República de Cuba. Tesis de Doctorado

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1 República de Cuba Tesis de Doctorado METODOLOGÍA PARA LA OPTIMIZACIÓN DE LOS CONTROLES DE CALIDAD PACIENTE-ESPECÍFICO EN RADIOTERAPIA CON INTENSIDAD MODULADA Eduardo Francisco Larrinaga Cortina

2 PÁGINA LEGAL Eduardo Francisco Larrinaga Cortina Metodología para la optimización de los controles de calidad paciente-específico en Radioterapia con Intensidad Modulada (Tesis de Doctorado) /. La Habana : Editorial Universitaria, 2017 e-isbn Autor: Larrinaga Cortina, Eduardo Francisco. Digitalización: Editorial Universitaria del Ministerio de Educación Superior de la República de Cuba. Calle 23 entre F y G, No El Vedado, La Habana, CP 10400, Cuba. eduniv@mes.edu.cu Página web:

3 República de Cuba Instituto Superior de Tecnologías y Ciencias Aplicadas Facultad de Ciencias y Tecnología Nucleares Departamento de Ingeniería Nuclear Metodología para la optimización de los controles de calidad paciente-específico en Radioterapia con Intensidad Modulada Tesis en opción al título de Doctor en Ciencias Técnicas Autor: Eduardo Francisco Larrinaga Cortina La Habana, 2016

4 República de Cuba Instituto Superior de Tecnologías y Ciencias Aplicadas Facultad de Ciencias y Tecnología Nucleares Departamento de Ingeniería Nuclear Metodología para la optimización de los controles de calidad paciente-específico en Radioterapia con Intensidad Modulada Tesis en opción al título de Doctor en Ciencias Técnicas Autor: Eduardo Francisco Larrinaga Cortina Tutor: Dr. Rodolfo Alfonso Laguardia La Habana, 2016

5 AGRADECIMIENTOS A mis amigos y colegas de profesión siempre cerca o ahora lejos, en la distancia o en el afecto. A mi tutor Dr. Rodolfo Alfonso Laguardia, promotor y formador en la especialidad de la Física Médica en Radioterapia en Cuba y Latinoamérica; al que estimo como mentor y amigo. A Ileana por embarcarme en este empeño. Mi agradecimiento al colectivo de profesores del Departamento de Ingeniería Nuclear por el apoyo que me han brindado durante la realización de este proyecto y en especial a los Doctores Marlén Pérez Díaz y Fernando García Yip, por sus acertadas recomendaciones en el mejoramiento de esta tesis.

6 DEDICATORIA A la familia que me formó. A Yami y Frankcito. A los pacientes, a quienes les debemos respecto en lo humano y rigor profesional.

7 SÍNTESIS La técnica de radioterapia con intensidad modulada (IMRT) demanda una exigencia significativa en los aspectos de la garantía de calidad dentro del proceso del tratamiento del cáncer; comenzando por la decisión de su utilización, pasando por la modelación anatómica y funcional del paciente, los procedimientos de optimización de la configuración de tratamiento, hasta la verificación y administración de este. El control de calidad (CC) paciente-específico es una parte fundamental para alcanzar las expectativas trazadas con el tratamiento de IMRT. Por lo cual es necesario optimizar la ejecución de estos procedimientos atendiendo a las disponibilidades tecnológicas y de equipamiento dosimétrico existentes en un servicio de radioterapia. En esta investigación se implementaron tres procedimientos de CC paciente-específicos de IMRT y se compararon sus resultados con los obtenidos por el procedimiento avalado institucionalmente. Fue empleada la función Gamma (γ) para la comparación de las distribuciones de dosis planificadas y las medidas o calculadas en el plano de referencia acordado según la propuesta del procedimiento de CC paciente-específico de IMRT. Fueron calculados límites de confianza para la distribución de los resultados de la comparación γ, estableciéndose las referencias para los procedimientos propuestos. Se desarrolló una metodología para la ejecución óptima de los procedimientos de CC paciente-específico de IMRT propuestos. La metodología introduce un algoritmo de toma de decisiones para la selección del procedimiento de CC paciente-específico de IMRT, y provee el procedimiento operacional para la ejecución efectiva del mismo. Con la metodología implementada se obtiene una utilización eficaz y racional de los dispositivos y el equipamiento dosimétrico en el servicio de radioterapia; así como la reducción de las cargas de trabajo y radiológicas a las unidades de tratamiento y al personal; además de mejorar la seguridad, la protección radiológica y la calidad de los tratamientos de radioterapia administrados a los pacientes.

8 TABLA DE CONTENIDO 1. INTRODUCCIÓN Antecedentes Problema científico Hipótesis Objetivo general Objetivos específicos Diseño Metodológico de la Investigación Justificación del estudio Beneficios esperados Límites del alcance de la investigación DESARROLLO Estado actual de los CC paciente-específico de IMRT Principios generales de la IMRT Puesta en servicio y GC de la IMRT CC paciente-específico de IMRT Sistemas dosimétricos para el CC paciente-específico de IMRT Maniquíes para CC paciente-específico de IMRT Evaluación de las distribuciones de dosis en IMRT... 27

9 Valoración del contexto local y nacional Estado actual del conocimiento del problema científico Carencia que se quiere llenar con la investigación Conclusiones parciales Procedimiento de CC paciente-específico de IMRT utilizando un programa comercial para cálculo independiente de dosis Método Resultados y discusión Conclusiones parciales Procedimiento de CC paciente-específico de IMRT utilizando la comprobación del plan compuesto y haces no colapsados Método Resultados y Discusión Conclusiones parciales Procedimiento de CC paciente-específico de IMRT utilizando dosimetría portal Método Resultados y Discusión Conclusiones parciales... 73

10 2.5. Algoritmo de selección y ejecución del procedimiento de CC pacienteespecífico de IMRT CONCLUSIONES RECOMENDACIONES GLOSARIO DE TÉRMINOS BIBLIOGRAFÍA ANEXOS... 92

11 1. INTRODUCCIÓN

12 1. INTRODUCCIÓN 1 1. INTRODUCCIÓN 1.1. Antecedentes La radioterapia es una modalidad clínica basada en el empleo de radiaciones ionizantes para el tratamiento de pacientes con neoplasias malignas y ocasionalmente benignas. El objetivo de esta es administrar de manera precisa una dosis de irradiación, energía por unidad de masa, a un volumen tumoral definido, minimizando en lo posible el daño producido al tejido sano adyacente; resultando en la erradicación del tumor, una mejor calidad de vida y prolongación de la supervivencia a un costo competitivo [1]. La probabilidad de control tumoral (TCP) es un indicador del efecto de las radiaciones ionizantes en los tejidos tumorales. El efecto (daño) de la radiación ionizante sobre los tejidos sanos se puede describir mediante la probabilidad de complicación del tejido normal (NTCP). El compromiso de la radioterapia radica en el análisis costo-beneficio de ofrecer una opción de tratamiento con el mayor TCP y la menor NTCP [2]. Unida a la cirugía y la quimioterapia, la radioterapia es uno de los tres pilares actuales del tratamiento de las neoplasias malignas cáncer. Se estima que más del 50% de los pacientes que presentan la enfermedad para un estimado anual de entre 12 y 15 millones de personas en todo el mundo en el período precisarán tratamiento con radioterapia para el control tumoral o como terapia paliativa en algún momento de su evolución [3-5]. Los avances científicos de la física, la medicina oncológica y la radiobiología, unido el extraordinario auge de la informática han introducido desarrollos tecnológicos trascendentales en función de la precisión en el diagnóstico, el

13 1. INTRODUCCIÓN 2 tratamiento oncológico en general y en radioterapia, específicamente en la utilización de imágenes anatómicas y funcionales en las tres dimensiones espaciales (mejor definición espacial del volumen tumoral) y en la dimensión temporal (mejor estimación de la posición del volumen tumoral), en los sistemas de planificación (optimización y cálculo de la distribución de dosis) y en las unidades de tratamientos (administración y verificación del tratamiento). De manera que en menos de dos décadas se ha pasado de la radioterapia en dos dimensiones (2D) a la radioterapia conformada tridimensional (3DCRT) y de esta a la radioterapia con intensidad modulada (IMRT) y la radioterapia guiada por imágenes (IGRT). La técnica de IMRT cambió el paradigma moderno de la radioterapia con haces externos. La utilización de los algoritmos de optimización inversa computarizados que permiten establecer objetivos de dosis absorbida para volúmenes definidos del tejido tumoral y restricciones de dosis para volúmenes de tejidos sanos adyacentes han posibilitado a la IMRT una alta conformación 3D de la distribución de dosis. Reducir la dosis absorbida en el tejido sano significa que la dosis en el tejido tumoral puede ser escalada manteniendo la misma toxicidad en el primero. La evidencia histórica generalmente indica una mejoría en el TCP y una disminución del NTCP siempre que haya una mejora en la razón TCP-NTCP, esto es aumento de la ventaja terapéutica [6]. La técnica de IMRT hace una exigencia significativa en todos los aspectos de garantía de calidad (GC) en la cadena de tratamiento, desde la adquisición adecuada de las imágenes 3D, pasando por el proceso de optimización de la dosis absorbida, hasta la administración y verificación del tratamiento. El control de calidad (CC) paciente-específico es una parte fundamental para asegurar el desempeño seguro y alcanzar las expectativas trazadas del tratamiento con IMRT [7]. Esta etapa del proceso es aún controversial para gran parte de la comunidad científica de la física médica [8-10]. Varios enfoques han sido utilizados para este fin, siendo uno de los más generalizados la comprobación a

14 1. INTRODUCCIÓN 3 priori de los mapas de dosis individuales de los portales de entrada obtenidos durante la planificación del tratamiento de IMRT. El CC paciente-específico demanda tiempo y esfuerzo en toda la cadena de tratamiento, siendo concebido generalmente como una prueba de principio a fin de la misma y añadiendo una carga de trabajo adicional al personal y las unidades de tratamientos Problema científico El problema científico de esta investigación es determinar cuál es la manera óptima de ejecutar los CC paciente-específicos de IMRT en un servicio de radioterapia atendiendo a su disponibilidad tecnológica, equipamiento dosimétrico y las cargas de trabajo al personal y las unidades de tratamiento. El objeto de estudio definido es el CC paciente-específico de IMRT y su campo de acción el CC paciente-específico para técnicas de planificación de IMRT basada en optimización inversa de aperturas de segmentos y beamlets; así como la técnica de administración de IMRT con múltiples segmentos estáticos Hipótesis Es posible optimizar la ejecución de los procedimientos de CC pacienteespecíficos de tratamientos con IMRT considerando las técnicas de planificación y administración de tratamiento utilizadas, así como el equipamiento dosimétrico a emplear en la comprobación Objetivo general Optimizar la ejecución de los procedimientos de CC paciente-específico de tratamientos de IMRT en un servicio de radioterapia Objetivos específicos 1. Implementar un procedimiento de CC paciente-específico en tratamientos de IMRT utilizando un cálculo computacional basado en un programa comercial independiente de cálculo de dosis.

15 1. INTRODUCCIÓN 4 2. Implementar un procedimiento de CC paciente-específico en tratamientos de IMRT utilizando la comprobación experimental del plan compuesto y haces no colapsados. 3. Implementar un procedimiento de CC paciente-específico en tratamientos de IMRT utilizando la dosimetría portal basada en dispositivos de imágenes portales electrónicas (EPID). 4. Diseñar un algoritmo de selección del procedimiento de CC pacienteespecífico en tratamientos de IMRT Diseño Metodológico de la Investigación En el desarrollo de esta investigación se utilizaron los métodos histórico-lógicos y el de análisis-síntesis para el estudio exploratorio de la situación actual del objeto de estudio en base a la información científica publicada. Se utilizó el método hipotético-deductivo para identificar el problema científico basándose en el estudio exploratorio realizado del objeto de estudio. Se utilizaron métodos específicos relacionados con el estado actual del objeto de estudio para solucionar el problema científico planteado. Los métodos empleados fueron: Los estudios descriptivo-longitudinal-retrospectivo y el explicativoexperimental en la implementación del procedimiento de CC pacienteespecífico de IMRT utilizando un programa comercial independiente de cálculo de dosis. Fueron evaluados 30 pacientes con planificaciones de IMRT basadas la optimización inversa de aperturas utilizando dos procedimientos de CC paciente-específicos alternativos. Se calcularon los límites de confianza para validar la propuesta alternativa y comparar los resultados de los dos procedimientos. El estudio explicativo-experimental en la implementación del procedimiento de CC paciente-específico en tratamientos de IMRT para la comprobación del plan compuesto y haces no colapsados. Fue investigada la respuesta de un conjunto detector-maniquí para las condiciones de irradiación en lo referente a incidencia de los haces de

16 1. INTRODUCCIÓN 5 radiación (respuesta angular) y la influencia de la atenuación de la mesa de tratamiento. Se comprobaron tres pacientes con planificaciones de IMRT y los resultados fueron comparados con el límite de confianza institucional. El estudio explicativo-experimental en la implementación del procedimiento de CC paciente-específico de IMRT utilizando la técnica de dosimetría portal. Fue caracterizado un dispositivo de imagen electrónica portal como un detector bidimensional. Para ello se investigó la relación dosis-respuesta del detector. Además se correlacionó el cambio de la respuesta del detector para diferentes condiciones de dispersión con el cambio de la dosis en agua en las mismas condiciones de dispersión para diferentes profundidades. Se determinaron factores de corrección debido a la manipulación intrínseca de la respuesta del detector con fines imagenológicos (campo desbordado y escalamiento). Se comprobaron dos haces de tratamientos de IMRT basados en optimización inversa de beamlets y los resultados fueron comparados con el límite de confianza institucional. Diseño de un algoritmo de toma de decisiones para la selección óptima y ejecución efectiva de los procedimientos de CC paciente-específicos de IMRT implementados.

