RICOSTRUZIONE DI DOSE IN PAZIENTE PER TECNICHE DI RADIOTERAPIA AD INTENSITÀ MODULATA

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1 Università Cattolica del Sacro Cuore di Roma Scuola di Specializzazione in Fisica Medica a.a RICOSTRUZIONE DI DOSE IN PAZIENTE PER TECNICHE DI RADIOTERAPIA AD INTENSITÀ MODULATA Relatore: Dott. Andrea Fidanzio Correlatore: Prof. Angelo Piermattei Candidato: dott.ssa Cristina DI Venanzio 1

2 INTRODUZIONE 1. Tecnica IMRT: 1.1. Il collimatore multilamellare (MLC) 1.2. Step and Shoot 1.3. Sliding window 1.4. Controlli di qualità per tecniche IMRT 1.5. Linac e TPS 2. Dosimetria in vivo 2.1. Tecniche di Dosimetria In Vivo mediante EPID 2.2. Algoritmi IMRT: STEP AND SHOOT e SLIDING WINDOWS Segnale EPID Fasci simulati Studio della risposta dell EPID in presenza del MLC Indice di disomogeneità di fluenza Misure con EPID e camera a ionizzazione Algoritmo per la ricostruzione di D iso 2.3. L analisi gamma tra immagini EPID 2.4. Interfaccia software 3. Analisi risultati ottenuti 3.1. Risultati dosimetrici per IMRT Step and Shoot Linac Elekta Linac Siemens 3.2. Risultati dosimetrici per IMRT Sliding Windows 3.3. Problematiche critiche evidenziate Cambiamenti sistematici della morfologia del paziente Attenuatori DISCUSSIONI CONCLUSIONI APPENDICE BIBLIOGRAFIA 2

3 INTRODUZIONE Il presente lavoro di tesi ha come obiettivo quello di investigare un nuovo metodo di Dosimetria in Vivo che utilizza l EPID come verifica finale di tutti i controlli di qualità in tecniche ad alta tecnologia come i trattamenti Radioterapici ad Intensità Modulata. Questo studio si colloca all interno di un progetto (DISO) che coinvolge 8 centri Radioterapici coordinati dal gruppo di ricerca del Prof. Angelo Piermattei dell Università Cattolica di Roma, finanziato dal Istituto Nazionale di Fisica Nucleare (INFN). Il DLgs_187/00 ha attuato la direttiva 97/43/ EURATOM in materia di protezione sanitaria delle persone, contro i pericoli delle radiazioni ionizzanti connesse ad esposizioni mediche. Il decreto sancisce la Garanzia della Qualità, protocollo di azioni programmate e sistematiche, intese ad accertare con adeguata affidabilità che un impianto, un sistema, un componente o un procedimento funzionerà in maniera soddisfacente conformemente agli standard stabiliti. In Radioterapia questo si traduce con una processo che garantisce che il trattamento effettuato corrisponda agli scopi per il quale è stato programmato sia per quanto riguarda la tecnica di erogazione sia per la dose al tumore e ai tessuti sani circostanti. Non è sufficiente inoltre considerare la parte tecnica del trattamento (che comprende attrezzature e procedure impiegate) ma anche gli aspetti clinici e organizzativi. 3

4 La Garanzia di Qualità deve minimizzare la presenza di errori, consentire la loro rilevazione e attivare relativi meccanismi di correzione. La dosimetria in vivo verifica l accuratezza nel rilascio della dose in un determinato punto, attraverso il confronto tra la dose calcolata in quel punto dal TPS e la dose determinata in vivo nel medesimo punto. Nei centri radioterapici ad alta specializzazione, che effettuano anche tecniche speciali (Total Body Irradiation TBI, Stereotactic Radio Therapy, TSET, Total Skin Electron Therapy, Intensity Modulated Radiation Therapy IMRT, Volumetric Modulated Arc Therapy, VMAT, ecc.) la dosimetria in-vivo è parte integrante dei protocolli di qualità, essa costituisce un controllo di qualità a tutti gli effetti. Queste tecniche hanno procedure complesse che richiedono una serie di passaggi e di controlli di qualità, tesi ad evitare incertezze dosimetriche in fase di erogazione del trattamento al paziente. Un volta prescritto un trattamento radioterapico, il paziente viene sottoposto ad una TAC o una Risonanza Magnetica di simulazione, per individuare tutti i volumi interessati, sia quello bersaglio sia quello degli Organi A Rischio (OAR). La posizione presa dal paziente in questa fase, dovrà esser rispettata in tutte le altre fasi, dalle successive simulazioni al vero e proprio trattamento. Decisa dose e tecnica di erogazione, tramite un Sistema di Pianificazione di Trattamento, TPS, viene ottimizzata l energia, il numero e la conformazione dei fasci, in modo da ottenere il massimo della dose al Target e il minimo agli OAR. Il trattamento, in genere, è erogato in più frazioni e questo può portare a numerosi errori di set-up. Ma nel 4

5 controllo di qualità si deve considerare anche possibili errori nella taratura dei fasci e nell accuratezza degli algoritmi di calcolo della dose. La verifica della dose è il metodo più efficace per valutare l accuratezza del trattamento del paziente. Essa è una parte fondamentale di un programma di QA in radioterapia ed è raccomandata, per il miglioramento della qualità della cura del paziente in radioterapia, sia dalla letteratura scientifica sia dalle organizzazioni internazionali quali l European Society of Therapeutic Radiology o Oncology e Royal College of Radiologist, che sollecitano costantemente l uso di procedure di controllo della dose prima e dopo il trattamento, in particolare per tecniche avanzate come IMRT e VMAT, per cui set-up del paziente e distribuzione di dose erogata devono avere il più alto livello di precisione. Inoltre uno spostamento, anche di pochi millimetri, può compromettere il risultato clinico del trattamento depositando dosi elevate in tessuti sani ed un contemporaneo sottodosaggio in alcune zone della massa tumorale. Il grado di accuratezza dosimetrica richiesto è molto elevato, soprattutto quando si parla di radioterapia ad intensità modulata. Gli errori che ritroviamo nel calcolo della dose eseguito con un sistema per piani di trattamento (TPS) possono essere di tipo sistematico e richiedono quindi una particolare attenzione. D altronde, come riportato in diversi lavori [12,25,38], la presenza di incertezze tipiche di un trattamento radioterapico (come movimenti o modificazioni degli organi e gli 5

