INNOVAZIONE TECNOLOGICA ED EVIDENZA CLINICA LA IORT: ATTUALITA E PROSPETTIVE

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1 IRCCS Istituto Tumori Giovanni Paolo II INNOVAZIONE TECNOLOGICA ED EVIDENZA CLINICA LA IORT: ATTUALITA E PROSPETTIVE BARI 30 novembre 2011 Tecniche di Dosimetria e Controlli di qualità A. Petrucci U.O. Fisica Sanitaria, A.C.O. S. Filippo Neri, Roma

2 prodotti da un acceleratore lineare usualmente impiegato per radioterapia a fasci esterni, mediante trasporto del paziente al bunker di radioterapia prodotti da acceleratori lineari dedicati collocabili direttamente in sala operatoria 110 absorbed dose % depth in water (mm) E MeV 6.0 MeV 5.0 MeV 3.7 MeV

3 Caratteristiche dei fasci di elettroni NOVAC7 VARIAN CLINAC 2100 Nominal Energy 7 (MeV) 9 (MeV) Ē 0 (MeV) R max (mm) R 90 (mm) R 50 (mm) R p (mm) Nominal Energy 6 (MeV) 9 (MeV) Ē 0 (MeV) R max (mm) R 90 (mm) R 50 (mm) R p (mm) P D D ( % ) MeV NOVAC7 Varian Clinac 2100C/D depth in water (mm) Dose/impulso Acceleratore convenzionale cgy/p NOVAC cgy/p

4 I protocolli dosimetrici per la determinazione della dose assorbita in acqua (IAEA TRS 398, AAPM TG 51) non sono direttamente applicabili In particolare, le camere a ionizzazione potrebbero dare risultati inaffidabili a causa di errori nella valutazione del fattore di ricombinazione ionica. DOSIMETRI CHIMICI A SOLFATO FERROSO Camere a ionizzazione solo per i controlli periodici

5 Italian P.S.D.L. ENEA-INMRI Fiala di vetro sigillata contenente una soluzione di Solfato Ferroso La concentrazione di ioni ferrici aumenta linearmente con la dose assorbita nel range Gy Incertezza sulla dose: 1,6% (1 SD)

6 2-3 fiale per ogni energia e campo d interesse Evitare bolle d aria; attendere equilibrio termico Ciascuna fiala deve ricevere almeno 45 Gy Dopo l irraggiamento ogni fiala deve essere numerata Per ciascuna fiala comunicare: il parametro R 50, n di impulsi, SSD,. L ENEA-INMRI trasmette, entro 20 giorni dall invio dei dosimetri, i valori di dose assorbita in acqua

7 Electron beam The dosimeters are positioned with their centre located at the depth z ref = R max in water. R max 193mm WATER WATER PMMA hollow cylinder p-p chamber 25 mm 16 mm

8 Volume: 1.3 cm 3 Lunghezza: 2.8 cm diametro esterno: 0.9 cm PDD ( % ) depth in water (mm) Correzione per PDD e profilo: 1% 2.5%

9 accurate facili da usare facili da trovare efficienza di raccolta ionica corretta valutazione del fattore k sat controlli periodici dell output output degli applicatori angolati Nyerick C.E., et al., Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys., 21;1991

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11 Teoria di Boag (The Dosimetry of Ionizing Radiation, vol. 2, 1987) K sat at= = 1/f f = efficienza di raccolta ionica f = 1/u ln (1+u) u = µd 2 ρ/v ρ = densità di carica iniziale (+) rilasciata da un impulso di radiazione V = tensione di polarizzazione della C.I. d = distanza tra gli elettrodi µ= α/ e (k1 + k2), dove α è il coefficiente di ricombinazione ionica (cm3/sec) e k1 e k2 sono le mobilità degli ioni (cm2/v sec). µ dipende dalla composizione del gas, dalla P, T, umidità e dalla età degli ioni. Il valore raccomandato dall ICRU 34 per l aria (3,02E+10 mvc-1) non sembra essere valido per le camere piatte, per le quali il valore più esatto potrebbe essere 1,90E+10 mvc-1. ICRU Report 34 (1982) Boag J W e al Phys. Med. Biol. 41, 1996

12 Teoria di Boag Estrapolazione lineare : f = 1/(1+u) valida per V u 0 Saturation curve 1/Q (nc -1 ) R 2 = /V (V -1 ) Il valore a 1/V=0 rappresenta la carica di saturazione

13 Teoria di Boag Metodo delle due tensioni Q 1 /Q 2 = V 1 ln(1+u 1 ) / V 2 ln (1+u 1 V 1 /V 2 ) k sat = a 0 + a 1 (Q 1 /Q 2 ) +a 2 (Q 1 /Q 2 ) 2 Q 1 e Q 2 : cariche raccolte a due diverse tensioni di polarizzazione V 1, V 2 con V 1 /V 2 3 a i : coefficienti del polinomio di Weinhous Meli [Med.Phys.,11,846 (1984)]