17 1. INTRODUCCIÓN Justificación del estudio Necesidad de optimizar la ejecución de los procedimientos de CC pacienteespecíficos de tratamientos con IMRT atendiendo a las disponibilidades tecnológicas en lo referente a los enfoques de planificación de los tratamientos de IMRT y las posibilidades de administración de estos; así como del equipamiento dosimétrico existente en un servicio de radioterapia con una elevada carga de trabajo y recursos limitados. Novedad científica 1. Se implementan tres procedimientos de CC paciente-específicos de IMRT en la rutina clínica de un servicio de radioterapia. Esto posibilita una comprobación más abarcadora, eficiente y realista de los planes de tratamiento con IMRT. 2. Se utilizan los límites de confianza de los resultados para validar la implementación de los procedimientos propuestos y comparar estadísticamente la sensibilidad de los mismos. 3. Se diseña un algoritmo para la toma de decisiones en la ejecución de los procedimientos de CC paciente-específicos de IMRT propuestos en un servicio de radioterapia Beneficios esperados La implementación de una metodología de optimización de los CC pacienteespecíficos con IMRT posibilitaría una utilización eficaz y racional de los dispositivos y el equipamiento dosimétrico en un servicio de radioterapia. También reduciría las cargas de trabajo y radiológicas de las unidades de tratamiento y al personal; disminuyendo los riesgos y fallas asociadas a errores humanos, los cuales se han demostrado son la causa de más del 35% de las fallas en el proceso de IMRT [11]. Esto conllevaría a una mejora de la seguridad y protección radiológica de la práctica de radioterapia, así como de la calidad de los tratamientos administrados a los pacientes.

18 1. INTRODUCCIÓN Límites del alcance de la investigación Los procedimientos de CC paciente-específicos implementados en este trabajo están orientados solo a la verificación de tratamientos estáticos de IMRT. Las técnicas de tratamiento con IMRT dinámico y su verificación están fuera del ámbito de esta investigación.

19 2. DESARROLLO

20 2. DESARROLLO 9 2. DESARROLLO 2.1. Estado actual de los CC paciente-específico de IMRT La IMRT es una de las modalidades modernas de tratamientos de radioterapia más complejas y difundidas en la actualidad [12]. Aunque el enfoque moderno de la IMRT es una tecnología propuesta hace más de una década [13], no es fácil implementarla en cualquier servicio de radioterapia, sino mediante una transición orgánica, paulatina y segura [14] Principios generales de la IMRT El concepto de IMRT surge porque el desarrollo de los algoritmos de optimización de los sistemas de planificación de tratamientos de radioterapia (TPS) predice que los patrones de irradiación óptimos para una dirección única son típicamente no uniformes. Un conjunto de estos haces de intensidad modulada incidiendo en múltiples direcciones pueden ser diseñados para producir una distribución de dosis homogénea en el tumor similar a la 3DCRT pero con una conformación superior, especialmente para volúmenes tumorales cóncavos o de otras formas complejas, protegiendo así al tejido sano circundante. Además la IMRT facilita el diseño de distribuciones de dosis no uniformes requeridas en el tratamiento de volúmenes tumorales incluidos dentro de otros volúmenes tumorales (técnica de refuerzo simultáneo integrado o concomitante). En vez de utilizar distribuciones uniformes o variaciones constantes de la intensidad en una dirección, por ejemplo filtros en cuña, para cada haz incidente; la IMRT intenta alcanzar una distribución de dosis optimizada por medio de la variación de la fluencia dentro de cada haz incidente.

21 2. DESARROLLO 10 Esto se logra usualmente subdividiendo el haz en un determinado número de segmentos y modulando cada uno de estos hasta alcanzar una contribución específica a la fluencia seleccionada. La modulación del haz se alcanza principalmente con la utilización de los colimadores multiláminas (MLC) [6]. El cálculo en tiempo real de la fluencia requerida para cada segmento del haz se ha hecho factible recientemente por la utilización de computadoras de altas prestaciones utilizando algoritmos con un enfoque iterativo del cálculo de dosis, referidos como "planificación u optimización inversa" [15]. El término inversa es utilizado en referencia al cuerpo matemático establecido de las técnicas de solución de problemas inversos, las cuales comienzan con el resultado final deseado y trabajan en retroceso intentando establecer la mejor vía para alcanzarlo. Así la planificación inversa del tratamiento comienza por la descripción de un objetivo, estos son una serie de descriptores que caracterizan la distribución de dosis deseada dentro del volumen tumoral, en conjunto con otro grupo de descriptores adicionales (restricciones) diseñados para evitar en lo posible niveles de dosis altos al tejido normal. El proceso de planificación inversa trabaja usualmente con iteraciones, determinando la forma de los haces y los patrones de fluencia dentro de estos para alcanzar una distribución de dosis absorbida óptima o al menos aceptable [6]. La calidad del plan de tratamiento IMRT obtenido depende de múltiples factores: Descriptores utilizados para los objetivos y restricciones durante el proceso de optimización inversa. Los algoritmos de optimización y de cálculo de dosis. Configuración de los haces: número, orientación y energía. Márgenes asignados al volumen tumoral y/o tejidos normales. El usuario generalmente interactúa con el algoritmo de optimización inversa ajustando los descriptores utilizados, en algunos casos puede ser además la configuración de los parámetros de entrada de los haces. Así el resultado final del proceso de planificación inversa puede ser un plan optimizado y aprobado,

22 2. DESARROLLO 11 pero no tiene que ser el mejor plan o la solución real objetiva del problema de optimización inversa. Para impartir el tratamiento de IMRT se han desarrollado diferentes soluciones tecnológicas que en lo fundamental se resumen en dos tendencias de tratamiento: la dinámica y la estática. Entiéndase por tratamientos de IMRT dinámicos, cuando alguna parte de la unidad de tratamiento se encuentra en movimiento mientras la unidad está irradiando. Un resumen de las principales técnicas de administración de IMRT se muestra en la Tabla 1. Tabla 1. Principales técnicas de administración de IMRT. Técnica Forma de modulación de la intensidad Tipo de optimización Compensadores MLC estático (Múltiples segmentos estáticos) MLC dinámico (Ventana deslizante) Arcoterapia de Intensidad Modulada (IMAT) Tomoterapia en serie Tomoterapia helicoidal Radioterapia robótica Filtro diseñado para entregar un patrón de intensidad optimizado y específico del paciente Segmentos administrados desde cada dirección de tratamientos Láminas que barren el campo a diferentes tasas de dosis Láminas que barren el campo mientras el brazo de la unidad está rotando. Puede requerir varios arcos Brazo que rota alrededor del paciente con la camilla fija. MLC binarios modulan un haz en abanico. Después de una rotación la camilla se mueve de una manera predeterminada. Brazo y camilla que se mueven sincronizadamente. MLC binarios modulan un haz en abanico. Múltiple haces finos no coplanares administrados por un brazo robótico. Beamlets Beamlets Aperturadirecta Aperturadirecta Beamlets Beamlets Beamlets La IMRT aporta a la práctica clínica formas de planificación y entrega de los haces de radiación de intensidad libres de la restricción clásica de uniformidad, aumentando así los grados de libertad de la planificación. Esto brinda la posibilidad de irradiar el volumen tumoral con dosis mayores que con un

23 2. DESARROLLO 12 tratamiento convencional (escalamiento de dosis), posibilita la irradiación de volúmenes tumorales cóncavos que rodean al tejido sano o están en contacto cercano a estos y la irradiación a diferentes niveles de dosis de volúmenes blancos múltiples (pueden estar contenidos uno dentro de otro) mediante la técnica de refuerzo integrado simultáneo Puesta en servicio y GC de la IMRT. El objetivo de la puesta en servicio de cualquier sistema o procedimiento dosimétrico es asegurar que el cálculo y la administración de las distribuciones de dosis absorbida en el paciente se realicen de la manera más precisa posible. Además en este proceso se establecen las referencias y controles para la comprobación del desempeño en el transcurso del tiempo del sistema o procedimiento específico, esto es el programa de GC. Al establecer un programa de GC de IMRT se deben diferenciar sus principales componentes: Cálculo de distribuciones de dosis y unidades monitoras (UM). Transferencia de información del TPS al sistema de registro y verificación de la unidad de tratamiento. Administración del tratamiento. Cada una de estas etapas tiene sus propias fuentes de errores, por lo que el programa de GC debe establecer las pruebas específicas para cada una de dichas componentes. Por ejemplo, las tolerancias en el posicionamiento de las láminas del MLC entre 1 o 2 mm son suficientes para la conformación de bloqueos en técnicas de 3DCRT pero pudieran ser insuficientes para el empleo de campos pequeños en la modulación para IMRT [15]. Estas restricciones específicas en las prestaciones de la unidad de tratamiento deben ser consideradas en el TPS para IMRT.

24 2. DESARROLLO 13 En la Figura 1 (a) se muestran los diferentes niveles dosimétricos de un programa de GC de IMRT [16]. Cada nivel se basa en la estabilidad del nivel inferior (como ocurre en una pirámide real). Los niveles 1 y 2 forman parte de los procedimientos rutinarios de los CC del equipamiento utilizado para planificar (TPS) y administrar (acelerador lineal) el tratamiento de IMRT, respectivamente. La pirámide a la derecha, Figura 1 (b), relaciona diferentes procedimientos y el equipamiento dosimétrico apropiado para la ejecución de cada uno de los niveles o etapas del programa de GC de IMRT expuestos. El nivel 3 es propiamente el CC paciente-específico del tratamiento de IMRT. El nivel 4, está en el pináculo de la pirámide y es la meta a alcanzar en el programa de GC, aunque se utiliza fundamentalmente durante la puesta en servicio como una prueba global de mejor sensibilidad de esa etapa inicial. Dosimetría 3D del tratamiento impartido Dosimetría 1D-2D de los componentes del tratamiento (campos, segmentos, etc) GC TPS y consistencia de dosis con el equipo GC unidad de tratamiento: características dosimétricas y geométricas sin tolerancias predefinidas (a) Nivel 4 Nivel 3 Nivel 2 Nivel 1 Gel dosimétrico función Gamma, maniquí Películas, EPID, arreglo de detectores, función Gamma, maniquí Casos pruebas, modelos analíticos, Monte Carlo, CI, diamantes, películas CI, EPID, películas, arreglo de detectores (b) Figura 1. (a) Pirámide conceptual que correlaciona los diferentes niveles de GC dosimétricos de IMRT. (b) Dispositivos y equipamiento dosimétrico apropiados para cada nivel.

25 2. DESARROLLO CC paciente-específico de IMRT Las complejas formas de las distribuciones de dosis producidas por la técnica de IMRT y sus procedimientos de administración exigen que las técnicas de medición dosimétricas típicamente empleadas en 3DCRT sean revisadas y adaptadas a los retos únicos de la IMRT. Estas distribuciones de dosis contienen numerosas zonas con gradientes de dosis pronunciados, aún dentro de los volúmenes tumorales. La comprensión de estas limitaciones y la utilización de dosímetros apropiados para medir estas distribuciones de dosis es crítica para una implementación segura de la IMRT [7]. La mayoría de los procedimientos de 3DCRT son estáticos, esto quiere decir que los modificadores del haz, el brazo, el colimador y la mesa o camilla de tratamientos permanecen estáticos cuando el acelerador está irradiando. Es por esta razón que la caracterización del haz de radiación puede ser realizada utilizando muestreos con cámaras de ionización (CI) en un maniquí de agua, usando interpolación de los datos medidos si es necesario. La exactitud dosimétrica de las CI posibilita la evaluación cuantitativa del haz de radiación. En cambio, frecuentemente la administración de la dosis de un tratamiento de IMRT es un proceso dinámico donde la forma, la fluencia incidente y su intensidad están variando durante la irradiación. Así, las mediciones de dosis basadas en muestreos no son prácticas. Las mediciones de dosis para planes de IMRT están limitadas a técnicas dosimétricas de integración. Las comprobación independiente de las UM calculadas por los TPS para los planes de tratamientos de 3DCRT es la práctica estándar para la verificación dosimétrica paciente-específico de estos. Estas comprobaciones de UM utilizan a menudo la aproximaciones de las forma de los campos para determinar los parámetros de dispersión de los haces de fotones requeridos en el cálculo. En 3DCRT estos parámetros cambian ligeramente con respecto al tamaño de campo y la profundidad, produciendo resultados de los cálculos de UM con una incertidumbre de aproximadamente ±5% [17, 18]. Esta incertidumbre se

26 2. DESARROLLO 15 considera adecuada por la comunidad de radioterapia y es un procedimiento utilizado para evitar errores clínicos que conlleven a accidentes [19]. En las secuencias de administración de dosis de IMRT, ya sea dinámica o estática, la dosis en un lugar dado dentro del volumen tumoral es administrada por una fracción de todos los segmentos dentro del campo. La cantidad de UM requeridas para impartir la distribución de dosis dependerá fuertemente de una secuencia de administración compleja de las láminas y es por ello impredecible basándose solamente en la dosis al volumen tumoral y la geometría del paciente. Un físico médico calificado no podría juzgar si el número de UM es correcto o no basado en su experiencia profesional. Errores clínicos que conlleven a accidentes no podrían ser evitados sin procedimientos independientes de validación cuantitativa. Son necesarias entonces mediciones directas de dosis realizadas utilizando maniquíes o programas de cálculo de dosis independientes, para validar el plan de tratamiento para cada paciente en específico. A este proceso es al que se le denomina CC paciente-específico de IMRT. Existe una variedad de sistemas dosimétricos disponibles para realizar CC paciente-específico de IMRT, así como diversos enfoques en el modo de emplearlos. La elección de cuáles y cómo utilizarlos, depende en gran medida de los parámetros a comprobar y del tiempo de duración del proceso. Los procedimientos típicos empleados en el CC paciente-específico de IMRT para verificar que el patrón de intensidad administrado coincide con la dosis absorbida deseada son: Medición del patrón de intensidad de los haces individuales para un paciente específico. Medición de la dosis absorbida en un maniquí resultante de un patrón de intensidad de planificado para un paciente específico. Cálculo independiente de la dosis absorbida del patrón de intensidad de un campo para un paciente específico. Dosimetría in vivo.