6 errori nel posizionamento del paziente) può compromettere in modo determinante l esito e la validità del piano stesso. Le richieste di accuratezza di un trattamento radioterapico derivano fondamentalmente dalla conoscenza del comportamento radiobiologico delle cellule tumorali e dei tessuti sani, e di tutte le manifestazioni cliniche che sottendono a tale comportamento. La figura 1.1 mostra la finestra terapeutica utilizzata per trattare i tumori, in termini di dose, mediata tra l obiettivo di controllare localmente il tumore e quello di evitare complicazioni ai tessuti sani: questo porta a lavorare su una zona critica dove una piccola variazione di dose (±5%) porta a grandi variazioni di probabilità ( dell ordine del 20 %) dell efficacia del trattamento. Fig 1.1 Probabilità di controllo locale del tumore e probabilità di danneggiare i tessuti sani in funzione della dose rilasciata al paziente 6

7 Molti team di ricerca hanno dimostrato il vantaggio di una ricostruzione di dose mediante dispositivi a-si EPID che permettono di acquisire immagini veloci e ad alta risoluzione [45]. Sono stati sviluppati alcuni metodi per ricostruire la dose in termini di dose puntuale o di distribuzione di dose in 2D o 3D. Tuttavia questi metodi [25,26,34] richiedono molte misure di implementazione e un tempo di elaborazione dati troppo lungo per un utilizzo clinico. Per una integrazione facile e continuativa della dosimetria in vivo nella routine clinica, è necessario realizzare un protocollo semplice e veloce che sia un elevato sistema di automazione con la più rapida valutazione quantitativa. L esperienza pregressa nel metodo di ricostruzione di dose in 3DCRT ci permette di dire che una ricostruzione 1D, facile da implementare e veloce nell esecuzione è sufficiente come metodo per individuare e rimuovere le cause di errori dosimetrici in quasi tempo reale e programmare le correzioni più idonee da adottare nelle successive frazioni di terapia, o addirittura per determinare la tempistica di una tecnica adattiva. Quando si parla di praticità si intende facilità nell utilizzo e rapidità nel conseguimento dei risultati, quindi la procedura deve prevedere il controllo in tempo reale, tale da permettere allo staff medico, fisico e tecnico di analizzare e programmare, in caso di discordanze dosimetriche, le correzioni più idonee da adottare per le successive frazioni di terapia. 7

8 Il presente lavoro di tesi vuole mostrare i risultati dosimetrici dell utilizzo di un software realizzato nel nostro laboratorio, per la dosimetria in vivo tramite EPID per tecniche IMRT Step and Shoot e Sliding Windows su Linac Varian Siemens e Elekta operanti in 4 diverse strutture ospedaliere nazionali. Inoltre è stata posta particolare attenzione all analisi di particolari problematiche che possono esser intercettate tramite questo metodo al fine di aumentare l accuratezza del trattamento IMRT. 1. TECNICA IMRT La radioterapia ad Intensità Modulata (IMRT) permette di realizzare complesse distribuzioni di dose che ben conformano il target, permettendo allo stesso tempo di preservare i tessuti sani e gli organi a rischio. E una tecnica capace di produrre isodosi concave, molto importante nei trattamenti di masse tumorali che racchiudono organi critici (come occhio, midollo, retto, ecc.) e che rappresentano circa il 30% dei tumori. Permette inoltre di compensare parzialmente la penombra del fascio aumentando la fluenza ai bordi del volume bersaglio con la possibilità così di ridurre le dimensioni del campo. Con questi vantaggi si può aumentare il livello della dose prescritta al target e di ridurre quella ai tessuti sani. 8

9 Questa tecnica è possibile con un Collimatore Multi Lamellare (MLC) che permette una affinata conformazione del fascio e la movimentazione delle lamelle stesse. Per realizzare fasci modulati ci sono principalmente 2 tipi di tecniche : le tecniche con MLC dinamico (DMLC, Sliding window) e le sequenze di campi multipli statici conformati (SMLC, Step & Shoot ). 1.1 Il collimatore multilamellare (MLC) All interno della testata dell acceleratore lineare è installato un collimatore multilamellare (MLC), che oltre a conformare il fascio per tecniche 3DCRT può operare in modalità Step & Shoot o Sliding Windows per tecniche ad Intensità Modulata. Le caratteristiche meccaniche, geometriche e dosimetriche di un MLC, sono legate al suo disegno, alla sua posizione all interno della testata, al materiale, allo spessore e alla forma delle lamelle. L MLC può essere integrato nella macchina e sostituire una coppia di diaframmi (MLC secondario) oppure costituire una componente aggiuntiva a questi (MLC terziario). Un collimatore multilamellare è caratterizzato meccanicamente dal numero di coppie di lamelle, dalla larghezza di esse proiettata all isocentro, dallo spessore, dalla distanza che le lamelle possono percorrere, dalla massima dimensione del campo, oltre l asse di rotazione del collimatore e dal tipo di focalizzazione. La 9

10 lamella è pertanto l elemento base del collimatore multilamellare. Ognuna di essa è mossa da un corrispondente motore, il loro spessore deve garantire una radiazione trasmessa trascurabile e una forma speciale detta tongue and groove deve limitare la radiazione di fuga alla giunzione fra lamelle adiacenti. A differenza dei collimatori di Varian e Siemens, che sono posti dopo le jaws il collimatore MLC Elekta è posto superiormente verso la sorgente, e questa configurazione ha il vantaggio di rendere più piccolo lo spazio necessario al moto delle lamelle per coprire il campo di irradiazione; ciò consente di avere una lunghezza delle lamelle minore e quindi una treatment head più compatta. Questa scelta comporta, tuttavia, lo svantaggio di avere lamelle molto distanti dall isocentro per cui la larghezza delle stesse deve essere più piccola con la conseguenza di avere una incertezza maggiore sul loro posizionamento. La posizione delle lamelle è verificata ogni 50 ms da un sistema di controllo che permette di analizzare al termine di ogni campo modulato la differenza tra la posizione programmata e quella eseguita. Il collimatore multilamellare della Varian 2300 DXH invece è posto sotto le jaws, quindi a fine testata ed è costituito da 120 lamelle, ognuna di larghezza proiettata all isocentro di 0,5 cm e una separazione tra lamelle di 0,2 mm. I collimatori Siemens invece sono di due tipi, uno con 82 lamelle di larghezza alla SAD di 1 cm mentre l' Artiste ha un 160 MLC TM MLC, con 160 lamelle di larghezza alla SAD di 0.5 cm. 10