14 Nei fasci di elettroni ad alta dose/impulso: Il valore di k sat dipende dal metodo scelto e dal rapporto delle tensioni =100mm_0 k sat k sat k sat (V1/V2 = 3) (V1/V2 = 10) extrap. PTW Roos Exradin A NOVAC7 9 MeV

15 Curva di saturazione 1/Q (nc -1 ) 0,60 R 2 = 0,9984 0,50 R 2 = 0,9991 0,40 R 2 = 0,9984 0,30 0,20 PTW Roos 9MeV 0,10 Exradin A11 9MeV 0,00 PTW Roos 3MeV 0,00 0,01 0,02 0,03 0,04 1/V (V -1 )

16 L effetto è un deficit di ioni negativi. Ne consegue una diminuzione della ricombinazione ionica e, quindi, un aumento dell efficienza di raccolta. In pratica, si misura più Q + di quella che si dovrebbe misurare. Tuttavia questo non modifica la forma della curva di saturazione, perché a questi valori di V aumenta anche l efficienza di raccolta ionica. Quando si applica la correzione per gli elettroni liberi il valore di f aumenta (k sat diminuisce)

17 Boag J W, Hochhauser E and Balk O A, Phys. Med. Biol. 41, = p u f pu 1 e 1 ln 1 ' ( ) [ ] u p u p f + + = 1 1 ln 1 ' ' ( ) + + = λ λ λ λ 1 e 1 ln 1 1 ''' u u f λ= 1- (1-p) 1/2 1 modello 2 modello 3 modello

18 R F Laitano, A S Guerra, M Pimpinella, C Caporali and A Petrucci Charge collection efficiency in ionization chambers exposed to electron beams with high dose per pulse Phys. Med. Biol. 51 (2006) d = distanza tra gli elettrodi τ = tempo medio prima della formazione di ioni w= velocità di drift degli e - p dipende solo dal campo elettrico applicato alla camera p grande ha piccolo effetto su basse D/p Grande effetto su alte D/p

19 Metodo delle due tensioni

20 Dei 3 modelli, il terzo sembra fornire il più accurato k s Incertezza su k s : 2% (1 SD) Incertezza su D w : 3,2 % (1 SD)

21 Confronto D w (ion) vs. D w (Fricke dosimeter) 1,025 1,020 7 MeV 9 MeV Dw(ion)/Dw(F) 1,015 1,010 1,005 1,000 0,995 39,3 44,4 64,4 74,2 83,2 94,8 Dw /p (mgy/p) D w (ion) / p = dose/p assorbita in acqua determinata con camera PTW Roos (con correzione P wall ) D w (F) / p= D w / p = dose/assorbita in acqua determinata con dosimetri chimici Incertezza sui valori Dw(ion)/Dw(F) = 3.4% (1SD)

22 L A Buckley and D W Rogers Wall correction factors, P wall, for parallel-plate ionization chambers Med. Phys. 33, 2006 C.I. PTW Roos in fasci NOVAC7 : P wall (9 MeV) = P wall (7 MeV) = 1.012

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24 Di Martino F, Giannelli M, Traino A C and Lazzeri M Ion Recombination correction for very high dose-per-pulse high-energy electron beams Med. Phys. 32 (2005)

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29 p-p ion chamber vs. radiochromic film Depth ionization curves, NOVAC7 9 MeV 125 PD I(% ) C.I. GAF-MD water depth, z (mm) E. Busatti, A.S. Guerra, R.F. Laitano, A. Petrucci, M. Pimpinella III Convegno Nazionale A.I.F.M. Agrigento, giugno 2003

30 Linee guida per la garanzia di qualità nella radioterapia intraoperatoria ISTISAN 03/1 Intraoperative radiation therapy using mobile electron linear accelerators: Report of AAPM Radiation Therapy Committee Task Group No. 72 Medical Physics, Vol. 33, No. 5, May 2006

31 Test Tolerance Frequency Mechanical test for motorized movements yes/no Each day of use Alarms and interlocks functionality yes/no Each day of use Dose monitoring system: long term reproducibility ± 3 % Each day of use Laser ± 1 mm Weekly Dose monitoring system: short term reproducibility ± 1% Monthly Dose monitoring system: linearity ± 2 % Monthly Beam energy ±2mm or ±4% Every six months Output ± 2 % Yearly Calibration dosimetry ± 2 % Every two years