27 2. DESARROLLO Sistemas dosimétricos para el CC paciente-específico de IMRT Cámaras de ionización Las CI cilíndricas son utilizadas en mediciones con haces de fotones de megavoltaje (MV) en radioterapia por su excelente estabilidad, respuesta lineal con la dosis absorbida, baja dependencia direccional, independencia de la respuesta con la calidad del haz y trazabilidad a patrones primarios de dosis absorbida en agua [20]. Para mediciones de IMRT es importante tener una alta resolución espacial, es por esta razón que el volumen activo de la CI debe ser "pequeño". Las CI son en general a prueba de agua y ventiladas (el volumen activo intercambia aire con el medio ambiente). El diseño geométrico de estas CI suele ser de simetría cilíndrica, minimizando la dependencia direccional de su respuesta en función del ángulo de incidencia del haz de radiación cuando el eje central del haz es perpendicular al eje de simetría de la CI (configuración de campos coplanares) [7]. Existe poca información sobre la respuesta a la incidencia oblicua de los campos de tratamientos sobre el eje de simetría de la CI para haces de MV (configuración de campos no coplanares). Si la verificación de la distribución de dosis incluye configuración de campos no coplanares sería necesaria la estimación de la dependencia angular de la respuesta de la CI para esta geometría. Todas las CI muestran un efecto de promedio volumétrico. Esto es debido a que los iones colectados son creados en el volumen activo de la CI. Este efecto crea una perturbación en la distribución de dosis que es significativa en las regiones de alto gradiente [21]. Es por ello que el efecto de promedio volumétrico en las CI es importante principalmente en dos situaciones clínicas: Primero en la determinación de la dosis en el eje de un campo estático pequeño; esto puede producir una subestimación de la dosis real. En segundo lugar

28 2. DESARROLLO 17 cuando se miden perfiles de distribuciones de dosis con un alto gradiente, las distribuciones de dosis medidas pueden ser "suavizadas" por este. En ambos casos hay que evaluar si el volumen de la CI es suficientemente "pequeño" y la posibilidad de utilizar otro dosímetro con una mejor resolución espacial. Alternativamente se puede determinar un factor de corrección por promedio volumétrico, k vol, [22]. La dependencia energética de las CI modernas para la dosimetría de haces de MV en radioterapia es casi nula [20]. Sin embargo, en algunos detectores pequeños, con el objetivo de aumentar la señal, en el electrodo central se utilizan materiales de alto número atómico (Z), causando significativos cambios de la sensibilidad con la variación del tamaño de campo y la profundidad. Esto es debido a la sobreestimación de la respuesta a la incidencia de fotones dispersos de bajas energías, que son abundantes en campos grandes, bajas profundidades, o bajo zonas altamente bloqueadas. La estabilidad de la respuesta de la CI y el efecto de irradiación del vástago deben ser estudiados también Detectores de estado sólido Detectores de semiconductores. Los detectores de semiconductores (diodos tipo-p) tienen características atractivas para la dosimetría de haces de fotones de MV, especialmente para dosimetría de haces pequeños. En general el volumen activo del diodo es muy pequeño y de alta sensibilidad a la radiación, mucho más que las CI más pequeñas (tipo Pinpoint), la sensibilidad puede ser de 20 a 100 veces mayor. La alta Z del silicio, Z=14, hace que sea muy sensible a la componente de baja energía del haz de fotones, por lo que son buenos candidatos para la dosimetría de haces pequeños, donde la componente de baja energía es pequeña [21]. Los diodos pueden estar diseñados con una cubierta o caperuza para minimizar la dependencia a los fotones de baja energía, sobretodo en haces anchos o

29 2. DESARROLLO 18 grandes profundidades en agua. Estos son los llamados diodos blindados, los que en mediciones en el eje del haz han mostrado una buena respuesta energética, pero el uso del blindaje le quita el atractivo de su utilización en la dosimetría de haces pequeños, donde la influencia de la componente de bajas energías es menos importante. Además, introduce una mayor dependencia en la respuesta angular del diodo, pudiendo llegar hasta un 15% de desviación para incidencias del haz cercanas al eje del diodo, e incrementa el efecto de perturbación por densidad másica [23, 24]. Otro efecto a tener en cuenta con el diodo es su dependencia al historial de irradiación. El daño producido por las dosis de radiación en la estructura cristalina del silicio, modifica la respuesta del diodo en el tiempo. De esta manera sería preciso hacer calibraciones periódicas del detector o limitar su utilización para dosimetría relativa. Los diodos semiconductores también pueden ser empleados para la verificación de las dosis impartidas en los tratamientos de radioterapia, mediante técnicas de dosimetría in vivo. Se ha reportado el uso de estos detectores para comprobar la concordancia entre la dosis prescrita y administrada en planificaciones de IMRT basada en aperturas [25]. Detectores de diamante. En contraste con los detectores de diodos de silicio, los detectores de diamante natural son aproximadamente tejido-equivalentes en términos de composición atómica, Z efectiva_músculo ~ 7,64 y Z Carbono =6, aunque su densidad física es mucho mayor que la del agua; 3,5 g cm -3. La dependencia angular es menor, tienen una buena estabilidad mecánica y alta resistencia al daño por radiación. De igual manera que los diodos, su sensibilidad es alta. Sin embargo la dependencia a la tasa de dosis de los detectores en base a diamante natural puede afectar la utilización de los detectores de diamante en las mediciones para tratamientos de IMRT.

30 2. DESARROLLO 19 El desarrollo y comercialización de detectores en base a micro-diamantes sintéticos, potencialmente resuelve los problemas de los diamantes naturales, y compensan los problemas de Z y densidad de los diodos de Si [26]. Más recientemente se ha reportado el desarrollo de un detector inalámbrico en base también a micro-diamantes sintético, para fines de dosimetría in vivo, que pudiera aplicarse exitosamente en aplicaciones de este tipo en verificación de IMRT estática [27]. Detectores termoluminiscentes. Los detectores termoluminiscentes (TLD) han sido utilizados en la dosimetría de haces de fotones de MV desde la década del 70 del pasado siglo. Es un dosímetro integral, usualmente pequeño, en forma de pastilla o barra. Casi tejido-equivalente, Z efectiva_lif ~8,1, y una densidad física típica de 2,6 g cm -3. La respuesta de la dosis integrada típica del TLD debe ser evaluada previamente, así como su dependencia energética. Compensaciones de la dependencia energética de la respuesta pueden ser necesarias cuando se utiliza los TLD. La implementación de la dosimetría TLD es una tarea intensiva, por lo cual se emplea cuando no es práctica la utilización de CI, por ejemplo en mediciones con múltiples maniquíes antropomórficos durante la realización de programas de auditorías de calidad [28]. Detectores de cristal Los dosímetros de cristal radio-fotoluminiscente (RPLGD) son una modalidad emergente de los detectores de estado sólido, aunque son conocidos desde finales de los años 40 del pasado siglo. El desarrollo de nuevos materiales y tecnologías de lectura han hecho que las mediciones con RPLGD tengan una excelente sensibilidad y exactitud. Entre las características que hacen a los RPLGD atractivos están su fácil lectura, linealidad y rango de medición, desde 10 µgy hasta aproximadamente los 500 Gy. Además, pueden ser leídos más de una vez y son reutilizables [29]. Estos detectores muestran también una baja dependencia energética y baja dependencia angular.

31 2. DESARROLLO 20 Los RPLGD son a prueba de agua, compactos y pueden diseñarse en varias formas y tamaños, lo cual posibilita su utilización en variadas condiciones de medición. Estos dosímetros se han empleado exitosamente para la realización de auditorías de calidad postales a haces de fotones de MV en condiciones de no referencia [30], destacándose que para fotones de 6 MV la dependencia de la respuesta con el tamaño del campo es menor de ±1% en el rango de 5 x 5 cm 2 a 20 x 20 cm 2, lo cual hace a estos detectores potencialmente atractivos para programas de GC en IMRT Arreglos de detectores La dosimetría en un punto permite la validación de la distribución de dosis absoluta de la IMRT para posiciones individuales. Para una validación más exhaustiva de la calidad de las distribuciones de dosis de IMRT se necesita pasar a otra dimensión. Las soluciones comerciales disponibles actualmente son los arreglos de detectores bidimensionales (2D). Dosimetría fílmica Las películas radiográficas, son detectores basados en el principio de la acción de la radiación electromagnética sobre las sales de haluros de plata. Las películas radiográficas han resultado ser un detector efectivo para la validación de distribuciones de dosis 2D de IMRT en maniquíes cuando se utilizan de manera cuidadosa. Errores potenciales pueden surgir si se desprecian diferentes efectos en la respuesta de las películas radiográficas. Dentro de estos efectos están: variaciones en la sensibilidad debidos a diferentes lotes de películas, condiciones del procesamiento químico de la película, variaciones en el espectro energético dentro de la distribución de dosis medida, Z efectiva_agbr ~ 42 y artefactos dosimétricos.

32 2. DESARROLLO 21 Tomando en consideración el compromiso entre la complejidad experimental y la información obtenida, las películas radiográficas brindan una técnica de medición atractiva, sobretodo en lugares donde existan equipos de procesamiento de imágenes automáticos con buenos controles de calidad. Utilizada con densitómetros y/o digitalizadores apropiados proveen excelentes mapas de dosis 2D con una alta resolución espacial [7]. Las películas radiocrómicas son otra modalidad de la dosimetría fílmica. Están basadas en la propiedad de un tinte especialmente sensible a la acción de las radiaciones ionizantes. Las películas radiocrómicas son casi tejido-equivalentes, Z efectiva entre 6,0 y 6,5 [31], por lo cual su respuesta es casi independiente de la energía de la radiación incidente. Además, no necesitan de un proceso químico, a esto se le conoce como auto-revelado. Este proceso es dependiente del tiempo, por lo cual debe tenerse en cuenta mantener las mismas condiciones de auto-revelado (igual tiempo entre la irradiación y la digitalización) para obtener resultados reproducibles. La fabricación de las películas radiocrómicas se ha perfeccionado en pocos años y ya los últimos modelos han corregido muchos de los efectos conocidos de su respuesta, por ejemplo: dependencia de la dirección de cobertura del tinta en el soporte y la no evaluación de su respuesta solo en el canal rojo, sino utilizando en su lugar el procedimiento de calibración multicanal [32]. La utilización de digitalizadores planos de luz fluorescente puede introducir otros efectos que deben tomarse en consideración, por ejemplo: la uniformidad del digitalizador y la temperatura del mismo. Las películas radiocrómicas son una excelente alternativa disponible, de alta resolución espacial para mediciones de distribuciones de dosis 2D, teniendo en cuenta la tendencia a la desaparición de las procesadoras automáticas de películas radiográficas.

33 2. DESARROLLO 22 Arreglo 2D de detectores Los arreglos 2D de detectores que producen múltiples señales acumulativas de la dosis absorbida en un plano son instrumentos valiosos disponibles comercialmente para la ejecución de los procedimientos de CC pacienteespecíficos de IMRT. Son muy eficientes, pues una vez realizada la calibración cruzada en el haz de radiación clínico, pueden ser utilizados en un gran número de mediciones de dosis en una única irradiación por campo, ofreciendo una evaluación inmediata de sus resultados después de la irradiación. Esta inmediatez es una característica muy atractiva para el procedimiento de CC por su eficiencia en el diagnóstico de fuentes de errores comunes y en la estimación de sus magnitudes, por ejemplo: errores en la calibración del posicionamiento de las láminas, inexactitudes en la penumbra, factores de campos pequeños introducidos al TPS, etc [7]. Los arreglos de detectores tienen una baja resolución espacial comparada con otros detectores 2D, por ejemplo películas radiográficas o radiocrómicas. Esto pudiera limitar su utilización en mediciones de puesta en servicio de técnicas de IMRT. Procedimientos para aumentar la resolución espacial de estos detectores han sido propuestos por autores que demuestran la capacidad de detectar errores sub-milimétricos en el posicionamiento de las láminas de un MLC [33]. Otra limitación de este tipo de arreglo 2D de detectores es que aunque cada haz es comprobado independientemente, no hay información sobre la distribución de dosis 3D del plan en su conjunto, resultante de la superposición de todos los haces. El aporte de los posibles errores individuales de los haces comprobados a la distribución 3D compuesta es desconocido. A pesar de estas limitaciones, los arreglos 2D de detectores han logrado una amplia aceptación clínica debido a su simplicidad y eficiencia Los arreglos 2D de detectores comercialmente más comunes son los construidos en base a detectores de estado sólido de diodos tipo-n y los construidos en base a CI.

34 2. DESARROLLO 23 Arreglos 2D de diodos Se han desarrollado diferentes versiones de estos arreglos. Cada una ofrece diferentes disposiciones y cantidades de diodos en su matriz de medición. Los arreglos 2D modernos pueden contar hasta con 1527 detectores cada uno con una área transversal de 0.64 mm 2 y posibilidad de medir tamaños de campos de hasta 32 x 26 cm 2. El plano efectivo de medición tiene generalmente un espesor de acumulación de 2cm con un espesor posterior añadido de 2.75 cm para evitar la posible retrodispersión que pueda afectar las mediciones. La sensibilidad mostrada con el cambio de la tasa de dosis instantánea, para un rango de variación desde 50 a 1400 cgy/min, ha sido mejorada hasta un valor de ±1% [34]. La estabilidad de los detectores ha mejorado con los diseños modernos con valores de 0.5%/kGy para haces de fotones de 6MV. Los desarrollos de arreglos 2D basados en diodos de Si se han orientado recientemente a su aplicación en técnicas dinámicas complejas, donde la alta resolución temporal y espacial es prioridad [35]. Arreglos 2D de CI. Los arreglos 2D diseñados en base a CI son también utilizados en la rutina clínica de los procedimientos de CC paciente-específicos de IMRT. De igual manera, hay diferentes configuraciones y diseños disponibles comercialmente. Las CI pueden ser convencionales (rellenas de aire) o rellenas de líquido. Las CI rellenas de aire son típicamente cúbicas, dispuestas generalmente en arreglos regulares, obteniéndose matrices de menor o mayor resolución según el diseño propio del arreglo. Se utilizan separadores de material agua equivalente entre las CI adyacentes para evitar perturbaciones del flujo de electrones secundarios desde las CI vecinas. La profundidad en agua al punto efectivo de medición de las CI en el arreglo está típicamente alrededor de los 5 mm.