11 1.2 Step & Shoot Nella tecnica definita come Step and Shoot, la modulazione viene realizzata erogando, in sequenza, campi multipli statici ( step ) con il fascio radiante spento (OFF) nelle fasi di passaggio tra due differenti step di modulazione (fig 1.2). Le lamelle si spostano per posizionarsi nella posizione definita dal primo segmento, si fermano, c è una verifica della loro posizione e solo a quel punto l erogazione ha inizio. Erogate le unità monitor previste, le lamelle si posizionano come definito nel secondo segmento, si fermano, avviene la verifica e vengono erogate le unità monitor stabilite per il secondo segmento, e così per tutti gli altri sottocampi che compongono il fascio fino alla riproduzione completa della mappa di fluenza voluta.. Figura 1.2- Rappresentazione schematica della tecnica Step and Shoot con MLC statico (SMLC). In questa figura il processo è costituito da 4 livelli discreti, ma nella pratica clinica ne occorrono tra 10 e

12 1.3 Sliding Window Nella Sliding Window la realizzazione di fasci modulati avviene attraverso l utilizzo di campi dinamici a posizione di gantry fisso, nei quali il fascio radiante rimane acceso (ON) durante tutte le fasi di movimentazione delle lamelle dell MLC. L erogazione delle unità monitor avviene, cioè, mentre le lamelle del MLC si muovono a velocità variabile dalla posizione di un segmento a quella del segmento successivo (come se si avesse un numero infinito di segmenti). Figura Rappresentazione schematica della tecnica con MLC dinamico (DMLC). 1.4 Controlli di qualità per tecniche IMRT È stato già discusso nell introduzione come sia necessaria una elevata accuratezza nell erogazione della dose in un trattamento radioterapico per ottenere il risultato auspicato nel controllo della malattia e nel ridurre le complicazioni per gli organi sani. Sappiamo che l accuratezza globale di un processo radioterapico è data dall accuratezza di ogni singolo passo del processo stesso. Lo scopo di un programma di assicurazione di qualità consiste proprio nel mantenere ogni singolo 12

13 passaggio al più basso valore possibile di tolleranza. Logicamente, quanto più complessa sarà la tecnica di trattamento, tanto più complesse saranno le procedure per il controllo di qualità. In particolare nella tecnica IMRT con fasci modulati mediante MLC l assicurazione di qualità dovrebbe prevedere una serie di controlli su tre distinti livelli nel processo di erogazione della dose prescritta: 1. Verificare che il sistema di erogazione della radiazione sia in grado di erogare fasci modulati con una precisione accettabile tenendo conto delle caratteristiche dell unità di trattamento e, in particolare, del collimatore MLC. Maggiore attenzione deve essere posta sul controllo delle varie posizioni delle lamelle per ogni singolo campo nonché sulla capacità dell acceleratore di erogare un numero molto piccolo di UM molto spesso su campi di piccole dimensioni. 2. Verificare che la distribuzione di dose ottenuta dalle sequenze di segmenti con le relative UM sia corretta. Questo controllo, da eseguirsi prima di ogni trattamento sul paziente, costituisce la verifica pre-treatment. Non è possibile relazionare la dose prescritta in punto o in un volume con il numero di UM richieste. Questo a causa delle incertezze legate alla dosimetria per piccoli campi ed alla caratteristiche del sequencer che genera i vari segmenti. Per questo il controllo delle UM viene eseguito proiettando la modulazione di ogni fascio su un fantoccio omogeneo in modo da ricalcolare e 13

14 misurare la distribuzione di dose in un piano di riferimento per poi confrontarne le distribuzioni di dose. 3. La dosimetria in vivo durante l esecuzione di un trattamento IMRT permette la verifica finale della corretta erogazione della dose al paziente. In particolare quest ultimo punto sarà oggetto della presente tesi attraverso l impiego di matrici di camere a ionizzazione situate a livello portale. 1.5 Linac e TPS I fasci utilizzati per le implementazioni degli algoritmi, per le misure dosimetriche e per i trattamenti sono da 6 MV. I dati raccolti provengono da più centri italiani e da diverse facilities con differenti linac. Al Policlinico Agostino Gemelli i dati sono stati raccolti da trattamenti su due Clinac Varian linacs (Varian Medical System, CA) con un MLC da 120 lamelle. Alla Fondazione di Ricerca e Cura "Giovanni Paolo II" di Campobasso sono operanti due Elekta Precise (Elekta, Stockholm, Sweden), entrambi equipaggiati con un MLC standard composto da 80 lamelle da 1 cm di larghezza alla SAD. Due Siemens (1 Oncor Impression e 1 Artiste) linacs (Siemens, Concorde California, USA), sono stati utilizzati rispettivamente all'ospedale Belcolle di Viterbo e al Centro Oncologico Fiorentino di Sesto Fiorentino; il primo Siemens è equipaggiato con un MLC con 82 lamelle di larghezza alla Source to Axis Distance (SAD) di 1 cm mentre l' Artiste ha un 160 MLCTM MLC, con 160 lamelle di larghezza alla SAD di 0.5 cm. 14

15 La calibrazione è stata effettuata seguendo il protocollo IAEA, utilizzando un fantoccio ad acqua ed imponendo una dose di 1 cgy/mu alla profondità della dose massima, dmax, con una Source to Phantom Surface Distance (SSD) uguale alla SAD di 100 cm. Le misure di dose sono state eseguite tramite una camera a ionizzazione Farmer model TM31010 (0.6 cm3) della PTW (Freiburg Germany) ed acquisite con un elettrometro PTW Tandem. I fasci di 6MeV sono stati caratterizzati mediante gli indici TPR20,10, i cui valori sono compresi tra e Il Treatment Planning Sistem (TPS) utilizzato per la tecnica Sliding Window è un Eclypse ( Varian Medical System), versione 8.9 con l algoritmo AAA utilizzato per il calcolo della dose e con una risoluzione pari a 2,5mm per la griglia di dose. Mentre per la tecnica Step and Shoot è stato usato un Oncentra Masterplan versione 4.0 (Nucletron BV Veneendal, the Netherlands) e un Pinnacle3 version 9.2 (Philips Healthcare DA Best The Netherlands). l fattore di trasmissione e il contributo di dose dovuto alla separazione tra le lamelle sono stati misurati in fantoccio ad acqua e a profondità di 10 cm ed implementati nel TPS, secondo manuale Varian. 15

16 2 DOSIMETRIA IN VIVO MEDIANTE EPID In questo capitolo verrà affrontato in dettaglio il metodo e la strumentazione utilizzata, focalizzando l attenzione soprattutto sull algoritmo di calcolo che è alla base del software di analisi dati. Sia l algoritmo che il software sono stati interamente sviluppati dal gruppo di ricerca dell Università Cattolica del Sacro Cuore UCSC. 2.1 Dosimetria In Vivo tramite EPID La dosimetria in vivo costituisce un controllo a tutti gli effetti. Essa non fa parte dei controlli di qualità pre-trattamento ma va ad integrare il protocollo di assicurazione di qualità in radioterapia, con il ruolo di controllo della dose, indipendente, e quindi come strumento utile alla determinazione di interventi correttivi da apportare eventualmente in fase di esecuzione o impostazioni di un trattamento radioterapico. L attivazione di procedure di dosimetria in vivo per tecniche conformazionali e tecniche speciali è dunque auspicabile al fine di eliminare ogni errore sistematico nella erogazione della dose prescritta da ogni singolo campo. In particolare, la verifica in vivo su un campione iniziale di pazienti può esser sufficiente per validare dal punto di vista dosimetrico una certa tecnica e per scoprire eventuali errori sistematici. 16

