
20.2. Planejamento da Radioterapia por Intensidade Modulada
O princípio da IMRT é tratar um paciente de várias direções diferentes (ou arcos contínuos) com feixes de fluências não uniformes, que foram otimizadas para fornecer uma dose alta ao volume alvo e uma dose aceitavelmente baixa para as estruturas normais circundantes. O programa de planejamento do tratamento divide cada feixe em um grande número de feixes e determina o ajuste ideal de suas fluências ou pesos. O processo de otimização envolve um planejamento inverso no qual os pesos ou intensidades dos feixes são ajustados para satisfazer critérios de dose pré-definidos para o plano composto.
	Vários métodos computacionais foram desenvolvidos para calcular os perfis de intensidade ideais (1 a 10). Esses métodos, baseados em planejamento inverso, podem ser divididos em duas grandes categorias:
1. Métodos analíticos. Estes envolvem técnicas matemáticas nas quais a distribuição da dose desejada é invertida usando um algoritmo de retroprojeção. Como efeito, isso é um reverso de um algoritmo de reconstrução de tomografia computadorizada (CT) no qual imagens bidimensionais são reconstruídas a partir de funções de intensidade unidimensionais. Se assumirmos que a distribuição da dose é o resultado de convoluções de uma dose de núcleo e densidade de núcleo, então o inverso também é possível, isto é, o não envolvimento de um núcleo de dose da distribuição da dose desejada, pode-se obter densidade de núcleo ou distribuição de fluência do paciente. Essas fluências podem então ser projetadas na geometria do feixe para criar perfis de intensidade do feixe incidente.
Um problema com os métodos analíticos é que, ao contrário da reconstrução da CT, não existem soluções analíticas exatas para determinar as fluências incidentes que produziriam a distribuição de dose desejada sem permitir pesos de feixe negativos. O problema pode ser contornado definindo-se pesos negativos para zero, mas não sem penalidade, em termos de desvios indesejados do objetivo desejado. Portanto, alguns algoritmos foram desenvolvidos para envolver procedimentos analíticos e iterativos.
2. Métodos iterativos. Foram desenvolvidas técnicas de otimização nas quais os pesos dos feixes para um determinado número de feixes são ajustados iterativamente para minimizar o valor de uma função de custo, que representa quantitativamente o desvio em relação à meta desejada. Por exemplo, a função de custo pode ser uma função menos quadrada do formulário:
onde é o custo na enésima iteração, é a dose desejada em algum ponto no paciente, é a dose computada no mesmo ponto, é o peso (importância relativa) fator em termos de contribuição para o custo de diferentes estruturas, e a soma é tomada sobre um grande número de pontos da dose. Assim, para alvos, o custo é a raiz quadrada média da diferença entre a dose desejada (prescrita) e a dose realizada. Para as estruturas críticas normais designadas, o custo é a raiz quadrada média da diferença entre a dose zero (ou um valor aceitável de dose baixa) e a dose realizada. O custo total é a soma dos custos para as metas e as estruturas normais, com base em seus respectivos pesos.
	O algoritmo de otimização tenta minimizar o custo geral em cada iteração até que o objetivo desejado (próximo a uma distribuição de dose predefinida) seja alcançado. Uma função de custo quadrático, como a dada pela Equação 20.1, tem apenas um mínimo. No entanto, ao otimizar os pesos do feixe para todos os feixes de diferentes direções para atingir um mínimo global, a mesma função de custo pode exibir vários mínimos locais. Portanto, no processo de iteração, ocasionalmente, é necessário aceitar um custo mais alto para evitar uma “armadilha” nos mínimos locais. Um processo de otimização, denominado recozimento simulado (3,10), foi concebido para permitir que o sistema aceite alguns custos mais elevados em busca de um mínimo global.