35 2. DESARROLLO 24 La reproducibilidad a corto y largo plazo de los arreglos 2D de CI hallada es de 0.2% y 1% respectivamente. La linealidad es excelente, con menos de 0.4% para valores de dosis impartidas en un rango de 2 a 500 MU. Los factores de campo medidos muestran una coincidencia excelente con las mediciones realizadas con CI convencionales [36]. Los sistemas basados en CI rellenas de líquido son de más recientemente aparición [37], y presentan la ventaja de poseer una mayor sensibilidad intrínseca con respecto a las CI abiertas. Esto permite aumentar el factor de llenado del arreglo 2D y su resolución espacial, aunque deben considerarse correcciones importantes por efectos de recombinación para su uso en CC paciente-específicos de IMRT con haces de fotones sin filtro aplanador [38]. Dispositivos de imagen portal electrónica Los dispositivos de imagen portal electrónica (EPID) fueron diseñados primordialmente para la verificación del posicionamiento del paciente antes y durante su tratamiento de radioterapia. Son dispositivos montados en el brazo de la unidad de tratamientos en un plano perpendicular al eje del haz. Los EPID han tenido una evolución tecnológica no solo en su diseño conceptual sino también constructivo, pasando por pantallas centellantes acopladas mediante espejos a cámaras de video hasta arreglos de CI líquidas. El diseño constructivo actualmente predominante está basado en paneles detectores de silicio amorfo (a-si), lo cual lo convierte básicamente en un arreglo 2D de diodos. La habilidad de adquirir información electrónica 2D de manera inmediata y la correlación entre esta información y la dosis administrada, ha hecho atractiva la investigación del EPID como un excelente dosímetro 2D, por ejemplo: controles de calidad de la unidad de tratamientos, coincidencia del campo de luz y radiación, simetría y homogeneidad de perfiles, posiciones individuales de las láminas del MLC y últimamente el CC paciente-específico de IMRT [39-42].

36 2. DESARROLLO 25 Los EPID basados en a-si presentan una excelente linealidad de su respuesta y una buena reproducibilidad de esta a corto y mediano plazo. El cambio de la respuesta a largo plazo está influenciado por el daño producido por la radiación en el cristal del silicio. Es necesario realizar correcciones a la respuesta procesada del EPID, pues la misma está diseñada para propósitos de optimización de la imagen anatómica del paciente y no para su utilización como un dosímetro. Un atractivo adicional de la utilización del EPID es la posibilidad de hacer dosimetría in vivo o CC paciente-específico de IMRT en tiempo real. Esto es debido a que en la mayoría de las situaciones clínicas es posible hacer mediciones de la dosis transmitida a través del paciente utilizando el EPID [40]. Esta información puede ser utilizada principalmente de dos formas. La primera es haciendo comparaciones entre la dosis medida y la esperada en el plano del EPID. Por otra parte se pueden hacer retroproyecciones de la dosis en el plano del EPID hacia la anatomía real del paciente y reconstruir la distribución de dosis 3D realmente administrada a este durante la sesión de tratamiento en cuestión, objetivo final de cualquier procedimiento dosimétrico de CC: estimar cómo fue realmente administrada la dosis al paciente [43, 44]. Actualmente existen soluciones comerciales para este enfoque de CC paciente-específico [45-47] Detectores 3D Nuevamente el aumento de la dimensionalidad en el muestreo de la distribución de dosis conllevaría a una verificación más abarcadora y real del tratamiento de IMRT, para ello sería necesario disponer de sistemas dosimétricos con capacidad 3D. El muestreo parcial de las distribuciones de dosis que se logra con los detectores 2D puede ser suficiente para comprobaciones periódicas de un programa de IMRT que ha sido validado de manera profunda previamente. De manera general y en particular en el momento de puesta en servicio de un programa de IMRT, una dosimetría 3D extensiva es altamente recomendable.

37 2. DESARROLLO 26 La dosimetría de gel, es una tecnología emergente que promete resolver esta demanda, brindando una alta resolución y exactitud en la dosimetría 3D. Existen además otras técnicas de dosimetría 3D, por ejemplo los dosímetros Fricke y los plásticos radiocrómicos [48]. En general la dosimetría 3D es costosa, solamente los procedimientos de lectura implican la utilización de resonadores magnéticos o tomógrafos computarizados ópticos, y están generalmente disponibles en centros que además de capacidad asistencial tienen, o están relacionados con, instalaciones de investigación bien equipadas Maniquíes para CC paciente-específico de IMRT Los requisitos al maniquí utilizado en el procedimiento de CC pacienteespecífico de IMRT varían significativamente teniendo en cuenta el fin de la medición. Los maniquíes se construyen principalmente de agua o materiales agua-equivalentes. Los maniquíes de agua se utilizan generalmente con incidencias del haz perpendiculares a la superficie del agua y proveen una gran flexibilidad en la utilización de variados detectores y en el posicionamiento de estos. Los maniquíes agua-equivalentes, se construyen en general con geometrías regulares y de plásticos especiales con una densidad electrónica muy parecida a la del agua. Diseños optimizados y procedimientos apropiados permiten la utilización de variados detectores en configuraciones experimentales de una manera rápida, reproducible y eficiente. En algunos casos pueden añadirse insertos de materiales con densidades similares a las encontradas en los tejidos humanos, por ejemplo pulmón o hueso, y además simular los movimientos de órganos internos, por ejemplo la respiración. Maniquíes antropomórficos son útiles en la realización de evaluaciones globales de sistemas de administración de tratamientos con IMRT, por ejemplo mediante auditorías postales [28, 49].

38 2. DESARROLLO Evaluación de las distribuciones de dosis en IMRT La IMRT demanda herramientas de evaluación cuantitativa multidimensionales y de gran exactitud para la comparación de las distribuciones de dosis calculadas por el TPS e impartidas por la unidad de tratamiento. Las métricas de comparación se han desarrollado, ampliando cada vez más sus alcances y comprensión clínica del problema planteado. La comparación de dos distribuciones de dosis independientes es solo posible si están apropiadamente corregistradas, esto es las posiciones espaciales de cada distribución comparten un sistema de coordenadas común. El corregistro puede realizarse por medio de marcadores fiduciales externos o por procedimientos automáticos [39], siempre que estos no enmascaren errores de posicionamiento en la administración de la distribución de dosis. La función de comparación Gamma (γ), representada por la ecuación (1), llamada también índice γ, es actualmente una de las métricas más aceptada en la práctica clínica para la evaluación de distribuciones de dosis de IMRT [50]. Esta métrica utiliza de manera combinada otras funciones de comparación como la distribución de diferencia de dosis (DD) y la distancia para la concordancia de la dosis (DTA). γ = min Г(r m, r c ) = r2 (r m, r c ) d 2 m + δ2 (r m, r c ) D 2 m (1) r(r m, r c ) = r c, r m (2) δ(r m, r c ) = D c (r c ) D m (r m ) (3) En la ecuación (2) se representa la DTA como r(r m,r c ), módulo del vector entre los vectores r m y r c pertenecientes a las distribuciones de dosis medida y calculada respectivamente. La ecuación (3) representa la DD como δ(r m,r c ), diferencia entre los valores de dosis D m (r m ) y D c (r c ) correspondientes a las

39 2. DESARROLLO 28 posiciones espaciales r m y r c en las distribuciones de dosis medida y calculada respectivamente. Los valores calculados de DTA y DD se normalizan para su uso combinado en la ecuación (1) utilizando dos criterios de aceptación independientes para la pretendida comparación, estos son los llamados criterios de comparación para DTA, Δd, y criterio de aceptación para DD, ΔD [50]. En principio la comparación se realiza para todos los puntos calculados, r c, con respecto a un punto medido, r m, el valor mínimo de esa comparación, min{γ(r m,r c )}, es el valor asignado a la función γ. La función γ puede entenderse como el módulo de un espacio multidimensional (que incluye la posición espacial y el valor de dosis en dicha posición, escaladas ambas como razones de dos criterios de aceptación predefinidos independientes) entre dos distribuciones de dosis medida y calculada. El criterio de aceptación de la función γ forma un elipsoide en el espacio compuesto por el valor de la dosis y la posición espacial, determinando los semi-ejes mayores de la elipsoide los criterios individuales de aceptación para la DD (ΔD) y el DTA (Δd) y estando centrada esta en el punto de referencia para la comparación en cuestión. Si la superficie de la distribución de dosis comparada pasa a través del elipsoide, el criterio de comparación es aceptado, sino es rechazado [50], Figura 2.

40 2. DESARROLLO 29 Figura 2. Representación gráfica de la función de comparación γ. En el plano XY se representa la posición espacial de las distribuciones de dosis a comparar. En el eje δ el valor de dosis en la posición espacial en cuestión. La superficie del elipsoide representa los valores aceptados γ para los criterios de comparación predefinidos Δd y ΔD. Los resultados de la comparación utilizando la función γ pueden representarse en un plano para identificar de manera cualitativa las regiones que cumplen o fallan en los criterios de comparación. También puede representarse de manera cuantitativa como histogramas de frecuencias u otras formas convenientes, por ejemplo valores máximos, promedios, porciento de puntos evaluados que cumplen los criterios preestablecidos (tasa de aceptación), etc. Revisiones del concepto inicial de la función γ han sido propuestos por varios autores [16]. Depuyt y otros aplicaron la función γ para la verificación de haces de IMRT independientes utilizando un EPID [51]. Los puntos evaluados fueron clasificados en diferentes niveles para reducir la demanda del cálculo o suprimir artefactos por medio de interpolación lineal. Finalmente propusieron discretizar el valor γ en base a una decisión de aprobado-fallo. Esto resulta en la pérdida de la naturaleza continua de la función γ y consecuentemente en la información cuantitativa de la misma. Bakai y otros reformaron la función γ introduciendo umbrales de aceptación dependientes de gradientes de dosis locales [52]. Low y otros examinaron el comportamiento de la distribución de la función γ en presencia de ruido estadístico, por ejemplo incertidumbres en el cálculo de distribuciones de dosis por Monte Carlo y evaluaron la influencia de la resolución

41 2. DESARROLLO 30 de la malla de cálculo [53]. Además del cálculo de la función γ se ha propuesto el cálculo de otros parámetros que expresen la tendencia de los factores que influyen en el resultado γ, dígase DD o DTA. Stock y otros proponen para este fin el ángulo γ [54]. Conjuntamente a la aplicación correcta del concepto de función γ y la definición de las tolerancias y criterios de aceptación, la interpretación de los resultados γ es esencial. Stock y otros, investigaron 10 planificaciones de IMRT verificadas con películas en un maniquí de poliestireno [54]. Basados en los resultados de estas planificaciones con mediciones en 3 planos separados desarrollaron un algoritmo de toma de decisión con respecto a los valores de γ media, el número promedio de pixeles con γ> 1, y el valor de γ máximo expresado como el primer percentil (γ 1% ). También fueron utilizados histogramas γ para cada plano donde se realizó la comparación. La reducción de la información multidimensional en relación a la concordancia entre una referencia (medida) y valores evaluados (calculados) para dos distribuciones de dosis fue demostrada como viable. De los mapas de distribuciones γ o de sus histogramas pueden calcularse datos estadísticos para definir criterios de aceptación para procedimientos particulares de comprobación. Ezzell y otros, brindan valores de límites de confianza estadístico (CL) de los resultados γ como una línea base deseada durante el proceso de puesta en servicio de tratamientos de IMRT [12]. Para este fin fueron desarrollados un conjunto de casos pruebas con el objetivo de estimar la exactitud global de un sistema de IMRT desde la planificación hasta la administración del tratamiento. Los casos pruebas fueron enviados a 9 instituciones previamente acreditadas en sus sistemas de IMRT y cada una de ellas con enfoques diferentes en su desempeño clínico y procedimientos de CC paciente-específicos; por lo cual se evaluaron diversos sistemas dosimétricos durante la verificación paciente-específica del tratamiento de IMRT. En el caso de las verificaciones de la dosimetría 2D las comprobaciones fueron realizadas utilizando la función γ y criterios de aceptación DD de 3% y DTA de 3mm.

42 2. DESARROLLO 31 Los CL se calcularon según la propuesta de Vanselaar y otros; y Palta y otros [55, 56]. Los CL se entienden como una cuantificación del grado de concordancia esperado (diferencia) de los resultados entre una medición y su valor calculado. Si la diferencia está dentro de un valor razonable entonces el resultado puede ser considerado aceptable. Los CL se determina por la ecuación (4) [55]: CL = desviación media + 1,96 SD (4) Donde la desviación media es el promedio de las diferencias entre los valores medidos y calculados para un número de mediciones en iguales condiciones (diferencia sistemática), SD es la desviación estándar de estas diferencias (diferencias aleatorias) y el factor 1,96 considera que los resultados siguen una distribución estadística normal, por lo que se espera que el 95% de los valores medidos estén contenidos dentro del CL. Ezzell y otros reformularon el cálculo del CL para interpretar los resultados de las comparaciones empleando la función γ, validando como importante la reducción del 100% de los puntos que pasan el criterio de aceptación establecido, ecuación (5) [12]. CL = (100 promedio) + 1,96 SD (5) Donde CL se entiende ahora como el porciento por debajo de 100% (tasa de aceptación) que constituye el límite para considerar el resultado γ como aceptable, con un 95% de confianza. Ezzell y otros encontraron como resultado global para el enfoque de CC paciente-específico de IMRT que utiliza la función γ en la comparación de los mapas de dosis campo a campo, un CL de 7, o lo que es lo mismo una tasa de

43 2. DESARROLLO 32 aceptación del 93% para los resultados γ [12]. Esto se entiende como que un resultado γ con una tasa de aceptación de los puntos evaluados mayor que el 93%, para un criterio de comparación γ de DD 3% y DTA 3mm es un resultado aceptable con un 95% de confianza, considerando una distribución normal de los resultados γ. Este resultado es aplicable como línea de partida en la estimación de la exactitud de un proceso de puesta en servicio de un sistema de IMRT, no así para la aplicación clínica de un procedimiento de CC paciente-específico de IMRT. Actualmente no hay un consenso en cual debe ser el criterio para la tasa de aceptación de los resultados γ [6]. Ezzell y otros proponen un criterio (entendido como nivel de acción) para los resultados γ con un criterio de comparación γ de DD 3% y DTA 3mm de una tasa de aceptación del 90% para comparaciones campo a campo y entre el 88-90% para comparaciones del plan compuesto [12]. Otros grupos refieren niveles de acción para la tasa de aceptación de los resultados γ para criterios de comparación γ de DD hasta un 5% y DTA variando entre 2 y 3mm [53, 57, 58]. La Comisión Internacional sobre Unidades y Medidas de la Radiación (ICRU) refiere un nivel de acción para el 85% de la tasa de aceptación de los resultados γ con un criterio de comparación γ de DD 5% y DTA de 5mm [6]. Una elección razonable de una combinación específica de un nivel de acción para los resultados γ con criterio de comparación preestablecido debe basarse en la exactitud del procedimiento de medición utilizado, la carga de trabajo que presupone y su sensibilidad para detectar las zonas de interés en la distribución de dosis a comprobar [16]. En la Tabla 2 se muestra un resumen de los enfoques de los procedimientos de CC paciente-específicos de IMRT en 10 centros médicos relevantes europeos [16]. Se aprecia la diversidad de enfoques y procedimientos aplicados, lo cual indica la falta de consenso respecto a este asunto.