17 L esperienza pregressa e consolidata con la dosimetria 3DCRT ha permesso di poter stilare un elenco di cause di warning nei trattamenti radioterapici, dove la dosimetria in vivo è fondamentale per intervenire e correggere o tenere sotto stretta osservazione le fasi del trattamento Set-up del paziente Attenuatori ( supporti e immobilizzatori) Implementazione del TPS Numeri CT disallineamento Laser variazione di dose nell Output Errori di posizione e allineamento MLC Occasionali cambiamenti morfologici paziente Riduzione del volume target Perdita di peso E importante osservare che nella maggior parte di questi casi è possibile intervenire e correggere, invece in altri, come in presenza di bolle d aria, che rientrano quindi negli occasionali cambiamenti morfologici di un paziente, non si interviene e ma si tiene sotto controllo. In fine nei casi di perdita di peso o variazioni di volume del target è opportuno intervenire con una Adaptive Radiotherapy (ART) : recenti 17

18 studi hanno infatti messo in evidenza il ruolo importantissimo della dosimetria in vivo nella ripianificazione del piano di trattamento Oltre a evidenziare eventuali errori la dosimetria in vivo risulta anche un ottimo strumento per l equipe medica, che può avvalersi di essa per capire se è necessario o meno pianificare un nuovo piano di trattamento durante il percorso radioterapico di un paziente. Molte organizzazioni internazionali suggeriscono di eseguire periodicamente la IVD ed è auspicabile che presto diventi da protocollo per molti paesi. Negli ultimi anni sono stati sviluppati e studiati molti sistemi per controllare il corretto rilascio di dose nel paziente. Un dispositivo di grande aiuto per superare questi problemi è oggi offerto dall Electronic Portal Imaging Device (EPID) in grado di rilevare la radiazione trasmessa oltre il paziente. L EPID è un sistema integrato all acceleratore, di facile utilizzo e non necessita di esser centrato a mano sul paziente, ed inoltre è stato progettato con l obiettivo di fornire delle immagini portali 2D, utili ad assicurare una perfetta centratura del volume bersaglio. Il metodo utilizzato in questo lavoro è basato sull acquisizione di un segnale di trasmissione attraverso il paziente. Tale segnale, acquisito dall EPID è legato alla dose in ingresso e all attenuazione del paziente; quindi, tramite misure di trasmissione, stimando lo spessore radiologico del paziente è possibile correlare il segnale stesso alla dose all isocentro (DISO). Ne risulta un confronto tra la dose ricostruita e la dose pianificata che permette non solo di individuare possibili errori 18

19 di impostazione del trattamento, ma anche di evidenziare possibili modifiche morfologiche interne al paziente stesso. I vantaggi di utilizzare l EPID per la dosimetria in vivo sono notevoli: Assenza di procedure per il posizionamento e centratura dei rivelatori Notevole riduzione della frequenza di taratura del rivelatore E possibile utilizzarlo per ogni frazione di trattamento Riduzione dei tempi di acquisizione ed implementazione del metodo Risultati in quasi tempo reale E possibile visualizzare questi risultati al termine del trattamento sullo schermo del computer, fornendo una verifica IVD in tempo reale, prima di iniziare il trattamento di un nuovo paziente Un sistema di dosimetria in vivo così organizzato necessita nel centro di terapia, di una rete di Record and Verify che permetta un rapido accesso alle immagini EPID, ai dati del TPS e alla CT del paziente in modo tale da ottenere risultati in quasi tempo reale. Questo lavoro riporta i risultati di una procedura di dosimetria in vivo per entrambe le tecniche IMRT, Step and Shoot e Sliding Window, che utilizza proprio queste strategie 19

20 2.2 Algoritmi IMRT: STEP AND SHOOT e SLIDING WINDOWS I vari acceleratori sono equipaggiati con differenti asi EPID, tutti contenenti una unità di rivelazione di immagini (IDU), con il rivelatore e accessori elettronici; una unità di acquisizione di immagini (IAS), l interfaccia hardware che controlla e legge l IDU e una workstation dedicata (PC Portal Vision). L Elekta è equipaggiato con Elekta IviewGT EPIDs, formato da pannelli di Silicio amorfo XRD 1640 AL5 (PerkinElmer Optoeltronics, Fremont, CA USA) operante come un array bidimensionale di fotodiodi ad una distanza fissa dalla sorgente detta SED pari a 159 cm. La parte sensibile è un pannello di 1024 x 1024 pixels, di altezza 400µm pari ad una area di 409,6 x 409,6 mm 2. Il tempo di acquisizione per ogni frame è di 434 ms. Le immagini portali per un fasci aperti o pesati, per il 3DCRT, possono esser ottenute integrando i segnali e moltiplicandoli per un Pixel Scaling Factor (PSF). E noto che un immagine acquisita con 10 UM ha esattamente la stessa scala di grigi che ne ha una acquisita con 100 UM perché il segnale di ogni pixel è normalizzato tramite il PSF, calcolato dal IviewGT sofware versione 3.3 [11], al termine dell irraggiamento. Per ottenere il segnale non normalizzato il segnale dei pixels, si usa la seguente espressione. [1] 20

21 Per i fasci Step and Shoot, l EPID è in modalità IMRT Dosimetric Weighting che è implementata come variabile Booleana (0/1) nei file di configurazione EPID (called sri.ini). Essa determina come IviewGT pesi le immagini di ogni segmento IMRT acquisite durante il trattamento. Di Default è disabilitato (quindi è a valore 0) e quindi nel formare l immagine finale integrale, l immagine di ogni segmento è pesata allo stesso modo. Per ottenere immagini dosimetriche utili per la IVD è funzionale che ogni segmento sia pesato in accordo con i segnali non normalizzati dei pixels. Per questo la variabile booleana inserita nei file sri.ini è posta uguale ad 1. Gli acceleratori Varian sono equipaggiati con un as1000, costituito da matrici di 1024 x 768 pixel con una risoluzione di 0,784 x 0,784 mm 2 e una superficie totale sensibile di circa 40x30 cm 2. IL tempo di acquisizione è 111 ms per frame. The Source to EPID Distance (SED) può variare tra 100 e 170, durante le misure è stato fissato a 159 cm, per garantire che l EPID possa ruotare intorno al lettino durante i trattamenti e per avere la stessa SAD dell Elekta. Tutte le misure sono state eseguite in modalità integrata di acquisizione di immagini, cioè l immagine inizia con il beam-on e si arresta quando il fascio si spegne. Per l acquisizione è stato utilizzato il Software Vision Varian, versione SP3. Tutte le immagini sono memorizzate come bidimensionali in scala di grigi, il cui valore è determinato come media su tutti i frame misurati durante l irradiazione. 21