	O recozimento simulado leva o nome do processo pelo qual os metais são recozidos. O processo de recozimento para metais envolve um processo controlado de resfriamento lento para evitar estados amorfos, que podem se desenvolver se a temperatura puder diminuir muito rapidamente. No processo análogo de recozimento simulado, a decisão de aceitar uma mudança no custo é controlada por uma função de probabilidade. Em outras palavras, se , a mudança nas variáveis é sempre aceita. Mas se , a mudança é aceita com uma probabilidade de aceitação, , dada por
onde , é análogo à energia térmica na iteração (tem as mesmas dimensões que ), pode ser considerado como temperatura e é a constante de Boltzmann. No início do recozimento simulado, a “energia térmica” é grande, resultando em uma maior probabilidade de aceitar uma mudança nas variáveis que dá origem a um custo maior. À medida que o processo de otimização prossegue, a probabilidade de aceitação diminui exponencialmente de acordo com a Equação 20.2 e, portanto, leva o sistema a uma solução ótima. O processo é descrito por Web (10) como sendo análogo a um esquiador que desce de um morro até o ponto mais baixo de um vale.
	Os dados de entrada do paciente para o algoritmo de planejamento inverso são os mesmos que os necessários para planejamento antecipado, como discutido no Capítulo 19. Dados
de imagem tridimensionais, registro de imagem e segmentação são todos necessários ao planejar a IMRT. Para cada destino [volume de destino do planejamento (PTV)], o usuário insere os critérios do plano. Estes podem incluir a dose máxima, dose mínima e/ou objetivo(s) de volume da dose. Para as estruturas críticas, o usuário pode inserir a dose máxima desejada e/ou objetivo(s) de volume da dose. Dependendo do software IMRT, o usuário pode ser solicitado a fornecer outros dados, como energia do feixe, direções do feixe, número de iterações, etc., antes de proceder à otimização dos perfis de intensidade e ao cálculo da distribuição de dose resultante. A avaliação de um plano de tratamento IMRT também requer as mesmas considerações que o plano convencional da radioterapia tridimensional conformacional (TCR 3-D), ou seja, visualizar curvas de isodose em planos ortogonais, fatias individuais ou superfícies de volume 3-D. As distribuições de isodose são geralmente complementadas por histogramas de volume de dose.
	Depois que um plano IMRT aceitável foi gerado, os perfis de intensidade (ou mapas de fluência) para cada feixe são transmitidos eletronicamente para o acelerador de tratamento equipado com hardware e software apropriados para fornecer os IMBs planejados. Os sistemas de planejamento e entrega do tratamento devem ser integrados para garantir a entrega precisa e eficiente do tratamento planejado. Devido à natureza “caixa preta” de todo o processo, procedimentos rigorosos de verificação e garantia de qualidade são necessários para implementar a IMRT.
20.3. Distribuição da Radioterapia por Intensidade Modulada
 Aceleradores de radioterapia normalmente geram feixes de raios X que são achatados (uniformizados pelo uso de filtros de achatamento) e colimados por quatro jaws móveis para produzir campos retangulares. A taxa da dose de pré-colimação pode ser alterada uniformemente dentro do feixe, mas não espacialmente, embora os aceleradores de feixe de varredura (por exemplo, Microtron) tenham a capacidade de modular a intensidade elementar dos feixes de varredura. Para produzir perfis de fluência de intensidades modulados, pré-calculados para um plano de tratamento, o acelerador deve estar equipado com um sistema que possa alterar o perfil do feixe dado em um perfil de formato arbitrário.
	Muitas classes de sistemas de intensidades modulados foram concebidas. Um Grupo de Trabalho Colaborativo ASTRO-AAPM (11) classificou as técnicas de entrega IMRT em várias categorias. Estes incluem fótons e fotoelétrons escaneados, IMRT de tomoterapia, IMRT de MLC convencional, IMRT de modulador físico (isto é, compensadores) e aceleradores lineares robóticos. Para aceleradores lineares, parece que o MLC controlado por computador é o dispositivo mais prático para entregar IMBs, e é de longe o mecanismo de entrega mais frequentemente usado. A administração da IMRT com MLCs pode ser classificada em três grupos: Sistemas de entrega que usam ângulos do gantry fixos, feixes de leques rotatórios (tomoterapia) e feixes de cone giratórias (12). Discutiremos cada um desses sistemas de entrega baseados em MLC nas seções a seguir.
A. IMRT com Gantry em Ângulos Fixos
Para um determinado ângulo do gantry, um colimador multileaf controlado por computador não é apenas útil na formação de aberturas de feixe para radioterapia convencional, mas também pode ser programado para fornecer IMRT. Isso foi feito de duas maneiras diferentes.
