Neste Artigo
- 1. O Que é TSET e Por Que Monte Carlo Faz Diferença
- 2. Simulação Monte Carlo dos Feixes Utilizados em TSET
- 3. Validação dos Feixes na Geometria de Entrega TSET
- 4. Uniformidade de Dose e Distribuição no Paciente
- 5. Monte Carlo na Braquiterapia: Superando as Limitações do TG-43
- 6. Ferramentas de Cálculo MC para Braquiterapia
- 7. O Papel da Imagem na Atribuição de Tecidos para MC
O Que é TSET e Por Que Monte Carlo Faz Diferença
A irradiação total de pele com elétrons (TSET) permanece como um dos tratamentos mais eficazes para linfoma cutâneo de células T (micose fungoide). Na prática, trata-se de um procedimento especial que exige modificações no equipamento e uma geometria de campo absolutamente fora do convencional — campos compostos de aproximadamente 200 cm de altura por 80 cm de largura, com SSDs nominais entre 300 e 500 cm.
Guia completo da série: para visão geral e links dos artigos relacionados, volte ao guia completo sobre Monte Carlo em radioterapia.
O método Monte Carlo trouxe para esse cenário algo que décadas de dosimetria experimental não conseguiram: a visualização completa das distribuições de dose na pele do paciente, incluindo análise DVH em diferentes profundidades. Historicamente, as informações de dose vinham de filmes, TLDs e câmaras de ionização em fantomas — dados úteis, mas fundamentalmente limitados.
A energia do feixe de elétrons mais utilizada varia entre 4 e 9 MeV. Conforme as recomendações do AAPM Report 23, a dose máxima deve ocorrer na superfície, o nível de 80% da dose prescrita precisa estar a profundidade superior a 0,4 cm, e a dose deve cair para menos de 20% a 2 cm de profundidade. Para uma visão abrangente das técnicas Monte Carlo em radioterapia, confira nosso guia completo sobre Técnicas de Monte Carlo em Radioterapia.
Simulação Monte Carlo dos Feixes Utilizados em TSET
A simulação de feixes para TSET utiliza o sistema EGSnrc, partindo da geometria detalhada do cabeçote do LINAC. Ding et al. modelaram feixes de 6 MeV a partir de aceleradores Varian Clinac 21EX e Varian TrueBeam — duas máquinas com abordagens de simulação distintas.
Para o Clinac 21EX, a simulação começa com elétrons saindo da janela de vácuo do cabeçote. A energia e o tamanho do spot do feixe de elétrons antes de atingir a janela são ajustados para obter a melhor concordância entre medidas e cálculos. Já para o TrueBeam, o ponto de partida são os arquivos de phase-space fornecidos diretamente pela Varian, registrados no plano logo acima dos colimadores x-y — sem necessidade de ajuste.
Os parâmetros padrão do EGSnrc são utilizados nas simulações: $AE = ECUT = 0,521$ MeV, $AP = PCUT = 0,010$ MeV, sem forçamento de interação de fótons e sem espalhamento Rayleigh. Os feixes simulados, armazenados em phase-space files a SSD = 100 cm, alimentam o código DOSXYZnrc para os cálculos de dose subsequentes.
Um resultado particularmente relevante: o trabalho de Ding et al. não observou aumento significativo da dose de bremsstrahlung a distâncias estendidas, contrariando o valor de até 5% reportado por Das et al. A dose de bremsstrahlung para um feixe de 6 MeV ficou entre 0,5% e 1% para SSDs de 100 a 700 cm. Essa descoberta tem impacto direto na prática clínica, pois uma superestimativa da dose de bremsstrahlung poderia limitar o uso do TSET. Como discutido em nosso artigo sobre cálculo de dose no paciente e aplicações em elétrons, a precisão na modelagem do feixe de elétrons é fundamental para resultados clínicos confiáveis.
Validação dos Feixes na Geometria de Entrega TSET
Validar a simulação na geometria real de tratamento é etapa obrigatória. A técnica utiliza campos duplos rotacionais: o paciente fica em uma plataforma giratória, e uma placa de acrílico transparente (90 cm × 200 cm) funciona como degradador de feixe, reduzindo a energia dos elétrons e aumentando o espalhamento.