22 Il software corregge l immagine tenendo conto dei pixel morti, della sensibilità di ogni pixel e delle correnti di polarizzazione, come riportato nel lavoro di Van Esch [44]. I valori dei pixel s (xy) sono stati sottratti al numero (2 14 ) e moltiplicato per il numero di frame per ottenere il segnale (x,y). In questo lavoro i segnali EPID integrali (S) sono stati ottenuti con media dei valori dei pixel, in termini di unità arbitrarie (a.u.) determinati in una regione centrale di 0,4x 0,4 cm 2 sull asse centrale del fascio Fasci Simulati Entrambe le tecniche IMRT hanno fasci composti da numerosi segmenti (fino a 320) e tutte le informazioni necessarie (posizione delle lamelle, pesi ) sono memorizzate in un file di movimentazione del MLC accessibili in formato ASCII o come Digiltal Comunication in Medicine (DICOM) file. Queste informazioni sono state utilizzate nel software home made sviluppato in Matlab (Math Works,, Inc., Maich, MA, USA) per ottenere una mappa integrale di intensità del fascio (in termini di unità Monitor) con una risoluzione 2x2 mm 2. Le funzioni di correlazione sono state ottenute irradiando fantocci acqua equivalente di diverso spessore, w, con un set di fasci imrt simulati. Per la tecnica SS sono stati simulati campi quadrati di lato L= 8,10,12, 16 cm, a cui sono stati aggiunti campi rettangolari di area L x b dove b=4, 6cm, quindi per ogni 22

23 base quadrata abbiamo 9 fasci imrt step and shoot differenti, per un totale di 36 fasci simulati. I fasci simulati per la tecnica SW invece sono stati realizzati mediante il Fluence Editor, una potenzialità del TPS Eclipse su fasci IMRT quadrati di lati L= 5, 10, 12, 17 cm. Questo strumento permette, tramite un pennello elettronico, di cambiare la fluenza dei fascio in qualsiasi regione del campo, assegnando un Brush Trasmission Factor (BTF). Valori bassi di BTF indicano un attenuazione di fluenza e di conseguenza quelli alti un aumento, determinando la velocità delle lamelle dell MLC Per calcolare la correzione da effettuare è stato calcolato il rapporto MU c tra le MU complessive erogate MU tot e quelle erogate quando il MLC è chiuso MU clo [2] Studio della risposta dell EPID in presenza del MLC Nella tecnica IMRT Sliding Window, la presenza del MLC chiuso comporta un segnale di transito con differente spettro fotonico. In particolare rispetto ai fasci aperti statici la presenza del MLC fornisce un attenuazione preferenziale per le energie fotoniche più basse e una produzione di un componente fotonica scatterata dal MLC. Per capire come varia la risposta dell EPID alle basse energie, sono state effettuate misure del fascio trasmesso dall MLC dei 3 diversi Linac nelle condizioni operative della dosimetria di transito. 23

24 Sono stati usati fantocci ad acqua solida (Solid Phantom ; SP) (Gammaex Middlenton, Winsonsin , USA) con spessori, w, pari a 10, 22, 32, 42 cm che sono stati irraggiati con fasci omogenei da 6MV su campi quadrati di lato L = 5, 10, 12 e 17 cm. I campi dinamici sono stati realizzati con segmenti rettangolari di larghezza 0,5, 1 e 4 cm e lunghezza L, aumentando la velocità delle lamelle all aumentare delle dimensioni dei segmenti, per far si che si abbia sempre la stessa dose al mid-plane, posto alla SAD=100 cm. Le dosi D (w/2, L) E D sw (w/2, L) per fare fasci statici e sw rispettivamente sono state misurate tramite una camera a ionizzazione Farmer (PTW Freiburg Germany) di volume 0.6 cm 2, posizionata sull asse centrale del fascio nel fantoccio al midplane. Tutte le misure sono state condotte applicando il protocollo IAEA senza correzioni per il cambiamento della quantità del fascio (TPR 20,10 ). I segnali S t (w,l) e S t,sw (w,l) sono stati rivelati nella stessa configurazione geometrica sia per fasci statici che dinamici, e i rapporti tra segnali i transito per unità di dose sono stati determinati dal rapporto [3] 24

25 2.2.3 Indice di disomogeneità di fluenza Tramite il pennello elettronico, introdotto nel precedente paragrafo e utilizzato per variare la fluenza nei campi rettangolari di L=5, 10, 12 e 17 cm alla SAD, sono stati simulati 36 fasci imrt con BTF 9.05, 0.10, 0.20, 0.33, 0.50, 0.66, 1.33, 1.50 e La figura 3.1 mostra la percentuale dei profili di dose lungo l asse di disomogeneità di fluenza, ottenuti dal TPS, al mid-plane del fantoccio con w=22cm. Per ogni fascio le MUs sono state determinate per la stessa dose alla SAD coincidente con il midplane. Schematizzando i fasci imrt come fasci 3DCRT con disomogeneità nella fluenza è possibile utilizzare lo stesso metodo usato nel 3DCRT, che genera fattori di look-up di raggi conformati 3DCRT, per convertire il segnale di transito dell EPID in valori di dose sull asse centrale del fascio. Il software in Matlab, che è stato sviluppato per ottenere una mappa integrale di intensità, in termini di MU, fornisce anche un indice di disomogeneità di fluenza, FI, definito come [4] Dove le MU i sono le unità monitor degli N pixels, ognuno di area a i =2x2 mm 2 ; A è la superficie totale entro i limiti esterni del fascio IMRT determinato moltiplicando per 25

26 N le singole aree a i e e il valore medio delle ottenute dai 9 pixels centrati sull asse centrale del fascio, ovvero il valore medio delle MU in un area 6x6 mm 2. FI=3.09 FI=1.70 FI=1.24 FI=1.00 FI=0.81 FI=0.70 FI=0.63 Figura 3.1 Percentuale di profili di dose lungo l asse principale di un campo quadrato 10x10 cm 2 che attraversa la disomogeneità di fluenza di un fascio imrt sw 6MV simulato. Lungo i profili sono riportati alcuni dei BTF utilizzati sull area centrale. I fasci imrt forniscono la stessa dose alla SAD coincidente con il mid-plane, con w=22cm Misure con EPID e camera a ionizzazione E ben noto che per campi IMRT (dove siamo quasi sempre fuori le condizioni di riferimento) la dose misurata da una camera a ionizzazione può esser influenzata, in minima parte dalle variazioni dei poteri frenanti aria/acqua, ma principalmente dal tipo di camera utilizzata e dal suo volume. Se si considera un incertezza addizionale 26