A.1. Escolha Segmental por MLC
Na escolha segmental por MLC (SMLC), o paciente é tratado por múltiplos campos e cada campo é subdividido em um conjunto de subcampos irradiados com níveis de intensidade de feixe uniformes. Os subcampos são criados pelo MLC e entregues em um arranjo de pilha, um de cada vez em sequência, sem intervenção do operador. O acelerador é desligado enquanto as folhas se movem para criar o próximo subcampo. O composto de incrementos da dose fornecidos para cada subcampo cria o IMB como planejado pelo sistema de planejamento de tratamento (TPS). Este método de entrega IMRT também é chamado de “stepand-shoot” ou “stop-and-shoot”. A teoria de criação de subcampos e uma sequência de ajuste de folhas para gerar a modulação de intensidade desejada foi discutida por Bortfeld et al. (13). O método é ilustrado na Figura 20.1 para intensidade modulada unidimensional na qual um par de folhas ocupa um número de localizações estáticas e a radiação de cada campo estático assim definido é distribuída em intervalos discretos de fluência (mostrada por linhas pontilhadas). Neste exemplo, 10 campos separados foram empilhados em um arranjo de configuração de folhas conhecido como técnica “close-in” (Fig. 20.2A). Outro arranjo chamado “varredura de folhas” também é mostrado (Fig. 20.2B). Os dois arranjos são equivalentes e obtêm o mesmo número de unidades de monitora cumulativas (). De fato, se é o número de subcampos empilhados, foi mostrado que existem arranjos equivalentes possíveis (14). A intensidade modulada bidimensional é realizada como uma combinação de múltiplos subcampos de diferentes tamanhos e formas criadas por todo o MLC.
	A vantagem do método passo a passo é a facilidade de implementação dos pontos de vista da engenharia e segurança. Uma possível desvantagem é a instabilidade de alguns aceleradores quando o feixe é desligado (para reinicializar as folhas) e “ligado” dentro de uma fração de segundo. O uso de uma arma penteada em grade poderia superar este problema, uma vez que permite o monitoramento e o término da dose em cerca de um centésimo da . No entanto, nem todos os fabricantes têm esse tipo de arma eletrônica em seus aceleradores lineares.
	Um modo misto de entrega do IMB, chamado “dynamic-step-and-shoot”, também foi usado. Nesse método, a radiação fica “ligada” o tempo todo, mesmo quando as folhas estão se movendo de uma posição de subcampo estática para o próximo. Essa técnica tem a vantagem de desfocar as etapas incrementais na entrega de subcampos estáticos (15).
	Bortfeld et al. (13) demonstraram que um número relativamente pequeno de etapas (10 a 30 para cobrir um campo de de largura) pode ser usado para fornecer um perfil de intensidade modulada com uma precisão de 2% a 5%. Um plano de nove campos poderia ser entregue em menos de 20 minutos, incluindo o tempo extra permitido para a rotação do gantry (13). A Figura 20.3 é um exemplo de um perfil de fluência por intensidade modulada gerada pelo método step-and-shoot e comparado com a dose calculada e medida.
A.2. Escolha do MLC Dinâmico
Nesta técnica, as folhas correspondentes (opostas) varrem simultaneamente e unidirecionalmente, cada uma com uma velocidade diferente em função do tempo. Ao contrário da escolha SMLC, o feixe do acelerador fica ligado enquanto as folhas estão em movimento. O período em que a abertura entre as folhas permanece aberta (tempo de permanência) permite a entrega de intensidade variável a diferentes pontos no campo. O método é conhecido como MLC dinâmico (DMLC) e às vezes é chamado de "janela deslizante".
	As folhas de um DMLC são motorizadas e são capazes de se mover com uma velocidade superior a . O movimento está sob o controle de um computador, que também monitora com precisão as posições das folhas. O problema de determinar os perfis de velocidade das folhas foi resolvido por vários pesquisadores (16,17). A solução não é única, mas consiste em um algoritmo de otimização para fornecer com precisão os perfis de intensidade modulada planejados sob as restrições de máxima velocidade da folha possível e mínimo tempo de tratamento possível.