44 2. DESARROLLO 33 Tabla 2. Resumen de diferentes enfoques en los procedimientos de CC pacienteespecífico de IMRT en centros de radioterapia europeos Centro Campo a Criterio Tasa de Verificación Aceptación Verificación Aceptación campo γ aceptación γ D total D total plan combinado plan combinado GUH CI 5% - - SMNH Arreglo 2D CI 3%/3mm 90%<1 Cálculo Independiente UM 3% - - TUH Cálculo MC 3% - - SUVMH MC 95% γ (3%/3mm) UCL CI 4% Película radiográfica γ(3%/3mm) AKH Cálculo Independiente UM 3% dosis alta 5% dosis baja DKFZ Película radiográfica 5%/1mm - 5 CI 5%/puntual 3%/promed. - - SRH CI 4% Película radiográfica (3%/3mm) LUH Arreglo 2D diodo 3%/3mm 90%< UMCHE Cálculo Independiente UM - - CI 3% Película radiocrómica - Leyenda: (GUH) Ghent University Hospital, Bélgica. (SMNH) Santa MariaNuova Hospital, Italia. (TUH) TubingenUniversity Hospital, Alemania. (SUVMH)SevilleUniversity Virgen Macarena Hospital, España. (UCL) University Hospital StLuc, Bélgica. (AKH) Medical UniversityVienna, Austria. (DKFZ) German Cancer Research Centre, Alemania. (SRH) San Raffaele Hospital, Italia. (LUH) Lund University Hospital, Suecia. (UMCHE) University Medical Center Hamburg-Eppendorf, Alemania.

45 2. DESARROLLO Valoración del contexto local y nacional El primer acápite de los Lineamientos de la Política Económica y Social del Partido y la Revolución del VI Congreso del Partido Comunista de Cuba, en lo referido a la Política Social específicamente Salud es elevar la calidad del servicio que se brinda. El cáncer es un problema de Salud en Cuba, actualmente es la segunda causa de muerte, antecedida por las enfermedades del corazón, y es la razón por la que se pierden más años promedios de vida [59]. Las autoridades de salud de nuestro país han realizado importantes inversiones en término de equipamiento al estado tecnológico actual de la imagenología y la radioterapia, en reconocimiento de la necesidad de fortalecer el diagnóstico temprano de la enfermedad, la calidad de los tratamientos e incrementar el acceso de los pacientes a estas tecnologías. Además de la disponibilidad tecnológica la implementación de las técnicas de tratamiento modernas de radioterapia tales como la 3DCRT y la IMRT requieren de la puesta en servicio de las mismas y los dispositivos auxiliares a utilizar, incluyendo la implementación de los programa de GC, así como la caracterización y evaluación de sus principales fuentes de incertidumbre. Actualmente en el Sistema Nacional de Salud hay tres instituciones con capacidad tecnológica y de entrenamiento del personal para implementar la IMRT, estos son: Hospital Clínico Quirúrgico Hermanos Ameijeiras (HHA), Hospital Oncológico Conrado Benítez (HOCB) y el Instituto de Oncología y Radiobiología (INOR). De ellas solamente el INOR está certificado por el órgano regulador nacional para la realización de técnicas de IMRT.

46 2. DESARROLLO Estado actual del conocimiento del problema científico El Departamento de Radioterapia del INOR (INOR-DR) tiene una experiencia en tratamientos de 3DCRT e IMRT de 14 y 6 años, respectivamente. En su parque tecnológico cuenta con dos aceleradores lineales Elekta Precise y un acelerador lineal Elekta Synergy (Elekta Oncology Systems, Crawley, Reino Unido). Este último es una plataforma de tratamiento más moderna con mejoras en su sistema de registro y verificación, MLC, camilla de tratamientos, modulación del haz y sistemas de imágenes para el posicionamiento del paciente, adicionándosele un sistema de tomografía con haces de kilovoltaje y colimación cónica, kv-cbct. Durante este período de actualización tecnológica fueron adquiridos dos TPS con capacidad de planificación 3DCRT e IMRT. El TPS Elekta PrecisePLAN v2.11, actualizado a la versión v2.16, con un enfoque para la planificación de IMRT basado en aperturas y optimización inversa utilizando el algoritmo de Cimmino [2, 60]. El otro TPS adquirido fue el ElektaXiO v5.0, con capacidad para planificaciones de IMRT basadas en la optimización inversa de beamlets [2]. La IMRT fue siempre una inquietud, primero académica y posteriormente clínica [61, 62]. Varias investigaciones fueron realizadas para propiciar una transición orgánica y segura de las técnicas de tratamiento 3DCRT a las de IMRT [21, 28, 63-65]. Los primeros resultados obtenidos con la implementación de la IMRT en el INOR-DR han sido publicados [66, 67]. Además, como resultado de este proceso de mejoramiento tecnológico y de otros proyectos de investigación el INOR-DR ha adquirido un variado conjunto de dispositivos y equipamiento dosimétrico. Un inventario del equipamiento dosimétrico y programas informáticos existentes en el INOR-DR y disponibles para la ejecución de los procedimientos de CC paciente-específico de IMRT se muestra en la Tabla 3.

47 2. DESARROLLO 36 Tabla 3. Inventario de dispositivos y equipamiento dosimétrico del INOR-DR disponibles para la ejecución de los procedimientos de CC paciente-específico de IMRT. Detectores Maniquíes Programas CI semiflex 0,125cc PTW RW3 láminas agua-equivalente Medición y comparación de distribuciones de dosis (PTW Verisoft ) CI tipo Farmer 0,6cc PTW Octavius Cálculo independiente de UM y distribuciones de dosis ( PTW Diamond ) CI tipo PinPoint IBA I mrt Medición y comparación de distribuciones de dosis (IBA OmniProI mrt ) Diodos blindados y no blindados Micro-diamante sintético EPID Arreglos 2D CI Películas radiocrómicas PTW IMRT Matrix AldersonRANDO antropomórfico Modus QUASAR CIRS Thorax IMRT CIRS DynamicThorax EBT2 y 3 RPLGD Nota: Las celdas de las filas no mantienen relación entre sí. Cada columna es solo una relatoría de los elementos descritos en la categoría del encabezado

48 2. DESARROLLO Carencia que se quiere llenar con la investigación En la actualidad en el INOR-DR coexisten dos sistemas tecnológicos independientes con capacidad para planificar y administrar tratamientos de IMRT y un variado inventario de equipamiento dosimétrico disponible para la ejecución de los procedimientos de CC paciente-específicos de IMRT. Estas combinaciones resultan en múltiples variantes que dependen en primer lugar del tipo de TPS empleado en confeccionar el plan de IMRT, el enfoque de plan de IMRT propuesto, de la unidad de tratamiento con la cual se pretende administrar el plan de IMRT y por último del equipamiento dosimétrico a utilizar para realizar el procedimiento de CC paciente-específico. La selección apropiada del equipamiento dosimétrico y del procedimiento de CC paciente-específico a realizar significaría una utilización optimizada y eficiente del mismo, disminuyendo las cargas de trabajo a los aceleradores lineales y de los procesos a realizar por el personal del INOR-DR. A la vez posibilita mejorar la sensibilidad de las comprobaciones y realizarlas en condiciones más cercanas a la realidad clínica. Los criterios de optimización generales planteados fueron: 1. Utilización racional del inventario de dispositivos y equipamiento dosimétrico disponible en el INOR-DR 2. Realizar comprobaciones de los planes de IMRT en configuraciones experimentales más cercanas a la situación clínica real 3. Ejecución más eficiente de los procedimientos propuestos en lo referente a la carga de trabajo de los aceleradores lineales y el personal. 4. Conservar o mejorar la sensibilidad de los procedimientos propuestos respecto al procedimiento de CC paciente-específico de IMRT institucionalmente aprobado.

49 2. DESARROLLO Conclusiones parciales El estudio de las referencias bibliográficas del estado actual de los procedimientos de CC paciente-específico de IMRT muestra lo importante y controversial que es el tema en la comunidad científica internacional. Es reconocida la importancia de realizar este tipo de comprobaciones para asegurar que el tratamiento de IMRT satisfaga las expectativas clínicas trazadas. Sin embargo la gran variedad de enfoques en la realización de los procedimientos, así como la disponibilidad de un diverso equipamiento dosimétrico para la ejecución de estos, junto con métricas y criterios de comparación de los resultados variados hacen compleja la selección del procedimiento de CC paciente-específico de IMRT idóneo. Se hace necesario evaluar de forma integral algunas de las variantes de procedimientos de CC paciente-específicos de IMRT disponibles en el INOR-DR, con vistas de optimizar la aplicación de las variantes más adecuadas, en función de las modalidades tecnológicas, los recursos materiales y humanos; en un escenario con insumos limitados, persiguiendo el principio de brindar una alta calidad de tratamientos ante una creciente demanda de asistencia.

50 2. DESARROLLO Procedimiento de CC paciente-específico de IMRT utilizando un programa comercial para cálculo independiente de dosis. Se propone la implementación clínica de un procedimiento alternativo de CC paciente-específico de IMRT utilizando un programa comercial para cálculo de dosis independiente. El estudio se hizo mediante una comparación retrospectiva de los resultados γ para diferentes criterios de comparación en una muestra de pacientes de lesiones de cabeza y cuello utilizando el procedimiento institucional convencional de CC paciente-específico y el procedimiento alternativo propuesto Método La planificación y administración de los tratamientos de IMRT se realizó con los TPS PrecisePLAN versiones v2.11 y v2.16 (las dos versiones estuvieron disponibles clínicamente durante un período de tiempo) y un acelerador lineal Elekta Precise con MLC (tipo Elekta MLCi ) y haz de fotones de 6 MV. La técnica de planificación de IMRT implementada en el TPS se basa en la utilización de pocos segmentos estáticos de áreas relativamente grandes, no menores de 3 x 3 cm 2, y dosis relativamente altas, quiere decir más de 3 UM por cada segmento. Se emplearon configuraciones de irradiación isocéntricas con 7 y 9 campos estáticos coplanares equi-espaciados angularmente alrededor del paciente. La conformación de las aperturas para cada segmento se realizó fundamentalmente con operaciones de unión y exclusión de las proyecciones de los volúmenes blanco de planificación (PTV) y los órganos en riesgo (OAR) para cada portal de entrada [68]. Los segmentos conformados son analizados por separados para evaluar la racionalidad de sus formas. Correcciones a estos segmentos son hechas por parte del dosimetrista cuando lo estime pertinente. Esta característica del TPS hace cada planificación de IMRT muy usuario dependiente [2], pero a su vez es más intuitiva que las técnicas basadas en beamlets, por lo que su aplicación parece más racional en una etapa de

51 2. DESARROLLO 40 transición de la 3DCRT a la IMRT. Una vez realizada la optimización inversa del plan se pueden definir además aperturas ad hoc para hacer retoques y lograr mejor homogeneidad en la distribución de dosis en el PTV y/o evitar dosis inadmisibles en los OAR. El procedimiento convencional empleado para el CC paciente-específico de IMRT está diseñado basándose en el principio de la comprobación experimental de los mapas de dosis individuales de cada haz que conforma el plan del paciente. La comprobación dosimétrica es realizada, a priori, esto es antes de la primera sesión de tratamiento del paciente real en el acelerador lineal; mediante un plan ad hoc creado sobre un paciente virtual que simula radiográficamente al conjunto dosimétrico a utilizar en la verificación. Este plan es una copia del que se administraría al paciente, excepto que la orientación de los todos sus haces es vertical (plan colapsado), Figura 3. (a) (b) Figura 3. Configuración de cálculo del plan ad hoc para el procedimiento convencional de CC paciente-específico de IMRT. (a) Plan de IMRT clínico aceptado, vista axial. (b) Plan importado y colapsado sobre la simulación radiográfica del conjunto dosimétrico maniquí de láminas PTW RW2967 y arreglo 2D Octavius I 729, vista axial. Todos los campos de tratamientos han sido forzados a un valor de ángulo del brazo igual a 0º.