27 dovuta alle stesse camere a ionizzazione nella determinazione della dose assoluta per campi IMRT, nelle verifiche pretrattamento vengono consigliate da protocollo alcune camere specifiche. In particolare utilizzando una camera a ionizzazione di piccolo volume per le misure della dose standard relativa, per un piano IMRT, si ha un aumento dell incertezza pari a 1-1.5% rispetto alle condizioni di riferimento. Considerando tutto ciò, in questo lavoro è stata usata una Semiflex della PTW (0.125 cm 3 di volume) e con essa sono state eseguite misure di dose D(w/2,L,FI) per fasci imrt simulati, al mid-plane del SP alla SAD, lungo l asse centrale del fascio nelle regioni dove i fasci presentano gradienti di dose trascurabili. Gli stessi fasci simulati sono stati eseguti per misurare i segnali di transito s t, corretti, nel caso di IMRT SW, per il fattore K sw. Per Lo Step and Shoot i segnali di transito sono ottenuti calcolando la media dei valori s(x,y) su 8 x 8 pixels centrali, mentre per lo Sliding Windows in un range di 24x24 pixel centrali pari ad un area di 6x6 mm 2 alla SAD. I dati ottenuti interpolano bene la dimensione interna della camera a ionizzazione di 5,5 mm di diametro e 6,5 di altezza. I rapporti di correlazione tra i segnali di transito e le dosi al mid-plane, calcolati su spessori w= 12, 22, 32, 42cm, sono dati dall espressione [5] per la Step and Shoot (ss) e dalla [6] per la Sliding window (sw): [5] 27

28 Introducendo la funzione F 0 (TPR,w,L), ottenuta dai fit di D 0 e S 0 utilizzati per la ricostruzione di dose in trattamenti 3D-CRT [35], si possono trovare i fattori k F (w,l,fi): [6] Per tener conto delle variazioni del segnale dovute ai fotoni scatterati sull EPID, il mid-plane del fantoccio è stato traslato di distanze d=±3 cm e d=±5 cm dalla SAD. I fattori k f diventano quindi [7] [8] In figura 3.2 è mostrato il set-up sperimentale, per il calcolo dei fattori k f 28

29 Figura 3.2 Rappresentazione schematica dell irradiazione del fantoccio ad acqua solida e dell asi EPID alla SED, per: a) La determinazione dei rapporti di correlazione s t (w,l,fi)/d(w/2,l, FI); b) La dose D SAD alla profondità di riferimento d ref ; c) La determinazione dei segnali s t (TPR,w,L,d) per differenti posizioni di fantoccio, tra la SAD e il mid-plane. Se w iso >w/2, il valore d è assunto negativo In questo lavoro i Tissue Maximun Ratio (5) per i fasci ad intensità modulata (TMRM) sono stati definiti dal rapporto Con le profondità w iso e w/2, entrambe alla SAD. [9] 29

30 Figura 3.3 Andamento dei fattori di trasmissione valutati da camera a ionizzazione ( simbolo pieno) e da EPID ( simbolo vuoto), per campi quadrati di lato L= 5, 8, 10 cm in funzione dello spessore w del fantoccio e per un fascio da 6MV Algoritmo generale per la ricostruzione di Diso Considerando l algoritmo per la ricostruzione della dose generalizzata all isocentro, D iso, in termini di cgy nel caso di fasci 3D-CRT, è stata sviluppata una equazione più generale per un fascio IMRT utilizzando le seguenti formule, per la SS e la SW: [10] [11] 30

31 Dove S t in termini di unità arbitrarie (au), è il segnale di transito ottenuto mediando i segnali dei pixel centrali 8x8 (2x2mm 2 sull EPID) per la Step and Shoot 6x6 (3x3mm 2 sull EPID) per la Sliding Windows e gli altri parametri sono stati definiti nei paragrafi precedenti. Il software dedicato, DISO, per la dosimetria in vivo (IVD) è stato sviluppato in due moduli integrati. Il primo utilizza i file DICOM, che sono forniti dallo scanner CT e dal TPS, e determinano i parametri in parentesi nelle equazioni 10 e 11. La scansione CT all isocentro, lungo l asse centrale del fascio, ci fornisce gli spessori, z, del paziente e la profondità dell isocentro d iso. Lo spessore acqua equivalente w e la profondità w iso sono stati determinati in funzione di z e d iso con la rispettiva densità fisica media relativa, ottenuta dalla relazione lineare tra la densità elettronica e la densità fisica. Mediante i file DICOM del TPS sono stati ricavati tutti i dati geometrici, (angolo del gantry, forma del campo radiante, spessore del paziente) e i dati dosimetrici ( D iso,tps e MUs per ogni fascio). Il campo equivalente è stato calcolato con la formula di Sterling Dove x è la distanza tra i banchi del collimatore multilamellare ed è quindi preso come media di tutte le distanze tra lamelle opposte e y come la distanza corrispondente alle lamelle aperte (larghezza delle lamelle moltiplicato il numero di quelle aperte). [12] 31

32 Sono compresi nel primo modulo anche i fattori FI e il fattore di correzione k sw, calcolato tramite la frazione MU c. E da osservare che tutti i parametri sopra elencati sono stati raccolti con un tempo di acquisizione di 30 s per ogni fascio IMRT. Il secondo modulo DISO è stato sviluppato per la ricostruzione di D iso e la y-analisi tra due immagini portali usando i file EPID-DICOM che forniscono il segnale integrale S t per ogni pixel dell immagine portale. Per la verifica delle equazioni (10) e (11) per ogni fascio viene determinato il rapporto R: [13] Per ogni fascio, tramite la matrice di 24x24 pixel su di un area dell EPID di 9.6x9.6 mm 2, viene determinata una mappa di segnali s t,i (corrispondente ad un area di 6x6 mm 2 intorno all asse centrale del fascio alla SAD), utilizzato per determinare i rapporti R tramite l equazione: La tolleranza per l IVD è stata impostata a 0.950<R i <1.050 e viene riportato il valore più vicino ad 1, chiamato R 3mm. Infine vengono definiti R medio per giorno (R giorno ) come la media degli indici R per ogni frazione, pesati per dose e R medio per paziente (R paziente ), media degli R giorni, su tutto il trattamento. [14] 32

