PROGETTO DI UN COLLIMATORE PER LA MISURA DELLA DOSE IN ADROTERAPIA

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1 Relatore: Prof. Vincenzo PATERA Candidato: Alessandra PEPE PROGETTO DI UN COLLIMATORE PER LA MISURA DELLA DOSE IN ADROTERAPIA Dipartimento di Energetica Facoltà di Ingegneria Sapienza di Roma DATA 20/12/2010 ROMA

2 Argomento della tesi 2 Esigenza di misurare la dose (de/dm) somministrata alla massa tumorale del paziente in adroterapia, traaamento dei tumori che udlizza fasci di pardcelle pesand (protoni e ioni leggeri) per distruggere le cellule tumorali Possibilita di monitorare la dose tramite le radiazioni γ emesse dalla zona traaata del paziente, in seguito all eccitazione dei nuclei dei tessud colpid dal fascio di pardcelle terapeudco Risalire alla quandtà di dose a pardre dal numero dei gamma emessi PROGETTARE UN DISPOSITIVO DI MONITOR DELLA DOSE IN ADROTERAPIA E DI SELEZIONE DEI GAMMA EMESSI

3 3 La Radioterapia oncologica Organo a rischio Tumore Organo a rischio ObieLvi: 1. Rilasciare dose (de/dm) elevata per colpire le cellule malate 2. Preservare tessud circostand a rischio 3. Distribuzione della dose conforme al volume tumorale Tipi di radiazione: 1. Terapia convenzionale: elearoni, fotoni 2. Adroterapia: protoni, ioni leggeri (Z<18)

4 4 D = Andamento della distribuzione della dose alla massa tumorale in funzione della penetrazione del fascio di pardcelle all interno del paziente. Per C ions si ha distribuzione della dose in profondità (picco di Bragg).

5 5 Spread out del picco di Bragg (SOBP) Necessario ampliare il picco di Bragg per coprire l intero tumore. Necessario avere una dose uniforme. SOVRAPPOSIZIONE DI FASCI DI ENERGIE DIVERSE: PICCO DI BRAGG AMPLIATO (SOBP)

6 Radioterapia convenzionale vs Adroterapia RADIOTERAPIA CONVENZIONALE: ParDcelle: fotoni, elearoni CaraAerisDche delle pardcelle: rilascio di energia maggiore all inizio del volume di traaamento Durata del traaamento: 20/30 sedute Danni al paziente: maggiore dose agli organi a rischio e ai tessud sani Spazio necessario: i macchinari occupano 10 m circa, presend in ospedale CosD minori ADROTERAPIA: ParDcelle: protoni, ioni leggeri ( 12 C) CaraAerisDche delle pardcelle: maggiore localizzazione del fascio rilascio di energia distrulva alla fine del percorso (possibilità di traaare tumori profondi, fino a 25 cm soao la pelle) Durata del traaamento: 8/10 sedute (risparmio di stress per il paziente) Danni al paziente: minore dose agli organi a rischio Spazio necessario: i macchinari occupano 100 m circa, richiedono centri apposid Elevata efficacia radiobiologica RBE: numero maggiore di cellule che muoiono in seguito all irraggiamento a parità di dose. 6

7 7 Qualche confronto Confronto tra piani di traaamento per un grande volume di desdnazione alla base del cranio. a. Piano di ioni di carbonio (due campi). b. Piano per IMRT (nove campi). (Charged par0cles in radia0on oncology, Marco Durante e Jay S. Loeffler)

8 8 Qualche confronto

9 9 Adroterapia :situazione europea 1/3 DELLA POPOLAZIONE EUROPEA E COLPITA DA TUMORE La maggior parte usano protoni 15 centri adroterapici La terapia con ioni carbonio è di confine tra ricerca e pradca clinica In Italia Catania: INFN (IsDtuto Nazionale di Fisica Nucleare), centro di protonterapia per tumori oculari Pavia: CNAO (Centro Nazionale Di Adroterapia Oncologica), primo centro ospedaliero in Italia Lazio: fascio di protoni in finanziamento per l Ospedale Regina Elena Sicilia: macchina a carbonio in studio