32 Test Movimenti, allarmi, SF 6 Riproducibilità a breve termine Tolleranza Si/No Frequenza Ad ogni utilizzo +/- 1% Mensile Linearità +/-2% Mensile Costanza output Profili +/-3% Mensile annuale PTW ROOS in fantoccio ad acqua Capintec P-05 in Polystyrene. 3 Polarizzazioni Elaborate con Laitano e al. Profili Output +/-2% annuale

33 DOSIMETRIA in vivo

34 MOSFET Riproducibilità ± 1% (1σ) Perturbazione della dose trascurabile Dipendenza angolare ± 2% Linearità (1-25 Gy) < 1% Dipendenza dall energia ( 6, 7, 9 MeV) < 1% No dipendenza dal rateo No dipendenza dalla temperatura (20 C 41 C)

35 Materiali e Metodi MOSFET sulla superficie di trattamento MOSFET in un punto d interesse D en = M surf F S C i D poi = M F P C i dove: M surf, M = lettura del rivelatore C i = fattori correttivi per condizioni d uso diverse da quelle di calibrazione (diametro e angolo dell applicatore)

36 R Consorti, A Petrucci, F Fortunato U.O. Fisica Sanitaria, A.C.O. S. Filippo Neri, Roma A Soriani, V Landoni, S Marzi, G Iaccarino, M Benassi Laboratorio di Fisica Medica, Istituto Regina Elena, Roma IN VIVO DOSIMETRY WITH MOSFETS: DOSIMETRIC CHARACTERIZATION AND FIRST CLINICAL RESULTS IN INTRAOPERATIVE RADIOTHERAPY Int. J. Radiation Oncology Biol. Phys., 63 n 3, 2005

37 IORT: Applicazioni Cliniche nel trattamento della Mammella Boost Dose Prescritta: 10 Gy al 90% Mosfet, in bustina di plastica sterile, sulla superficie del volume bersaglio Esclusivo Dose Prescritta : 21 Gy al 90% Mosfet, in bustina di carta sterile, sulla superficie del volume bersaglio e/o all uscita del fascio tra il tessuto mammario e lo schermo di PMMA R Consorti e al.

38 IORT: Applicazioni Cliniche Pancreas Dose Prescritta : Gy al 90% Mosfet, in bustina di carta sterile, sulla superficie del volume bersaglio Prostata Dose Prescritta: 20 Gy all 85% Mosfet, in un catetere, nel retto R Consorti e al.

39 Schermi PMMA, Pb o altro? cm (S C Klevenhagen e al, Phys. Med. Biol. 27, n ) Dischi di PMMA dello spessore di 0.5 cm, 1cm

40 Schermi La radiazione X di frenamento non costituisce un rischio - Il rateo di produzione X nella direzione del fascio e - (0 ) stimato da misure in acqua e in fantocci solidi acqua-equivalenti è pari 0.2%. L energia dei raggi X prodotti a 0 è pari a E 0 /7, dove E 0 è l energia media del fascio di elettroni alla superficie del fantoccio. Per il fascio di energia nominale 9 MeV E 0 = 7.2 MeV e quindi l energia degli X emessi a 0 è pari a poco più di 1 MeV. Questo valore è in accordo con i risultati di Sorcini et al. ( Phys. Med. Biol ). M Pimpinella, D Mihailescu, A S Guerra and R F Laitano Dosimetric characteristics of electron beams produced by a mobile accelerator for IORT Phys. Med. Biol. 52, 2007 Il contributo alla dose assorbita dei fotoni è < 0.1% a tutte le profondità

41 Risultati IVD Dose in ingresso: misurata vs attesa (Boost mammella e trattamento pancreas) Cases E Applicator D en (Gy) D en (Gy) % (MeV) (mm; ) expected measured Pancreas Pancreas Breast Breast Breast Breast * Breast ** MOSFET posizionato in superficie, sull asse del fascio (*) senza correzione per l applicatore angolato (**) Non corretto posizionamento del MOSFET: al termine del trattamento il MOSFET risultava spostato verso la sorgente R Consorti e al.

42 Risultati IVD Mammella: Trattamento Esclusivo Case E (MeV) Dose misurata vs Dose attesa Applicator (mm) - Target Thickness ( 2 mm) PDD (%) D (Gy) Expected D (Gy) Measured (%) R Consorti e al. Max deviazione tra dose misurata e dose attesa = ± 7%

43 Risultati IVD Organi a rischio Retto nel trattamento della Prostata E (MeV) Applicatore Dose Prescritta 9 50 mm Gy to 85% dose misurata < 1% della dose attesa Polmone nel trattamento esclusivo della Mammella E (MeV) Applicatore Dose Prescritta 9 60 mm Gy to 90% dose misurata < 0.05 % della dose attesa

44 La dosimetria in vivo con i MOSFET garantisce un buon livello di accuratezza considerando le difficoltà che si incontrano in sala operatoria. Il tempo necessario per il posizionamento del Mosfet e dello schermo raramente è > 10 min Sistema sicuro per il paziente La deviazione massima tra dose misurata e dose attesa del ±7%, pari a circa il doppio dell incertezza totale della risposta del Mosfet, è ragionevole confrontata con il valore raccomandato di ±5% nei trattamenti transcutanei R Consorti e al.