	O princípio básico da colimação dinâmica é ilustrado na Figura 20.4. Um par de folhas define uma abertura com a folha principal 2 movendo-se com a velocidade e a folha posterior 1 com a velocidade . Assumindo que a saída do feixe é constante sem transmissão através das folhas, penumbra ou dispersão, a intensidade do perfil como uma função da posição é dada pelos tempos cumulativos de feixe, e , em termos de cumulativas, que as bordas internas das
folhas 1 e 2, respectivamente, atingem o ponto ; isso é,
Diferenciando a Equação 20.3 em relação a 
	Para minimizar o tempo total de tratamento, a solução ideal é mover o mais rápido uma das duas folhas na velocidade máxima permitida, , e modular a intensidade com a folha mais lenta. Se o gradiente do perfil é zero, então, de acordo com a Equação 20.5, as duas velocidades são iguais e devem ser ajustadas para . Se o gradiente é positivo, então a velocidade da folha 2 é maior que a da folha 1 e, portanto, é igual a ; e se o gradiente é negativo, então a velocidade da folha 1 é igual a . Uma vez que a velocidade da folha mais rápida é ajustada para , a velocidade da folha mais lenta pode ser determinada exclusivamente a partir da Equação 20.5; isso é,
Em resumo, o algoritmo DMLC é baseado nos seguintes princípios:
1. Se o gradiente do perfil da intensidade for positivo (fluência crescente), a folha principal deve se mover na velocidade máxima e a folha traseira deve fornecer a intensidade modulada necessária.
2. Se o gradiente espacial do perfil da intensidade for negativo (fluência decrescente), a folha traseira deve se mover na velocidade máxima e a folha principal deve fornecer a intensidade modulada necessária.
B. IMRT com Feixes de Leque Rotativo: Tomoterapia
A tomoterapia é uma técnica de IMRT na qual o paciente é tratado fatia a fatia por IMBs de maneira análoga à tomografia computadorizada. Um colimador especial é projetado para gerar os IMBs à medida que o gantry gira em torno do eixo longitudinal do paciente. Em um dispositivo, a cama é indexada de uma a duas fatias de cada vez, e no outro, a cama se move continuamente como em um CT helicoidal. O primeiro foi desenvolvido pela NOMOS Corporation e o segundo pelo grupo de física médica da Universidade de Wisconsin.
B.1. O Sistema PEACOCK
O dispositivo de colimação NOMOS é chamado de MIMiC e é usado em conjunto com um TPS, PEACOCKPLAN. O MIMiC e o PEACOCKPLAN juntos são conhecidos como o sistema PEACOCK. Outros acessórios importantes incluem uma mesa de indexação especial chamada CRANE, um dispositivo de fixação do paciente chamado TALON, e um sistema de localização de alvo baseado em ultrassom chamado BAT (todos os produtos NOMOS são nomeados com nomes de aves).
	Colimador de Intensidade Modulada Multileaf. O colimador MIMiC consiste em uma abertura de fenda transversal longa, provida de dois bancos de 20 folhas cada (Fig. 20.5). Cada folha pode ser movida independentemente e pode fornecer uma abertura (no isocentro) de () ou (). Cada banco pode, portanto, tratar fatias de tecido de ou de espessura com de diâmetro; porque existem dois desses bancos, uma fatia de tecido de ou pode ser tratada ao mesmo tempo. Para prolongar o comprimento do volume de tratamento para além de , o leito é movido para tratar as fatias adjacentes. Isto dá origem a junções de campo, o que é motivo de preocupação na IMRT baseada em MIMiC.
	As folhas MIMiC são feitas de tungstênio e têm aproximadamente 8 cm de espessura na direção do feixe. A intensidade transmitida através de uma folha é de aproximadamente 1% para raios X de 10 MV. As interfaces das folhas são com múltiplos passos para limitar o vazamento entre as linhas para dentro de 1%. Cada folha pode ser trocada em 100 a 150 milissegundos, permitindo assim uma rápida mudança nas aberturas do feixe à medida que o gantry gira. Considerando o número de possíveis aberturas de campo em cada ângulo do gantry e o número de passos de intensidade que podem ser entregues em cada posição do gantry, é possível criar mais de configurações de feixes para cada arco (18). Assim, a intensidade modulada dos feixes pode ser controlada com precisão pela tecnologia MIMiC.