10 Monitor di dose 10 COS E LA DOSE? Energia depositata dalla radiazione ionizzante nell unità di massa del materiale invesdto dalla radiazione Prima di procedere con la terapia: 1. CT (Tomografia computerizzata): Si olene l immagine della zona da traaare PERCHE MONITORARE LA DOSE? 2. Piano di traaamento: Si crea un sogware che olmizzi la dose e la terapia Maggiore sicurezza per il paziente QuanDficare la dose di radiazione rilasciata Controllo online della qualità della terapia Controllo zona di rilascio della dose Confrontare dose prevista dal piano di traaamento con quella effelvamente rilasciata

11 Emissione γ 11 p 12 C ImpaAo del fascio di pardcelle sul tumore p 12 C Eccitazione dei nuclei dei tessud incontrad lungo il percorso del fascio p 12 C γ Emissione dei ϒ dal paziente come prodoao di decadimento radioalvo γ γ γ I γ emessi dal corpo forniscono informazioni per la misura della dose D N ϒ emessi

12 12 Schema di dosimetro γ Emissione γ Tumore Un dosimetro per adroterapia è simile ad un Anger Camera usata per la SPECT

13 13 Dosimetro: i componend COLLIMATORE Seleziona ϒ emessi dal paziente che viaggiano in direzioni volute Discrimina le radiazioni proveniend dalla traccia dello ione da quelle scaaerate nella sostanza circostante SCINTILLATORE Conversione energia dei ϒ collimad incidend su di esso in impulsi di scindllazione FOTORIVELATORE Conversione dell uscita luminosa dallo scindllatore in segnale elearico

14 Collimatore per adroterapia 14 RANGE DI ENERGIE DELLA RADIAZIONE DI INTERESSE: ( ) MeV DESIGN DEL COLLIMATORE: Disposizione parallela dei canali; Forma quadrata dei fori. SpeAro energedco d ei gamma di diseccitazione cread dai fasci terapeudci di adroni. MATERIALE: Tungsteno, W (Z=74, ρ=19250 kg/m 3 )

15 15 Geometria del collimatore T = spessore del collimatore F = distanza tra il piano sorgente emeltore di γ e la faccia d ingresso del collimatore B = distanza tra il retro del collimatore e il piano di rivelazione dei γ B T Si sono fissad i parametri geometrici ai seguend valori: T = 10 cm F = 20 cm B = 0.75 cm γ F

16 16 Geometria del collimatore Hole pa9ern del collimatore Dimensioni geometriche reladve a i fori: D = diametro geometrico medio S = lato del foro SPT = spessore dei sel HOLSEP = distanza tra i centri di due fori

17 Risoluzione Sensibilità 17 2 possibili specifiche per la risoluzione: FWHM = 0.2 cm e 0.4 cm Sensibilità calcolata: Rapporto tra il numero dei γ rilevad sullo scindllatore e il numero dei γ emessi dalla sorgente dei gamma (paziente) Per fori di forma quadrata:

18 Penetrazione della radiazione non collineare 18 γ γ La probabilità di interagire di un γ dentro la materia, in funzione dello spessore x percorso segue una legge esponenziale : l s T γ SPT AmmeAendo una penetrazione della radiazione < 5%: 0 Con sel troppo spessi la maggior parte dei γ vengono assorbid scindllatore colpito da un numero insufficiente di γ,

19 19 RisultaD del progeao FWHM = 2 mm FWHM = 4 mm SPT 0 max = cm si è scelto SPT = 0.1 cm = 1 mm SPT 0 max = cm si è scelto SPT = 0.2 cm = 2 mm D = 0.05 cm D = 0.1 cm Holsep = D = 0.05 cm Holsep = D = 0.1 cm $ = $ =

20 20 Possibili sviluppi del lavoro 1. Il collimatore sarà parte di un futuro disposidvo dedicato al monitor della dose durante le sedute di adroterapia. 2. Applicazione del metodo Monte Carlo: confermare i parametri di funzionamento ricavad per via analidca; eventualmente migliorare le prestazioni. 3. Realizzazione di protodpi presso l officina meccanica del DiparDmento di Scienze di Base e Applicate per l Ingegneria. 4. Test su fascio di carbonio dei Laboratori Nazionali del Sud dell IsDtuto Nazionale di Fisica Nucleare.