As medidas de validação foram realizadas com dosímetros nanoDot (tecnologia OSL da LANDAUER) sobre um fantoma cilíndrico equivalente a água (29 cm de diâmetro, 30 cm de comprimento) revestido com duas camadas de bolus de 5 mm. Os dosímetros ficaram posicionados na superfície do fantoma e entre as camadas de bolus.
A comparação entre perfis de dose medidos e calculados na placa de espalhamento demonstrou concordância excelente. Um detalhe importante: os perfis são muito sensíveis ao tamanho de campo. Para o campo de 40 × 40 cm², a dose nas bordas é menor que para 36 × 36 cm² porque, no centro, ambos os campos duplos contribuem, enquanto nas extremidades apenas um campo contribui.
Uniformidade de Dose e Distribuição no Paciente
O torso humano se assemelha a um oval, e essa geometria irregular tem consequências diretas na distribuição de dose. Simulações Monte Carlo em um fantoma cilíndrico oval (eixo longo de 40 cm, eixo curto de 20 cm) revelam doses significativamente menores nas superfícies do eixo curto — o que corresponde às regiões anterior e posterior do torso do paciente.
A espessura da placa degradadora influencia diretamente a cobertura de dose em profundidade. Simulações com placas de 3 mm, 9 mm e sem placa mostram que o máximo de dose ocorre na superfície mesmo sem a placa, graças à incidência de elétrons de múltiplas direções durante a rotação. Baseado nos resultados Monte Carlo, Ding et al. recomendam uma placa de 3 mm com campo de 40 × 40 cm² para cobertura ótima da dose em profundidade na pele.
As distribuições de dose na anatomia real do paciente (baseadas em imagens CT) demonstram variações superiores a 20% na pele, consistentes com medidas in vivo reportadas na literatura. As linhas de isodose de 90%, 75% e 50% revelam blindagem parcial pelos braços elevados, gerando lacunas na cobertura na região entre cabeça e braço.
Análises DVH em três intervalos de profundidade — 0–5 mm, 5–10 mm e 10–15 mm da superfície — fornecem informações que nenhum método experimental consegue obter de forma tão detalhada. Tanto a técnica rotacional quanto a de 6 campos estáticos duplos produzem distribuições de dose cutânea comparáveis, como já relatado na literatura.
Monte Carlo na Braquiterapia: Superando as Limitações do TG-43
O formalismo TG-43 representou um marco na dosimetria de braquiterapia ao padronizar parâmetros baseados na geometria detalhada da fonte. Contudo, suas simplificações tornam-se problemáticas em situações específicas. A superposição de distribuições de dose de fonte única ignora a atenuação intersementes (ISA), as heterogeneidades teciduais e os efeitos de blindagem do aplicador.
| Sítio Anatômico | Energia da Fonte | Absorção | Atenuação | Blindagem | Espalhamento | Breakdown Dose=Kerma |
|---|---|---|---|---|---|---|
| Próstata | Alta | N | N | N | N | N |
| Próstata | Baixa | Y | Y | Y | N | N |
| Mama | Alta | N | N | N | Y | N |
| Mama | Baixa | Y | Y | Y | N | N |
| GYN | Alta | N | N | Y | N | N |
| Pele | Alta | N | N | Y | Y | N |
| Pulmão | Alta | N | N | N | Y | Y |
| Olhos | Alta | N | N | Y | Y | Y |
| Olhos | Baixa | Y | Y | Y | Y | N |
Fonte: Monte Carlo Techniques in Radiation Therapy (2nd ed., CRC Press, 2022), Table 16.1, adaptada de Rivard et al.
Para fontes de baixa energia, o coeficiente de absorção mássica de energia $\mu_{en}/\rho$ varia significativamente entre tecidos pela dependência aproximada de $Z^{3-4}$ da seção de choque fotoelétrica. A relação $D_{tecido}/(\mu_{en}/\rho)_{tecido} = D_{água}/(\mu_{en}/\rho)_{água}$ sob equilíbrio de partículas carregadas mostra que a dose no tecido pode diferir substancialmente da dose em água.