33 2.3 L analisi gamma tra immagini EPID Inoltre il software DISO fornisce una γ-analisi 2D tra le immagini ottenute nelle diverse frazioni del trattamento. Per ogni fascio i criteri di accettazione sono stati selezionati per le differenze percentuali di segnale EPID, ±5% e per la distance to agreement ±3mm per i punti all interno della zona irradiata proiettata sull EPID. In questo modo per ogni angolo di gantry è visualizzabile un confronto tra le immagini acquisite durante le frazioni di trattamento e le immagini di riferimento ottenute alla prima frazione. La prima immagine, che sarà poi quella di riferimento viene approvata dopo due step: il primo è un accurato confronto tra la scansione TC utilizzata per fare il piano di trattamento e la "Digitally Reconstructed Radiographs" DRR, eseguita prima della prima frazione di terapia; il secondo è un accurata ricostruzione di dose all isocentro D iso. L'esperienza pregressa ha permesso di stabilire il seguente criterio di allarme: la percentuale di punti con γ >1, P γ >1 >10% ( cioè quando più del 10% dei punti è superiore al 5% o a distanze maggiori di 3mm) 2.4 Interfaccia software Durante il trattamento sono state acquisite immagini portali mediante EPID posto a SED=159 cm. Le immagini sono state elaborate mediante un software sviluppato dal gruppo di ricerca dell Università Cattolica del Sacro Cuore, costituito da due moduli: 33

34 il primo utilizza le immagini DICOM fornite dallo scanner CT e dal TPS per determinare i parametri riportati nella parentesi dalle equazioni (10) e (11) per il calcolo del valore R parametro che descrive l accordo tra la dose ricostruita in vivo all isocentro e quella pianificata tramite TPS equazione (12); l altro modulo del software invece è stato sviluppato per la γ-analisi, tecnica che permette di verificare la riproducibilità del trattamento radioterapico nelle diverse sessioni di terapia. In figura 3.1(a) è riportato un esempio di analisi di un paziente con il primo modulo del software, dove è possibile visualizzare per ogni fascio l immagine assiale della scansione CT contenete l isocentro, le immagini portali acquisite mediante i segnali di transito con i relativi profili latero-laterali che attraversano l asse centrale del fascio. Per ogni fascio, inoltre, su una matrice di 24x24 pixel corrispondente alla SAD ad un area 6x6 mm 2 intorno all asse centrale del fascio, viene determinata una mappa di valori di R utile individuare le variazioni di tale parametro in funzione del gradiente della fluenza di fotoni che raggiunge l EPID. Il software permette, per ogni fascio, una γ-analisi 2D tra le immagini portali ottenute in diverse frazioni di terapia. Nel secondo modulo fig. 3.1.b vengono riportati i profili dei segnali di transito che attraversano l asse centrale del fascio sia lungo la direzione in-plane sia cross-plane, utili ad allineare le immagini al fine di confrontarle. L interfaccia permette di visualizzare l immagine di riferimento (a sinistra), l immagine da analizzare (al centro) e la mappa dei punti con gamma maggiori di 1 (a destra). 34

35 Figura 3.1 Esempio di analisi R e γ utilizzando il Software sviluppato dal gruppo di ricerca dell Università Cattolica del Sacro Cuore, costituito dal modulo per il calcolo del valore R (a) e dal modulo per la γ-analisi (b) 3. RISULTATI In questo capitolo vengono riportati i risultati ottenuti per pazienti trattati con tecniche IMRT Step and Shoot e Sliding Windows, nei distretti della Pelvi, del Torace e del Testa-Collo, con fasci da 6MV. I dati sono riportati in forma di istogramma sia per i valori dell indice R, sia per i valori di P γ<1 che descrivono la riproducibilità dell irraggiamento inter frazione. I valori di R e P γ<1 ottenuti in controlli DIV in cui si è presentato un malfunzionamento dell EPID non sono stati riportati negli istogrammi mentre valori ottenuti nei controlli in cui erano presenti casi di errori nel setup del paziente o di 35

36 cambiamenti morfologici dello stesso sono chiaramente individuabili dal fatto che eccedono i livelli di tolleranza. La tab 3.1 riporta per i linac Elekta, Siemens e Varian il numero totale dei controlli effettuati, e il numero di quelli eliminati a causa del malfunzionamento dell EPID, le percentuali dei valori di R e P γ<1 entro i limiti di tolleranza, gli intervalli entro cui sono contenuti tutti i valori di R-paziente ottenuti mediando sui controlli di ciascun paziente. IMRT Elekta (Step and Shoot) IMRT Siemens (Step and Shoot) IMRT Varian (Sliding window) Test accettati Test scartati per malfunzionamento EPID R entro i criteri (1 ± 0,5) 70% 93% 98% Intervalli di R-paziente 0,98-1,02 0,96-1,02 0,99-1,01 P γ<1 90% 98% 100% 99% Tab 3.1. Numero totale dei controlli effettuati, e di quelli eliminati a causa del malfunzionamento dell EPID, percentuali dei valori di R e P γ<1 entro i limiti di tolleranza, intervalli entro cui sono contenuti tutti i valori di R-paziente per i linac Elekta, Siemens e Varian, per tecniche IMRT step and shoot e Varian per tecnica Sliding window. 3.1 Risultati dosimetrici per IMRT Step and Shoot I seguenti istogrammi riportano i dati ottenuti per l indice R, sia per i valori di P γ<1, in pazienti trattati con tecnica IMRT Step and Shoot. I dati provengono da tre centri, 36

37 due dei quali, siti in Firenze e Viterbo, sono forniti di acceleratori Siemens, mentre il terzo centro, quello di Campobasso ha un Linac Elekta Linac Elekta Di seguito vengono riportati i risultati di 950 test di DIV in 15 pazienti provenienti dalla Fondazione di Ricerca e Cura "Giovanni Paolo II" di Campobasso trattati con Linac Elekta, nel distretto pelvico. Il 25% dei dati raccolti non è presente nell istogramma a causa del mal funzionamento dell asiepid, purtroppo soggetto a frequenti fluttuazioni di segnale dovute all usura. La figura 3.2 mostra l istogramma dei valori di R ottenuti nella singole frazioni, e la figura 3.3 è l istogramma dei valori medi di R di ogni paziente. Il valore medio di R è 0.991±0.024 e il 30 % dei dati è fuori tolleranza a causa di variazioni nella morfologia del paziente o di setup. La figura 3.3 mostra l istogramma dei valori del P γ<1 dove il 98% dei valori è entro le tolleranze. 37