52 2. DESARROLLO 41 El conjunto dosimétrico de CC está conformado por el arreglo 2D PTW Octavius I 729, insertado entre láminas constituidas de material plástico aguaequivalente RW3, maniquí PTW2967, formando de esta manera un prisma de 30 x 30 cm 2 de área por 12 cm de espesor aproximadamente, Figura 4. El arreglo 2D PTW Octavius I 729 está formado por una matriz de 27 x 27 CI abiertas al aire, para un total de 729 detectores. Cada CI tiene forma cúbica con un volumen de 0,125 cm 3 y están separadas entre ellas a 1cm entre sus centros. El punto efectivo de medición de las CI está a 7,5 mm por debajo de la superficie del arreglo 2D y se marca lateralmente con una cruz blanca. Para las mediciones el punto efectivo de las cámaras de ionización se posiciona a 5 cm de profundidad y a una Distancia Fuente Cámara (DFC) de 100 cm y Distancia Fuente Superficie (DFS) de 95 cm. Al emplearse la configuración de haces colapsados, los campos del plan de CC paciente-específico inciden ortogonalmente al plano del arreglo 2D, con lo que se minimizan los efectos de la anisotropía en la respuesta de las CI con el ángulo del brazo. Figura 4. Configuración experimental para la medición de los mapas de dosis en el acelerador lineal con el maniquí PTW 2967 y el arreglo 2D PTW Octavius I 729. Los mapas de dosis medidos de esta manera son comparados con los mapas de dosis generados por el TPS, utilizando para ello el programa PTW Verisoft versiones v3.1 y v5.1 y como métrica de comparación la función γ. El criterio

53 2. DESARROLLO 42 inicial utilizado en la comparación fue de DTA 3mm y DD 3%. La comparación DD en el cálculo de la función γ fue realizada para dos condiciones: referencias locales para cada punto de dosis absoluta y referencia al punto de máxima dosis absoluta en la región de interés definida, diferencia porcentual Van Dyk [69]. La región de interés es definida excluyendo del cálculo las zonas de bajo gradiente y dosis bajas mediante un umbral igual al 10% del máximo global. La concordancia esperada, nivel de acción, es del 90% para la tasa de aceptación de los puntos evaluados pertenecientes a los mapas de dosis. Si el criterio era muy restrictivo se relajaba paulatinamente hasta una DD de 5%, considerando la incertidumbre intrínseca de la propia medición. Este proceder está fundamentado por dos razones principales. Primero las mediciones con el arreglo 2D de CI se hicieron en modo absoluto, o sea no se hizo una calibración cruzada para las condiciones de referencia en el momento de la medición. Así la medida con el arreglo 2D de CI tiene incluida la incertidumbre debido a la variación diaria del rendimiento del acelerador lineal, que en nuestra práctica ha demostrado ser de ±1,5%. En segundo lugar las recomendaciones internacionales para el criterio de aceptación de estas comprobaciones son aún controversiales, siendo el más reportado el criterio DTA 3mm y DD 3% para un 90% llegando hasta DTA 5mm y DD 5% para un 85% de los puntos evaluados [6, 12, 16, 57]. La propuesta alternativa de procedimiento de CC paciente-específico de IMRT consiste en una técnica computacional, basada en el mismo principio aplicado en la verificación redundante de los cálculos de UM y dosis en planes convencionales de 3DCRT. En este caso, los mapas de dosis generados por el TPS fueron comparados con los calculados utilizando el programa comercial de cálculo de dosis independiente PTW Diamond, previamente habilitado con los datos dosimétricos del haz de fotones empleado en la clínica. Los mapas de dosis fueron calculados para cada paciente a partir de la información DICOM-RT (Digital Image Communication in Medicine-Radiotherapy) de las planificaciones de IMRT enviadas vía red local desde el TPS PrecisePLAN hasta el programa Diamond. Los mapas de dosis se calcularon con media resolución, esto es

54 2. DESARROLLO 43 malla de cálculo de 0,5 x 0,5 cm 2 ; centrados en el eje del haz y exportados sin normalizar a ficheros en formato texto. Los mapas de dosis calculados en el TPS PrecisePLAN y el programa de cálculo independiente Diamond fueron comparados utilizando el programa Verisoft y los mismos criterios antes empleados para la función γ en el procedimiento experimental convencional Resultados y discusión Procedimiento convencional Se realizó un análisis retrospectivo de 30 pacientes de localizaciones de cabeza y cuello para un total de 205 campos de tratamiento, de los cuales 156 estaban modulados por al menos 2 segmentos estáticos. Los restantes 49 campos eran simplemente campos conformados sin modular. Las comprobaciones se realizaron primero entre los mapas de dosis exportados desde el TPS PrecisePLAN y los medidos con el arreglo 2D de CI en el acelerador lineal. Se utilizó el programa Verisoft versión 3.1, disponible en ese momento en el servicio, tomando como criterio para el cálculo de la función γ cada punto de dosis absoluta como referencias locales. Este criterio mostraba valores fuera de tolerancia para los resultados γ en regiones de baja dosis y bajo gradiente en general. Con la actualización del programa Verisoft a la versión 5.1 se pudo resolver esta situación escogiendo como referencia para la comparación la opción de Dosis Máxima en el mapa de dosis de referencia calculado por el TPS o diferencia porcentual Van Dyk, así pequeñas variaciones de dosis en zonas de bajas dosis y bajo gradiente mostraban resultados γ más consistentes, como se observa en la Figura 5.

55 2. DESARROLLO 44 a) b) Figura 5. Resultados de la función γ de un mismo campo con iguales criterios DTA 3mm y DD 3% pero diferentes referencias, a) dosis local y b) máximo global o criterio Van Dyk. Las zonas en rojo representan los puntos donde no se cumple el criterio γ. Los resultados γ para los 156 campos modulados evaluados utilizando los criterios de referencia local y dosis máxima, así como los diferentes criterios de comparación para la función γ se muestran en forma de histogramas acumulativos en las Figuras 6, 7 y 8. Para el criterio γ más restrictivo, esto es DTA 3mm y DD 3%, cuando se realiza la comparación en base a la referencia local sólo un 40% de los campos evaluados cumplen con la criterio de comparación para el 90% de sus puntos evaluados; en cambio realizando la comparación usando el criterio Van Dyk entonces aumenta a más del 60% de los campos evaluados cumpliendo con el criterio γ para su aceptación clínica, Figura 6. Este es un mejor resultado pero aún no es suficiente, por lo cual se relaja el criterio γ aceptando una tolerancia de dosis de hasta 4%. Nuevamente utilizando una comparación basada en referencias locales el número de campos cumpliendo el criterio 3mm/4% casi se duplica hasta el 80%, lo cual manifiesta la preponderancia de las discrepancias para zonas de baja dosis y bajo gradiente. En el caso de la comparación basada en el criterio Van Dyk el aumento es más discreto, alcanzándose un valor muy similar, un poco más del

56 2. DESARROLLO 45 90% de los campos evaluados cumpliendo con el criterio γ en el 90% de sus puntos evaluados, Figura 7. Frecuencia de campos evaluados (%) Procedimiento convencional Tasa de aceptación (%) Ref Local Disc Van Dyk Figura 6. Histograma acumulativo de frecuencia de campos evaluados respecto a la tasa de aceptación de los resultados γ para un criterio de comparación de DTA 3mm/ DD 3%, tomando dos referencias diferentes (local y Van Dyk). Frecuencia de campos evaluados (%) Procedimiento convencional Tasa de aceptación (%) Ref Local Disc Van Dyk Figura 7. Histograma acumulativo de frecuencia de campos evaluados respecto a la tasa de aceptación de los resultados γ para un criterio de comparación de DTA 3mm/ DD 4%, tomando dos referencias diferentes (local y Van Dyk).

57 2. DESARROLLO 46 Relajando el criterio Van Dyk hasta una tolerancia DD del 5% para la funciónγ y manteniendo como DTA el valor de 3mm se obtiene que para más del 95% de la totalidad de mapas de dosis evaluados el 85% de los puntos comparados cumplen con el criterio γ establecido, Figura 8. Este resultado está en concordancia con lo recomendado por la ICRU [6]. Frecuencia de campos evaluados (%) Procedimiento convencional Tasa de aceptación (%) 3% 4% 5% Figura 8. Histograma acumulativo de frecuencia de campos evaluados respecto a la tasa de aceptación de los resultados γ para criterios de comparación de DTA 3mm y DD de 3, 4 y 5%, tomando como referencia la diferencia porcentual Van Dyk.

58 2. DESARROLLO 47 Procedimiento computacional alternativo Para realizar las comparaciones entre los mapas de dosis calculados por el TPS y el programa Diamond fue necesario hacer un muestreo del total de los 205 campos utilizados por dos razones específicas. Primero el programa Diamond no genera mapas de dosis si no hay modulación del portal de entrada. Segundo el mapa de dosis generado por dicho programa no considera la rotación del colimador de cada uno de los segmentos dentro del campo, así los mapas de dosis calculados son el resultado de la superposición de segmentos con ángulos de colimador 0. Esto limita los campos a comparar debido a la opción que brinda el TPS PrecisePLAN de optimizar la conformación de los segmentos utilizando giros de colimador. Si no se toma en cuenta esto el resultado sería un mapa de dosis generado por el TPS PrecisePLAN diferente del calculado por el programa Diamond, arrojando valores falsos negativos al análisis. Por lo antes expuesto, se excluyeron 11 pacientes por tener giros de colimador en los segmentos, estos fueron 81 campos del total. Otros 40 campos fueron excluidos del total remanente de pacientes por no ser campos modulados. Los resultados de las comparaciones entre los mapas de dosis generados por el TPS PrecisePLAN y el programa Diamond para el resto de los 84 campos muestran un comportamiento similar a los previamente hallados con el procedimiento convencional, utilizando en ambos casos el programa Verisoft v5.1 y el criterio diferencia porcentual Van Dyk como referencia para el cálculo de la función γ, Figura 9. Para el criterio de DTA 3mm y DD 3% el 60% de los campos mostraba al 85% de sus puntos evaluados dentro de la tolerancia. Relajando el criterio DD hasta el 4% se obtiene casi hasta el 80% de los campos dentro de la tolerancia para el 85% de los puntos evaluados dentro de los mapas de dosis. El 100% de los campos mostró que el 85% de los puntos evaluados cumplían con la tolerancia para la función γ cuando se utilizó DD de 5%.

59 2. DESARROLLO Procedimiento computacional alternativo Frecuencia de campos evaluados (%) Tasa de aceptación (%) 3% 4% 5% Figura 9. Histograma acumulativo de frecuencia de campos evaluados respecto a la tasa de aceptación de los resultados γ para criterios de comparación de DTA 3mm y DD de 3, 4 y 5%, tomando como referencia la diferencia porcentual Van Dyk. Para analizar estadísticamente la similitud entre los resultados γ de los dos procedimientos evaluados, se realizó un cálculo de CL según la metodología propuesta por Ezzell y otros [12]. Además para validar el procedimiento computacional alternativo se implementó un conjunto de los casos pruebas propuestos por Ezzell y otros [12]. Estos fueron los casos de Múltiples bandas, Forma en C (fácil) y Simulación de Cabeza y Cuello. A cada caso prueba se le calcularon también los CL. La Tabla 4 muestra los resultados del cálculo de CL para el conjunto de casos pruebas comprobados según el procedimiento computacional alternativo para tres criterios de comparación γ diferentes: DTA 3mm y DD de 3, 4 y 5% respectivamente. El CL global calculado para los tres casos pruebas y criterio de comparación γ de 3mm/3% fue 14,7; esto significa una tasa de aceptación de 85,3% lo cual es un valor bajo comparado con el valor propuesto por Ezzell y otros [12], CL de 7 para una tasa de aceptación del 93%. Siguiendo las recomendaciones de estos autores y considerando una incertidumbre de un 1% en el cálculo de las distribuciones de dosis, el criterio de comparación γ nominal

60 2. DESARROLLO 49 de 3mm/3% puede ser considerado realmente como 3mm/4%. El CL global calculado entonces para los tres casos pruebas es de 8,1; resultando en una tasa de aceptación del 91,9% valor que es más consistente con el reportado por ellos. Tabla 4. CL calculados para los casos pruebas: Múltiples bandas, Forma C-fácil y Cabeza y cuello; para el CC paciente-específico de IMRT utilizando el procedimiento computacional alternativo y tres criterios de comparación γ. Criterio γ DTA/DD Caso prueba Campos Promedio Puntos aceptados (%) SD (%) CL (%) Tasa de aceptación (%) 3mm/3% Múltiples bandas 2 89,5 0, ,3 Forma-C 9 93,4 3, ,6 Cabeza-cuello 3 * 89,9 2, ,4 3mm/4% Múltiples bandas 2 92,7 0, ,6 Forma-C 9 98,1 3, ,2 Cabeza-cuello 3 * 97,7 2, ,7 3mm/5% Múltiples bandas 2 95,3 0, ,4 Forma-C 9 99,0 2, ,6 Cabeza-cuello 3 * 99,0 1, ,6 * Cálculo considerando solo los campos con segmentos sin giro independiente del colimador La Tabla 5 muestra los resultados de los CL calculados para los campos de tratamientos reales estudiados, tanto con el procedimiento convencional institucional de CC paciente-específico de IMRT como con el procedimiento computacional alternativo propuesto, utilizando igualmente tres criterios de

61 2. DESARROLLO 50 comparación γ. Los CL muestran valores del mismo orden para ambos procedimientos aunque siempre son algo mayores para el procedimiento computacional alternativo. Tabla 5. CL calculados para dos procedimientos diferentes de CC pacienteespecíficos de IMRT y tres criterios de comparación γ. Criterio γ DTA/DD Método Campos Promedio Puntos aceptados (%) SD (%) CL (%) Tasa de aceptación (%) 3mm/3% Convencional ,5 7,4 22,0 78,0 Convencional * 84 90,6 7,6 24,2 75,8 Calculado 84 84,0 12,9 41,3 58,7 3mm/4% Convencional ,1 5,1 13,0 87,0 Convencional * 84 96,2 6,2 15,9 84,1 Calculado 84 92,0 7,0 21,7 79,3 3mm/5% Convencional ,1 2,6 6,0 9,.0 Convencional * 84 98,6 3,4 8,1 91,9 Calculado 84 95,6 3,8 11,9 88,1 * Cálculo considerando solo los campos con segmentos sin giro independiente del colimador Estos resultados pueden explicarse por dos razones principales. Primero la resolución del cálculo de los mapas de dosis fue mayor para el procedimiento computacional alternativo que para el procedimiento convencional. Con una malla de cálculo de resolución 0,5 x 0,5 cm 2 ; el promedio de puntos utilizados en iguales condiciones de comparación γ fue de 713 para el procedimiento computacional alternativo y 213 para el procedimiento convencional, estando la resolución espacial de este último limitada por el tamaño físico y distribución