	Um possível problema com a IMRT baseada em MIMiC é a possibilidade de incompatibilidade entre os pares de fatias adjacentes necessários para tratar um volume alvo longo. Carol et al. (19) estudaram o problema e mostraram que fatias perfeitamente combinadas deram origem a heterogeneidade da dose de 2% a 3% em toda a junção. No entanto, mesmo um erro de na indexação da cama resultou em heterogeneidade da dose da ordem de 40%. A NOMOS resolveu esse problema projetando indexação de tabela e dispositivos de fixação de pacientes precisos.
	CRANE. Devido aos potenciais problemas de correspondência de campo no uso de MIMiC para tratar pares de fatias adjacentes ao longo do comprimento do paciente, é imprescindível mover a cama com extrema precisão. Uma tabela de indexação especial chamada CRANE foi projetada por NOMOS, que é capaz de mover a cama longitudinalmente com um peso de 300 libras para distâncias de a . Com essa precisão, é possível reduzir a heterogeneidade da dose na junção a ± 3% (20).
	TALON. Devido aos rigorosos requisitos da linha de partida, a NOMOS fornece um sistema de fixação de cabeça invasivo chamado TALON. O dispositivo é acoplável ao CT ou a cama da unidade de tratamento e fixa a posição da cabeça pela inserção de dois parafusos ósseos na mesa interna do crânio. Uma vez que os parafusos de osso foram inseridos, o TALON pode ser removido ou recolocado rapidamente, conforme necessário. Um apoio para a cabeça evacuado também pode ser usado para auxiliar no reposicionamento em cada sessão de tratamento.
	Para mais detalhes sobre o sistema PEACOCK de IMRT, o leitor é referido como referência (19).
B.2. Tomoterapia Helicoidal
Mackie et al. (20) propuseram um método de liberação de IMRT no qual a cabeça e o gantry de linac giram enquanto o paciente é transladado através da abertura em forma de anel de forma análoga a um tomógrafo helicoidal. Nesta forma de tomoterapia, o problema das linhas de correspondência inter-fatias é minimizado por causa do movimento helicoidal contínuo do feixe em torno do eixo longitudinal do paciente.
	Um diagrama esquemático da unidade de tomoterapia proposto por Mackie et al. é mostrado na Figura 20.6A e B. A figura 20.6C mostra uma unidade de TomoTherapy comercial (TomoTherapy, Inc., Madison, WI). O acelerador linear é montado em um gantry tipo CT e gira em um círculo completo. Ao mesmo tempo, a cama do paciente é transladada lentamente através da abertura, criando assim um movimento helicoidal do feixe em relação ao paciente. A unidade também é equipada com um conjunto de detectores oposto ao acelerador linear, permitindo a obtenção de uma tomografia computadorizada de megavoltagem (MVCT) para localização do alvo e planejamento do tratamento. A intensidade modulada do feixe de luz é criada por um colimador especialmente projetado: um MLC temporalmente modulado que consiste em uma fenda longa e estreita com um conjunto de múltiplas folhas em ângulos retos. As folhas podem ser movidas dinamicamente sob controle do computador, dentro e fora da abertura da fenda para definir um perfil unidimensional do IMB como com o MIMiC. A principal diferença entre a tomoterapia baseada em MIMiC e a tomoterapia helicoidal é que no primeiro caso a cama do paciente é estacionário enquanto o gantry gira para tratar cada par de fatias de cada vez e no último caso o paciente é transladado continuamente junto com a rotação do gantry. Os problemas de correspondência de campo são, assim, minimizados na tomoterapia helicoidal.
C. IMRT com Feixes de Cones Rotativos
C.1. Terapia de Arco por Intensidade Modulada
Yu (14) desenvolveu uma técnica de terapia por arco com intensidade modulada (IMAT) que usa o MLC dinâmico para moldar os campos, assim como para girar o gantry no modo de terapia por arco. O método é semelhante ao step-and-shoot em que cada campo (posicionado ao longo do arco) é subdividido em subcampos de intensidade uniforme, que são sobrepostos para produzir a intensidade modulada desejada. No entanto, o MLC dinâmico se move para moldar cada subcampo enquanto o gantry está girando e o feixe está ligado o tempo todo. Vários arcos sobrepostos são entregues com as folhas movendo-se para novas posições em um intervalo angular regular, por exemplo, 5 graus. Cada arco é programado para fornecer um subcampo em cada ângulo