21 GRAZIE PER LA CORTESE ATTENZIONE La tecnologia non tiene lontano l'uomo dai grandi problemi della natura, ma lo costringe a studiarli più approfonditamente. (Antoine de Saint-Exupèry) Dipartimento di Energetica Facoltà di Ingegneria Sapienza di Roma

22 Spare slides

23 23 Rappresentazione del numero dei raggi gamma emessi dal paziente, colpito da un fascio di ioni carbonio di energia 305 MeV/u, in funzione della profondità.

24 24 Centri di adroterapia nel mondo.

25 Picco di Bragg dipendenza dall energia Dose depositata da ioni Carbonio in funzione della profondità in Acqua (GSI)

26 26 Profilo di distribuzione della dose rilasciata al tumore. (a) Profilo desiderato. (b) Profilo oaenuto con radioterapia convenzionale. (c) Profilo oaenuto con fascio di protoni. (d) Profilo oaenuto con fascio di ioni carbonio.

27 27 Vantaggio dell adroterapia: un fascio di adroni carico rilascia la maggior parte della sua energia distrulva (in rosso nell'immagine a lato) sul bersaglio. La dose al tumore può essere quindi molto elevata recando al tempo stesso meno danni ai tessud sani circostand rispeao alla radioterapia convenzionale.

28 28 Numero dei gamma emessi dal paziente in funzione della profondità. In corrispondenza della massa tumorale c è un picco di gamma emessi (picco di Bragg). I gamma emessi essendo direaamente proporzionali alla dose somministrata, consentono di monitorare la dose.

29 29 Rappresentazione del numero dei raggi gamma emessi dal paziente, colpito da un fascio di ioni carbonio di energia 305 MeV/u, in funzione della profondità.

30 30 Anger Camera COLLIMATORE USATO ANCHE PER LA SPECT: Componente dell Anger Camera; Seleziona ϒ emessi dal paziente che viaggiano in specifiche direzioni. Paziente Collimatore Tubi fotomoldplicatori Computer ScinDll ScinDllatore Il dosimetro completo in progeao, simile ad una Anger camera per SPECT. Schema di una Anger Camera Convenzionale.

31 31 Confronto tra Anger Camera e monitor per Adroterapia Energia di radiazione: 140 kev Geometria del collimatore: o canali convergend, divergend, paralleli (sorgente ϒ pundforme) o forma dei fori principalmente esagonale Materiale: Pb (Z=82, ρ=11340 kg/m 3) Energia di radiazione: 500 kev Geometria del collimatore: o canali paralleli (sorgente ϒ non pundforme) o forma dei fori quadrata Materiale: W (Z=74, ρ=19250 kg/m 3 )

32 32 RisultaD del progeao Conclusioni Per FWHM = 0.2 cm = 2 mm, si ha:

33 33 RisultaD del progeao Conclusioni Per FWHM = 0.4 cm = 4 mm, si ha:

34 RisultaD del progeao Trade off tra risoluzione e sensibilità 34 Combinando le due espressioni generali della risoluzione e della sensibilità:, Si olene un unica espressione per la sensibilità: Per incrementare $ si può: Ridurre Holsep; Aumentare FWHM a una fissata distanza (F+T +B). SI PUO AUMENTARE LA SENSIBILITA DEL COLLIMATORE, MA DEGRADANDO LA RISOLUZIONE E VICEVERSA.

35 35 Andamento del coefficiente di aaenuazione di massa del materiale in funzione dell energia del fotone