38 Figura 3.2 Istogramma di R per i controlli eseguiti a Campobasso, Linac Elekta Figura 3.3 Istogramma di R medi per paziente dei controlli eseguiti a Campobasso, linac Elekta 38

39 Figura 3.4 Istogramma di P γ<1 nei i controlli eseguiti a Campobasso, Linac Elekta Linac Siemens I pazienti trattati all'ospedale Belcolle di Viterbo e al Centro Oncologico Fiorentino di Sesto Fiorentino sono 10 per un totale di 152 test. I distretti trattati sono pelvi e polmone e testa collo, con fasci da 6 MV eseguiti con Linac Siemens. La figura 3.4 mostra l istogramma dei valori di R ottenuti. Il valore medio di R è 0.999±0.007 e solo il 10 % dei dati è fuori tolleranza a causa di variazioni nella morfologia del paziente o di setup. La figura 3.5 mostra l istogramma dei valori del P γ<1, dove il 100% dei dati è entro le tolleranze. 39

40 Figura 3.5 Istogramma di R dei i controlli eseguiti a Firenze e Viterbo, Linac Siemens Figura 3.6. Istogramma di R medi per paziente dei controlli eseguiti a Firenze e Viterbo, Linac Siemens 40

41 Figura 3.7 Istogramma di P γ<1 nei i controlli eseguiti a Firenze e Viterbo, Linac Siemens 3.2 Risultati dosimetrici per IMRT Sliding Windows : Linac Varian La dosimetria in vivo per tecnica Sliding window è stata eseguita su 7 pazienti provenienti dal Policlino Agostino Gemelli di Roma trattati con Linac Varian, trattati nel distretto testa collo, per un totale di 791 test. Il 26% dei dati raccolti non è presente nell istogramma a causa del mal funzionamento dell EPID. La figura 3.8 mostra l istogramma dei valori di R ottenuti, e la figura 3.9 è l istogramma dei valori medi di ogni paziente. Il valore medio di R è 0.999±0.007 e il 41

42 99% dei valori di R è entro la tolleranza così come il 95% dei valori di P γ<1. La figura 3.10 mostra l istogramma dei valori del P γ< Figura 3.8 Istogramma di R per i controlli eseguiti a Roma, Linac Varian Fig 3.9 Istogramma di R medi per campo e per paziente dei controlli eseguiti a Roma, Linac Varian 42

43 Figura 3.10 Istogramma dei valori di P γ<1 nei i controlli eseguiti a Roma, Linac Varian 3.3 Problematiche critiche evidenziate Sono state precedentemente evidenziate quali possono essere le più comuni problematiche riscontrate nella routine di un piano di trattamento eseguito con tecniche complesse. Di seguito sono riportati due esempi di problematiche critiche evidenziate dal sistema di dosimetria in vivo qui analizzato, sia per la tecnica Step and Shoot sia per la Sliding Windows. 43

44 3.3.1 Cambiamenti sistematici della morfologia del paziente E ben noto ai radioterapisti il tipico dimagrimento che si riscontra in molti pazienti trattati nel distretto testa collo, per cui spesso è necessario un nuovo piano di trattamento durante il percorso radioterapico. Qui di seguito è riportato il caso di un paziente trattato con tecnica IMRT Sliding window in tale distretto. I dati di R sono tutti entro le tolleranze ma nello studio dell indice gamma è stato evidenziato un andamento monotono di P γ<1 per le immagini EPID ottenute con il Gantry a 0. In particolare per tale angolo del gantry vengono realizzati due irraggiamenti per ciascuna frazione, e quindi acquisite due immagini relative al lato destro e sinistro del paziente. La figura 3.11 mostra l andamento dell indice P γ<1, per le diverse sessioni di terapia: i fit dei punti danno un idea della variazione di P γ<1. La differenza tra la seconda frazione e la undicesima è circa del 12%. Le figure 3.12 e 3.13 riportano l interfaccia del software dell analisi γ tra la prima e la seconda frazione (3.12) e tra la prima e la undicesima (3.13). Nella figura 3.12 i segnali sono praticamente coincidenti e i punti con γ<1 sono il 99.3%. Nella figura 3.13 si nota una notevole differenza tra i segnali delle due immagini; nell ultimo riquadro a destra della schermata sono mostrati con tonalità di blu, i punti in cui il γ >1 che sono l 88.6%. 44

45 Figura 3.11 P γ<1 ottenuto per il campo con Gantry a 0,per le varie sessioni di trattamento, per le immagini EPID relative al lato sinistro e quello destr. Il trend monotono e la simmetria dei risultati ottenuti per i due lati del paziente, ha portato alla conclusione che il paziente in questione fosse incorso anzitempo, nel dimagrimento tipico che si osserva per il trattamento del distretto testa-collo. Il caso è stato tempestivamente portato all attenzione del personale medico, che lo ha valutato su una nuova scansione TAC. E da osservare che il dimagrimento del paziente fa si che parte dei tessuti sani finisca all interno della zona ad alto dosaggio quindi non tempestiva attenzione a queste modifiche morfologiche può comportate complicanze al paziente. 45

46 Figura Analisi-γ tra le immagini EPID della prima e della seconda frazione, lato destro del paziente. Il terzo riquadro da destra mostra, nelle varie tonalità di blu, i pixels con γ>1 Figura 3.13 Analisi γ tra le immagini EPID della prima e undicesima frazione, lato destro del paziente. Il terzo riquadro al centro mostra, nelle varie tonalità di blu, i pixel con γ>1. 46

47 3.1.2 Attenuatori Il caso qui descritto è stato trattato con tecnica Step and Shoot. Durante una frazione di trattamento del paziente, è stata individuata un attenuazione del segnale, dovuta ad una delle barre di sostegno del lettino, lasciata accidentalmente in una posizione errata all interno del campo di trattamento. La figura 3.14 mostra l analisi γ di un fascio con gantry a 252 dove il set-up del paziente era corretto, mentre la figura 3.15 mostra l analisi γ tra l immagine di riferimento e l immagine ottenute con gantry a 180 nel giorno in cui la barra del lettino è stata lasciata all interno del campo di trattamento. La zona in cui il fascio è attenuato è ben visibile sia nel segnale EPID lungo l asse y sia sulla mappa dell analisi γ, nelle zone che vanno dal color blu al rosso (massima differenza di segnale del pixel). E evidente che un attenuatore del genere provochi un sottodosaggio, e quindi una mancata porzione di dose al volume bersaglio. E stato inoltre stimato, per quella frazione, un mancato rilascio di dose al target pari al 20%. La figura 3.16 mostra l analisi R del fascio con gantry a 180 per il medesimo paziente in cui no si osservano discrepanze dovute alla presenza della barra del lettino. 47