62 2. DESARROLLO 51 espacial de las CI en el arreglo 2D. Segundo los parámetros de modelación del MLC pueden ser sustancialmente diferentes entre el TPS PrecisePLAN y el programa Diamond, especialmente en lo referido a las fugas a través, entre y en el borde de las láminas. Siendo el último factor el más significativo posiblemente, especialmente por las discrepancias observadas en las zonas de alta dosis y alto gradiente de los mapas de dosis comparados en general. Para el procedimiento computacional alternativo los CL calculados para los casos clínicos y los casos pruebas propuestos por Ezzell y otros [12], difieren en general. Primero las dimensiones de los campos involucrados en ambos conjuntos de datos son diferentes. Como consecuencia el número promedio de puntos evaluados en la comparación γ son diferentes: 322 puntos para los casos pruebas y 716 para los casos clínicos. Además, el enfoque en la planificación también es diferente, pues para los casos clínicos se utilizó la técnica de planificación de refuerzo integrado simultáneo [67]; lo cual implica un nivel de modulación superior. Errores absolutos pequeños en estos mapas de dosis altamente modulados tienen un impacto significativo en el resultado γ, por ejemplo una diferencia de 0,8 cgy en un nivel de dosis de 20 cgy implica un error del 4%. Como resultado de esto la evaluación de los casos clínicos, utilizando el procedimiento computacional alternativo, mostró una desviación estándar alta para un criterio de comparación γ más estricto, por ejemplo 3mm/3%, disminuyendo su CL. Los CL calculados de los resultados γ y criterio de comparación DTA 3mm y DD 5% para los dos procedimientos de CC paciente-específicos comparados son estadísticamente consistentes, para una tasa de aceptación del 94% para el procedimiento convencional y de aproximadamente el 90% para el procedimiento computacional alternativo y el procedimiento convencional tamizado. Para todos los casos las tasas de aceptación son mayores que el 85% con un 95% de confianza, Figura 10. Estos valores son consistentes con los reportados por otras instituciones con programas de CC paciente-específicos de IMRT bien establecidos [57]. Además,

63 2. DESARROLLO 52 concuerdan con los resultados clínicos reportados con la utilización de la técnica de IMRT basada en aperturas con el TPS PrecisePLAN [67]. La decisión clínica de administrar un tratamiento de IMRT además toma en consideración los posibles efectos y daños secundarios derivados de una alternativa de tratamiento menos óptima, por ejemplo la utilización de una técnica menos conformada como la 3DCRT [64] Frecuencia de campos evaluados (%) Tasa de aceptación (%) Procedimiento computacional Procedimiento convencional Figura 10. Histograma acumulativo de frecuencia de campos evaluados utilizando el procedimiento convencional y el computacional alternativo respecto a la tasa de aceptación de los resultados γ para el criterio de comparación de DTA 3mm y DD 5%, tomando como referencia la diferencia porcentual Van Dyk. Estos resultados están en concordancia con las recomendaciones internacionales para los procedimientos de CC paciente-específico de IMRT utilizando la función γ como métrica de comparación [6, 16].

64 2. DESARROLLO Conclusiones parciales Los CL calculados para el procedimiento convencional y la propuesta computacional alternativa de CC paciente-específico de IMRT, confirman que la utilización de la función γ con criterio de comparación de DTA 3mm y DD de 5% y tomando como referencia la diferencia porcentual Van Dyk (máximo global de la distribución) asegura una tasa de aceptación del 90% con un nivel de confianza del 95% para todos los campos evaluados. La implementación del procedimiento computacional utilizando los mapas de dosis calculados con el TPS y el programa Diamond es una alternativa práctica al procedimiento convencional que presupone la utilización de mapas de dosis medidos en el acelerador lineal con un arreglo 2D de CI.

65 2. DESARROLLO Procedimiento de CC paciente-específico de IMRT utilizando la comprobación del plan compuesto y haces no colapsados Se propone la implementación clínica de un procedimiento de CC pacienteespecífico de IMRT basado en la verificación de la distribución de dosis sobre un maniquí y la medición de la dosis absoluta en una región utilizando la planificación real de IMRT (todos los campos sin colapsar) del paciente. Esta verificación permitiría validar los resultados de la comparación entre las distribuciones de dosis moduladas resultantes del plan compuesto calculado por el TPS y la medida en iguales condiciones en un conjunto dosimétrico maniquísistema detector, simulando una situación más cercana al caso clínico real. Además, el proceso también proporciona una forma de verificar que los datos se transfieren con éxito desde el TPS al sistema de registro y verificación que controla al acelerador lineal y que el tratamiento es administrado como estaba previsto [70] Método Se utilizó la unidad de tratamiento acelerador lineal Elekta Synergy con MLC (tipo Elekta Agility ) perteneciente al INOR-DR previamente verificado para fines de IMRT [71]. Los planes de tratamientos de IMRT comprobados fueron confeccionados con el TPS XiO v4.8. Para la comprobación se utilizó la opción New QA Plan del TPS XiO v4.8 y como maniquí al paciente virtual 2D^OCTAVIUS, que consiste en la modelación radiográfica con imágenes de tomografía computarizada del conjunto dosimétrico maniquí PTW OCTAVIUS CT con el arreglo 2D de CI PTW OCTAVIUSI 729 insertado dentro de éste. Los ángulos del brazo, definidos para cada campo durante el proceso de planificación, conservaron sus valores nominales, así como los valores de UM para cada campo. Se colocó el isocentro del plan de IMRT importado en la posición de referencia del conjunto dosimétrico maniquí y arreglo 2D (punto efectivo de la CI central) y al nivel del plano coronal para esta posición se calculó un mapa de dosis considerando el aporte de todos los campos de tratamientos al unísono, Figura 11. Este mapa de dosis es exportado en formato texto y

66 2. DESARROLLO 55 tomado como referencia para ser comparado con el mapa de dosis que se medirá en el acelerador lineal Elekta Synergy. (a) (b) Figura 11. Configuración de cálculo para el procedimiento de CC pacienteespecífico de IMRT, plan compuesto y haces sin colapsar. (a) Plan de IMRT clínico aceptado, vista axial. (b) Plan importado sobre la simulación radiográfica del conjunto maniquí PTW OCTAVIUS CT y arreglo 2D de CI PTW OCTAVIUS I 729, vista axial. Los haces mantienen sus valores de ángulo del brazo nominales y el isocentro se ubica en la posición de referencia para la medición en el conjunto dosimétrico. La línea roja representa la proyección del plano coronal donde se calcula el mapa de dosis de referencia. La medición del mapa de dosis, en el plano coronal, en el acelerador lineal Elekta Synergy se realizó utilizando el conjunto dosimétrico maniquí PTW OCTAVIUS LINAC con el arreglo 2D de CI OCTAVIUS I 729 insertado dentro de este. La diferencia entre los maniquíes PTW OCTAVIUS CT y LINAC está en el diseño de su módulo inferior. En el caso del tipo CT este es de poliestireno macizo. En el maniquí tipo LINAC el módulo inferior es también de poliestireno pero en su diseño tiene una cavidad que se utiliza para compensar la subestimación de las respuestas de las CI del arreglo 2D, debido a la dependencia angular de estas para irradiaciones posteriores, Figura 12, [72, 73].

67 2. DESARROLLO 56 (a) (b) Figura 12. Conjunto dosimétrico maniquí PTW OCTAVIUS con arreglo 2D de CI OCTAVIUS I 729 insertado, vista axial de la simulación radiográfica (a) PTW OCTAVIUS CT, módulo inferior macizo (b) PTW OCTAVIUS LINAC, módulo inferior convenientemente horadado para compensar la subestimación de la respuesta del arreglo 2D de CI para incidencias posteriores del haz de radiación. La configuración de irradiación utilizada fue isocéntrica, coincidiendo la referencia del plan de comprobación paciente-específico con el centro geométrico de la CI central en el arreglo 2D insertado en el maniquí y las marcas externas de este. El plan de IMRT fue impartido desde el sistema de registro y verificación Elekta MOSAIQ utilizando el plan real del paciente y la opción modo QA. Esta propuesta es más realista pues se verifica el plan clínico de IMRT del paciente y en las mismas condiciones que se pretende administrar diariamente. La adquisición y procesamiento del mapa de dosis impartido se realizó con el programa PTW Verisoft v5.1. El mismo tiene una interfaz que controla el arreglo 2D de CI OCTAVIUSI 729. La comparación de los mapas de dosis calculados y medidos se realizó con el mismo programa PTW Verisoft v5.1. La métrica utilizada fue la función γ, con los siguientes criterios de comparación: la referencia tomada fue el punto de máxima dosis absoluta en la región de interés definida (diferencia porcentual Van Dyk). La región de interés restringe la comparación en las zonas de bajo gradiente y dosis bajas mediante un umbral igual al 10% del máximo global. La

68 2. DESARROLLO 57 tasa de aceptación esperada es del 90% para los puntos evaluados pertenecientes a los mapas de dosis para un criterio DD de 3% y DTA de 3mm. Se realizó previo a cada medición una calibración cruzada del arreglo 2D de CI con un campo AP de 25 x 25 cm 2 para evitar la influencia en la medida de la variación diaria del rendimiento del acelerador lineal. Se realizó una estimación de la dependencia angular del conjunto arreglo 2Dmaniquí mediante un plan especialmente diseñado consistente de 8 campos sin modular isocéntricos y coplanares de 27 x 27 cm 2 con ángulos de incidencia perpendiculares a las caras del maniquí PTW OCTAVIUS LINAC, esto es ángulos del brazo de 0, 45, 90, 135, 180, 225, 270 y 315. Se impartieron 100 UM por cada campo. Las comparaciones se realizaron punto a punto entre la respuesta de cada CI en el arreglo 2D para cada ángulo del brazo y la dosis calculada por el TPS. Se estudió además la atenuación de la camilla de tratamiento analizándose la respuesta para cada ángulo de incidencia posterior con respecto a dos posiciones del conjunto arreglo 2D-maniquí sobre la camilla de tratamientos, esto es en el extremo y en el centro de la camilla Resultados y Discusión La respuesta angular del conjunto arreglo 2D-maniquí muestra variaciones en la dosis depositada por el acelerador lineal y detectada por el arreglo 2D de CI que van a oscilar entre ±50% con respecto a la dosis medida con el brazo en 0º producto de que las CI más cercanas al haz de radiación van a detectar una dosis mucho mayor que la captada por las CI más alejadas, independientemente de la tasas de dosis. Sin embargo, la discrepancia para las razones entre las dosis calculadas y medidas de todas las CI del arreglo 2D para un mismo ángulo del brazo en promedio son menores del 2.5% (factor de corrección ± para una desviación estándar), Figura 13. La elevada desviación estándar es debido a la respuesta de las CI en los bordes del arreglo 2D. Así, restringiendo

69 2. DESARROLLO 58 la zona de comparación de los mapas de dosis medidos del borde del arreglo 2D, el factor de corrección por la dependencia angular puede ser ignorado. Figura 13. Dependencia angular del conjunto arreglo 2D-maniquí. Promedio razón dosis calculada vs medida de todas las CI del arreglo 2D para igual ángulo del brazo. La estimación del factor de atenuación de la camilla de tratamiento se realizó en dos posiciones diferentes (esto es en el aditamento extremo de la camilla y en el centro de esta) utilizando dos irradiaciones en iguales condiciones del conjunto arreglo 2D-maniquí; para los ángulos de incidencia posteriores (brazo a 135º, 180º y 225º). El aditamento extremo de la camilla es más radiotransparente que el centro de esta, de ahí que se esperaba una atenuación significativa de la respuesta de los detectores en cuyo caso habría que usar factores de corrección. Se calcularon coeficientes de atenuación para cada CI del arreglo 2D como la razón de sus respuestas en las dos posiciones estudiadas. Los coeficientes calculados resultaron en valores cercanos a la unidad, lo que significa que la influencia de la camilla en el procedimiento de CC pacienteespecífico de IMRT es prácticamente despreciable, con un factor de corrección como promedio de 0.994± para una desviación estándar, Figura 14.

70 2. DESARROLLO 59 (135 ) 0,988±0,007 (180 ) 0,986±0,005 (225 ) 1,007±0,007 Figura 14. Factor de atenuación de la camilla de tratamientos calculados como la razón de las respuestas de las CI en dos posiciones diferentes de la camilla para diferentes ángulos del brazo. Razones individuales de las CI y factor de atenuación promedio±1sd. Se utilizó el procedimiento propuesto de CC paciente-específico de IMRT en tres pacientes con lesiones de cabeza y cuello y planificaciones de IMRT en el TPS XiO v4.8. Los planes de IMRT se confeccionaron siguiendo el protocolo institucional para la planificación de esta técnica, esto es configuración de tratamiento compuesto por 9 campos isocéntricos equi-espaciados coplanares. La administración del tratamiento de IMRT se realizó mediante la técnica de múltiples segmentos estáticos.

71 2. DESARROLLO 60 En la Tabla 6 se muestra un resumen de las tasas de aceptación de los resultados γ utilizando el programa PTW VeriSoft v5.1, con un criterio de comparación γ de DTA 3mm y DD 3%; para los tres casos clínicos. Tabla 6. Resultados γ para tres casos clínicos utilizando procedimiento de CC paciente-específico de IMRT para plan compuesto y haces no colapsados. Criterio de comparación γ: DTA 3mm y DD 3%. Paciente Puntos evaluados. Puntos aceptados Tasa de aceptación % % % En las Figuras15, 16 y 17 se muestran los puntos donde la resultados γ no cumplen el criterio de comparación DTA 3mm y DD 3% entre el mapa de dosis calculado por el TPS XIO 4.8 y el mapa de dosis medido en el acelerador lineal Elekta Synergy con el conjunto dosimétrico OCTAVIUS. En todos los casos se muestra una preponderancia a discrepancias en la zona de baja magnitud y alto gradiente de dosis, excepto en el paciente 3 donde hay una marcada discrepancia en la zona de alta dosis y bajo gradiente (zona perteneciente al refuerzo de dosis simultáneo). A pesar de las discrepancias mostradas estos resultados están por encima del CL calculado para el procedimiento estándar institucional de CC paciente-específico de IMRT: tasa de aceptación de 94% con un 95% de confianza para un criterio de comparación γ de DD 5%, DTA 3mm y en concordancia con las recomendaciones internacionales para este tipo de pruebas [6, 16].