O impacto clínico é concreto. Carrier et al. demonstraram, em estudo retrospectivo com 28 pacientes de câncer de próstata implantados com $^{125}$I, uma redução média de 7% no $D_{90}$ quando ISA e heterogeneidades teciduais são considerados. Calcificações intraprostáticas podem produzir reduções no $D_{90}$ de até 25% em relação ao TG-43. Para implantes mamários com $^{103}$Pd, a redução no $D_{90}$ varia de 4% (mama inteiramente glandular) a 35% (mama inteiramente adiposa). Para mais detalhes sobre modelagem de fontes, veja nosso artigo sobre feixes de elétrons e braquiterapia.
Ferramentas de Cálculo MC para Braquiterapia
Diversas plataformas de cálculo Monte Carlo foram desenvolvidas para dosimetria de braquiterapia paciente-específica. Cada uma traz abordagens distintas para resolver o mesmo problema fundamental: superar as limitações do TG-43 com tempos de cálculo clinicamente viáveis.
| Ferramenta | Base MC | Resolução de Voxel | Tempo de Cálculo | Incerteza Estatística |
|---|---|---|---|---|
| MCPI | GEPTS | 2 mm³ | ~1 min | 2% |
| PTRAN_CT | EGSnrc (correlated sampling) | 2 mm³ | ~3 s | 2% |
| BrachyDose | EGSnrc | 2 mm³ | ~30 s | <2% |
| ALGEBRA | GEANT4 | 2 mm³ | 6–12 min | 2% |
| egs_brachy | EGSnrc (egs++) | 2 mm³ (próstata) / 1 mm³ (olho) | 13–39 s | 2% |
Fonte: Monte Carlo Techniques in Radiation Therapy (2nd ed., CRC Press, 2022)
O PTRAN_CT merece destaque pela implementação de correlated sampling — as histórias de fótons são construídas primeiro em água homogênea, depois os pesos das partículas são recalculados para a geometria heterogênea. Isso aumenta a eficiência por fatores de 2 a 40.
O egs_brachy, como aplicação moderna do EGSnrc, é distribuído como software livre e de código aberto. Inclui uma biblioteca benchmarked de geometrias de fontes, aplicadores e fantomas, além de interface gráfica para integração de dados clínicos. Para implantes de próstata e mama com voxels de 2 mm³ e placas oculares com 1 mm³, os tempos de simulação ficam entre 13 e 39 segundos para alcançar 2% de incerteza média na dose do alvo.
O Papel da Imagem na Atribuição de Tecidos para MC
A precisão do cálculo Monte Carlo depende diretamente da atribuição correta de seções de choque de fótons voxel a voxel. A tomografia computadorizada (CT) fornece dados de atenuação que são convertidos em densidade eletrônica ou mássica — um passo relativamente direto para fontes de alta energia, onde a composição tecidual tem efeito menor.
Para fontes de baixa energia, a situação se complica. Estudos recentes mostram que a CT de energia dupla (DECT) pode fornecer estimativas mais precisas da composição elemental dos tecidos, reduzindo incertezas na atribuição de seções de choque para simulações MC. A ressonância magnética, com seu excelente contraste em tecidos moles, oferece alternativas para contorno do alvo, embora não forneça diretamente informações de densidade eletrônica.
Landry et al. investigaram a sensibilidade das distribuições de dose à composição tecidual para implantes de próstata com $^{125}$I e mama com $^{103}$Pd. Duas composições elementais da próstata encontradas na literatura resultaram em variações de 3,5% no $D_{w,m,90\%}$. Para mama, a variabilidade na composição tecidual resultou em variações de dose de até 10%. Esses números reforçam que a atribuição precisa de tecidos não é apenas detalhe técnico — é fator determinante na acurácia dosimétrica.
O avanço contínuo dessas técnicas aponta para um futuro onde o cálculo Monte Carlo será ferramenta de rotina no planejamento de braquiterapia, superando definitivamente as simplificações do TG-43 e oferecendo dosimetria verdadeiramente paciente-específica. Para acompanhar as tendências e o futuro do MC em radioterapia, confira nosso artigo sobre técnicas de Monte Carlo em radioterapia.