45 A Soriani, V Landoni, S Marzi, G Iaccarino, B Saracino, G Arcangeli, M Benassi SETUP VERIFICATION AND IN VIVO DOSIMETRY DURING INTRAOPERATIVE RADIATION THERAPY (IORT) FOR PROSTATE CANCER Med. Phys. 34 (8) 2007

46 Materiali e Metodi Prostata Perturbazione micromosfet+microcateteri < 2% IVD in due punti d interesse: in prossimità dell anastomosi uretro-vescicale e nel retto Soriani e al.

47 Anastomosi retto Soriani e al.

48 Risultati IVD Prescrizione di dose: 20 Gy all 85% Applicatori di diametro 40 o 50 mm e angolo di 22.5 Energia di 9 MeV Dose al retto (organo a rischio) < 1% della dose prescritta Soriani e al.

49 Risultati IVD D= (D poi -D max )/D max D poi = dose al target D max = massimo di dose sull asse clinico (23.5 Gy) 14 pazienti: 2 letture perse Livello di tolleranza accettato = ± 10% Soriani e al.

50 Il sistema Mosfet è un eccellente dosimetro per misure in vivo nella IORT. In particolare, le piccole dimensioni e la facilità di calibrazione e di posizionamento dei rivelatori rende possibile controllare la dose assorbita sia nel volume bersaglio che negli organi a rischio. Il livello di tolleranza di ± 10% è ritenuto soddisfacente considerato l utilizzo di applicatori angolati (22.5 ) Soriani e al.

51 NOVAC relative dose % MeV 8 MeV 6 MeV 4 MeV depth (mm)

52 NOVAC11 Absolute dose (Gy/min) for energy-applicator combinations for all applicators 0 repetition frequency: 9Hz APPLICATOR 100mm SSD 800mm 80mm SSD 650mm 70mm SSD 650mm 60mm SSD 650mm ENERGY A (4MeV) B (6MeV) C (8MeV) D (10MeV) 5,8 7,4 13,7 18,1 7 11,9 21,5 27,8 7,8 13,1 23,4 30,4 8, ,6 32,5

53 Monte Carlo simulations to improve Intra- Operative Radiation Therapy dose calculations in clinical setting L. Strigari 1, G. Iaccarino 1, M. D Andrea 1, L. Bellesi 1,G. Felici 2, A.Ciccotelli 2, M. Benassi 1, A.Soriani 1 1 Laboratory of Medical Physics, Istituto Regina Elena, via Elio Chianesi 53, 00144, Rome, Italy 2 Sordina S.p.A Technical Division, via Calanna 25, 00126, Rome, Italy

54 Purpose/ Methods Phsp- 1 Phsp- 2 To calculate the dose distribution IORT in a patient model based on the Monte Carlo (MC) simulation of Intra-operative radiotherapy (IORT) mobile linear accelerators (mlinacs) and on geometry and electronic density from CT images. Based on the method described in poster # 30 the phase space at the end of each applicator and for each energy has been calculated using the MC code OMEGA-BEAMnrc. Using DOSXYZnrc MC code, the dose distribution in a reference geometry and in patient models with different tumor sites has been calculated on CT images of patients undergoing IORT irradiation.

55 Results 12MeV Φ=8cm 8MeV Φ=6cm 8MeV Φ=4cm PDD relative dose Depth (mm) 12 MeV 10 MeV 8 MeV 6 MeV MC, A10 MC, A07 MC, A03 The optimized energy spectrum reproduces the measured depth and off-axis dose profiles in water to better than an overall 1,6 % and output factors better than 2% in reference geometry. Based on optimized energy spectrum, the MC simulation allows to calculate dose distribution using mlinacs and the CT images of tumour sites that most frequently require a IORT treatment (breast, head and neck, prostate and sarcomas) distance (mm) 8MeV Φ=8cm 10MeV Φ=8cm 12MeV Φ=8cm

56 12MeV Φ=4cm 12MeV Φ=4cm 12MeV Φ=6cm 10MeV Φ=4cm 12MeV Φ=6cm Discussion/Conclusions 10MeV Φ=4cm MC simulation allow: to determine an accurate dose distribution in sites with large density inhomogeneities. to benchmark new TPSs (poster # 27) to improve the accuracy of the method to take into account beam modifiers (poster # 596) to study the dose distribution in critical structures that cannot be removed or shielded during IORT An accurate model of IORT mlinacs as well of the patient geometry are mandatory to determine an accurate dose distribution.

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