72 2. DESARROLLO 61 Figura 15. Mapas de dosis calculados y medidos. Distribución de los resultados de la comparación con la función γ (DD 3%/ DTA 3mm). Paciente 1. Figura 16. Mapas de dosis calculados y medidos. Distribución de los resultados de la comparación con la función γ (DD 3%/ DTA 3mm). Paciente 2.

73 2. DESARROLLO 62 Figura 17. Mapas de dosis calculados y medidos. Distribución de los resultados de la comparación con la función γ (DD 3%/ DTA 3mm). Paciente Conclusiones parciales Se confeccionó y validó un procedimiento de CC paciente-específico de IMRT que utiliza la configuración real de los campos de tratamiento de la planificación de IMRT a comprobar (plan compuesto y haces sin colapsar). La tasa de aceptación para los resultados γ con un criterio de comparación DD 3% y DTA 3mm fue de al menos 91%; resultado este valor superior al CL calculado para el procedimiento estándar institucional de CC paciente-específico de IMRT (verificación campo a campo, procedimiento de haces colapsados): tasa de aceptación de 94% con un 95% de confianza para un criterio comparación γ de DD 5% y DTA 3mm. Conceptualmente, este procedimiento es más abarcador y sostenible, ya que mejora la deficiencia del procedimiento estándar institucional de CC pacienteespecífico de IMRT, al emplear los valores nominales de ángulo del brazo del plan de tratamiento, haciendo una verificación más realista del desempeño del acelerador lineal. Además, para este fin utiliza el plan clínico real del paciente, editado en el sistema de registro y verificación del acelerador lineal; con lo cual hace un comprobación redundante de la transmisión de datos entre este y el TPS.

74 2. DESARROLLO Procedimiento de CC paciente-específico de IMRT utilizando dosimetría portal En el INOR-DR fue puesto en servicio clínico un acelerador lineal Elekta Synergy, equipado con kv-cbct modelo XVI, así como un EPID de a-si modelo iviewgt. El kv-cbctxvi ha sustituido al EPID en la mayoría de sus aplicaciones imagenológicas, en la verificación y corrección del posicionamiento de los pacientes antes de su tratamiento, debido a su superior capacidad de distinguir tejidos y órganos. Considerando además la gran demanda que tienen los aceleradores lineales debido al número creciente de pacientes que requieren de tratamientos de radioterapia curativa y a la capacidad del EPID como dosímetro 2D; se diseñó un procedimiento para la utilización del EPID iviewgt como sistema dosimétrico para el CC pacienteespecífico de IMRT, optimizándose el empleo del mismo en la rutina clínica del INOR-DR [74] Método Fue utilizado el acelerador lineal Elekta Synergy con MLC Agility perteneciente al INOR-DR. Los planes de tratamientos de IMRT comprobados fueron confeccionados con el TPS XiO v4.8, utilizando el protocolo de planificación de IMRT institucional; configuración de tratamiento compuesto por 9 campos isocéntricos equi-espaciados coplanares con planificación inversa y modalidad de múltiples segmentos estáticos. Primero se evaluó la linealidad de la respuesta del EPID respecto a las UM impartidas. El estudio se realizó tomando imágenes de un campo de 10 x 10 cm 2, sin presencia de ningún medio dispersor entre la fuente y el detector, variando las UM desde 2 hasta 1000 para 6MV de energía de fotones. En el procesamiento de las imágenes adquiridas con el EPID fue utilizado el programa ImageJ v1.45s. Este es un paquete para el procesamiento y análisis de imágenes de dominio público desarrollado en Java [75].

75 2. DESARROLLO 64 El procedimiento seguido en el procesamiento de las imágenes con el programa ImageJ para obtener el valor del pixel integrado (PIV) fue el siguiente: - Inversión de la imagen adquirida; esto es cada pixel es restado de Se divide la imagen resultante por el valor del factor de escalamiento de la imagen [76] - Se crea una región de interés (ROI) de 9x9 píxeles en el centro de la imagen donde se lee el valor promedio de PIV. El segundo experimento fue hallar la profundidad en agua a distancia fuentesuperficie (DFS) de 100cm, para la cual las contribuciones de la radiación dispersada en el agua son similares a las medidas por el detector de a-si del EPID: (d EPID_ref ). Para ello se determinaron los factores de campo a varias profundidades (1,5; 3; 4; 5 y 6 cm) y se compararon con la respuesta relativa del EPID respecto a la variación del tamaño de campo en un rango desde 3 x 3 cm 2 hasta 23 x 23 cm 2. Por último las imágenes deben ser restauradas y calibradas en término de dosis absoluta para que estén listas para comparar. Las imágenes fueron restauradas eliminando la corrección por campo desbordado, utilizada para mejorar la respuesta de los detectores en la dirección radial del EPID debido a la influencia del filtro aplanador [76]. La matriz de corrección fue generada a partir de un hemi-perfil calculado en el TPS XiO v4.8 a DFS de 100 cm y a la profundidad en agua hallada, donde las propiedades de dispersión son similares a las del EPID (d EPID_ref ), empleando un haz de 24 x 24 cm 2, máximo tamaño de campo medible con el panel detector del EPID. La matriz de corrección es un arreglo bidimensional con igual resolución que las imágenes del EPID (1024 x 1024) y con simetría radial. La restauración se logra multiplicando la imagen del EPID por la matriz de corrección (elemento a elemento) para obtener los valores originales de cada píxel. La calibración PIV a dosis en agua se realizó según la propuesta de Lee y otros [77]. Antes de cada sesión de mediciones con el EPID, se impartieron tres

76 2. DESARROLLO 65 irradiaciones con un campo de 10 x 10 cm 2, en ausencia de cualquier medio dispersor con 100 UM y se halló el PIV promedio. El coeficiente de calibración se obtiene como la razón del PIV promedio y el valor de dosis calculada por el TPS (D 100 ), para DFS=100 cm, d EPID_ref y UM=100. Varios casos pruebas sencillos fueron medidos para comprobar el procedimiento propuesto: tamaños de campos cuadrados 10 x 10 cm 2 y 15 x 15 cm 2, con filtros en cuña y sin éste, a la profundidad d EPIDref y con 100 UM. Los mapas de dosis obtenidos se compararon en el programa PTW Verisoft v5.1, utilizando la función γ y un criterio de comparación de DD de 3 % y DTA de 3 mm, con los calculados por el TPS XiO v4.8 para esas configuraciones. Además, se compararon con medidas realizadas utilizando el procedimiento estándar institucional de CC paciente-específico de IMRT. Se comprobaron dos campos de un tratamiento de IMRT de una lesión de cabeza y cuello Resultados y Discusión La curva dosis-respuesta del EPID evidencia una excelente linealidad de la respuesta del EPID para el rango de UM administradas, condición muy provechosa para la posterior calibración a dosis de la respuesta del EPID. La Tabla 7 muestra las no linealidades (α) obtenidas para un subconjunto de las UM administradas. Para sistemas que muestran una buena linealidad α se calcula según la ecuación 6; donde R i es la razón dosis-respuesta para la UM i y R prom el promedio de estas razones [78]. α = 1 R prom R i 100% (6)

77 2. DESARROLLO 66 Tabla 7. Factor de no-linealidad dosis-respuesta del EPID. Rango (2-250 UM) UM PIV no-linealidad (α) ,99% ,73% ,82% ,50% ,59% ,53% ,41% ,27% ,08% ,26% ,51% ,67% La incertidumbre asociada al procedimiento propuesto de calibración de dosis del EPID se puede estimar como la combinación en cuadratura de la incertidumbre en la calibración inicial de dosis de referencia del EPID, ±0.09% para una desviación estándar y las incertidumbres debido al factor de no-linealidad de la respuesta del EPID. En el peor escenario la incertidumbre debido a la no-linealidad de la respuesta del EPID es casi -1% para irradiaciones de 2UM, que combinada a la incertidumbre debida a la calibración inicial de dosis de referencia del EPID resulta en una incertidumbre global en la determinación de la dosis de ±1.02%, para una desviación estándar. Esta incertidumbre es inferior al valor de incertidumbre

78 2. DESARROLLO 67 aceptado en los procedimientos de controles de calidad diarios para el valor de dosis absoluta de referencia administrado por el acelerador lineal ±3% [6]. En la Figura 18 se representan las curvas de los factores de dispersión en función del tamaño de campo (los llamados "factores de campo") calculados por el TPS para diferentes profundidades en agua y la curva del factor de dispersión medido con el EPID. La dispersión en el EPID se comporta muy similar a las profundidades de 5 y 6 cm en agua, teniendo un diferencia de 0,8 % para el campo de 20 x 20 cm 2. Este valor es irrelevante en el análisis de los segmentos comunes obtenidos en la rutina clínica (sus dimensiones equivalentes son mucho menores). Considerando además que la profundidad en agua utilizada comúnmente como referencia en los procedimientos de CC rutinarios del servicio es 5 cm, se adopta este valor en lugar de 6 cm como profundidad en agua de referencia del EPID (d EPID_ref = 5 cm). 1.1 Factor de campo (normalizados 10x10cm 2 ) epid 4cm 5cm 6cm Tamaño de campo (cm) Figura 18. Factores de dispersión calculados a varias profundidades en agua y medidos en el EPID

79 2. DESARROLLO 68 La matriz de corrección por efecto de campo desbordado resultó en un valor máximo de corrección del píxel, relativo al centro del campo, de 1,02045 en la zona del borde del campo, lo que representa un 2,04% más de dosis en esa zona que en el centro, debido al efecto del filtro aplanador, Figura 19. La Figura 20 muestra los perfiles de dosis calculados por el TPS a 5 y 6 cm de profundidad en agua y medidos con el EPID sin corregir y corregidos por efecto de campo desbordado obtenidos para un campo de 10 x 10 cm 2. Los perfiles medidos con el EPID y sin corregir presentan menos penumbra que los calculados por el TPS, pero tienen los hombros más bajos. El perfil corregido muestra una mejor correspondencia con los perfiles a 5 y 6 cm en agua, aunque la penumbra sigue siendo un poco menor que las mostradas por los perfiles calculados en agua. Este resultado corrobora la elección de d EPID_ref como 5 cm. Figura 19. desbordado Representación gráfica de la matriz de corrección por efecto de campo

80 2. DESARROLLO 69 (a) (b) Figura 20. Perfiles campo 10x10 cm 2, profundidades 5 y 6 cm en agua. (a) Comparación perfil EPID medido sin corrección y (b) con corrección efecto de campo desbordado. Los resultados de los casos pruebas sencillos se muestran en las Figuras 21 y 22. Los casos representan campos de 10 x 10 cm 2 y 15 x 15 cm 2 con filtros en cuña de 60 (modulación de la intensidad del haz en una dirección). Las tasas de aceptación para los puntos evaluados con la función Gamma en los mapas de dosis a d EPID_ref fue perfecta, 100%, para un criterio de comparación de 3% de DD y 3mm de DTA. Los resultados de la comprobación de dos campos de tratamientos para un paciente de cabeza y cuello con planificación de IMRT se muestran en las Figuras 23 y 24. En ambos casos la tasa de aceptación estuvo por encima del CL para el procedimiento convencional de CC paciente-específico de IMRT establecido en la rutina clínica (94% para un criterio de comparación γ de DD 5% y DTA 3mm). En el campo 1 se utilizó un criterio de comparación γ de DD 3% y DTA 3mm para una tasa de aceptación de 94%. Para el campo 2 se empleó un criterio de comparación γ de DTA 3% y DD 4mm resultando en una tasa de aceptación de 97.7% de los puntos evaluados.

81 2. DESARROLLO 70 (a) (b) Figura 21. Mapa de dosis calculado TPS XiO v4.8 y medido EPID. Campo 10x10cm 2, cuña 60. (a) Campo medido por el EPID en escala de grises. (b) Perfiles dirección con cuña (curva azul EPID/diamantes TPS). (a) (b) Figura 22. Mapa de dosis calculado TPSXiO v4.8 y medido EPID. Campo 15x15cm 2, cuña 60. (a) Campo medido por el EPID en escala de grises. (b) Perfiles de campo (curva azul EPID/diamantes TPS). La manipulación de los resultados del arreglo 2D CI y del EPID son similares, con la diferencia a favor de este último que presenta una mayor, el tamaño del elemento detector (píxel de la imagen) es aproximadamente de 0,027mm.

82 2. DESARROLLO 71 Por otra parte, la variabilidad de la respuesta del EPID implica la necesidad de hacerle una calibración cruzada antes de ser empleado, además de sus propios requerimientos de control de calidad. Pero este procedimiento implica una demora similar a la de la calibración cruzada necesaria con el empleo del arreglo 2D CI. (a) (b) Figura 23. Resultados de la comparación γ del campo 1: mapa de dosis calculado TPSXiO v4.8 y medido EPID. (a) Mapa de dosis medido. (b) Resultado de la comparación Gamma.

83 2. DESARROLLO 72 (a) (b) Figura 24. Resultados de la comparación γ del campo 2: mapa de dosis calculado TPSXiO v4.8 y medido EPID. (a) Mapa de dosis medido. (b) Resultado de la comparación Gamma. El caso con planificación de IMRT seleccionado es representativo de la mayoría de los planes de tratamientos generados para la rutina clínica del INOR-DR. Los resultados obtenidos para el caso verificado muestran la validez, como prueba de concepto, de la propuesta de procedimiento de CC paciente-específico de IMRT utilizando el EPID. Al generalizarse esta propuesta, pueden ser beneficiados un mayor número de pacientes pues los CC podrían realizarse de manera más eficiente y con igual efectividad que por el procedimiento estándar institucional. Esto fue evidenciado en un estudio sobre los tiempos que tomaría al físico médico realizar los CC paciente-específicos con el procedimiento estándar con respecto al procedimiento propuesto con el EPID. Los tiempo promedios de ejecución de las pruebas (sin considerar el tiempo de procesamiento de los datos, que es independiente de la utilización del acelerador lineal) fueron de 7,2 min y 1,1 min, respectivamente [79].