Rekonstrukcja rozkładu dawki w technikach dynamicznych: IMRT i YMAT
mgr inż. W ojciech Osewski
rozprawa doktorska
promotor:
dr hab. n. fiz. Adam Konefał
r
Uniwersytet Śląski w Katowicach Zakład Fizyki Jądrowej i Jej Zastosowań
2013
Serdecznie dziękuję promotorowi dr hab. n. fiz. Adamowi Konefałowi oraz prof. dr hab. Krzysztofowi Slosarkowi za motywację do rozwoju naukowego, stałe zainteresowanie postępem pracy, nieocenioną pomoc, wsparcie, życzliwość oraz wyrozumiałość.
Bardzo dziękuję żonie Marcie i mojej mamie Janinie za pomoc w redagowaniu
pracy, wsparcie, zrozumienie i cierpliwość.
SPIS TREŚCI
1. WSTĘP...1
1.1 Pomiar dawki w punkcie przy pomocy komory jonizacyjnej... 4
1.2 Pomiar rozkładu dawki za pomocą matrycy komór jonizacyjnych... 7
1.3 Pomiar map fluencji za pomocą urządzenia E P ID ... 10
1.4 Definicja i zasada działania współczynnika gam m a...12
1.5 Realizacja map flu e n c ji...14
1.6 Korelacja pomiędzy ruchem listków kolimatora a rozkładem dawki...14
2. C E L P R A C Y ...17
2.1 Cel o g ó ln y ... 17
2.2 Cele szczegółow e... 17
3. M A T E R IA Ł Y I M E T O D Y ...18
3.1 M iędzyfrakcyjna analiza błędu ruchu listków kolimatora w ielolistkow ego... 18
3.2 Proces planowania leczenia... 26
3.3 Budowa pliku RTplan.dcm w formacie D1COM... 27
3.4 Rekonstrukcja dawki 3 D ...30
3.5 Budowa pliku tekstowego D V H ... 35
3.6 Weryfikacja poprawności działania algorytmu rekonstrukcji rozkładu daw ki... 36
3.7 W zór i definicja współczynnika R P I...38
4. W Y N IK I I D Y SK U SJA ...41
4.1 Rekonstrukcja rozkładu dawki pełnego procesu leczen ia...41
4.2 Analiza statystyczna wyników rekonstrukcji dawki pełnych procesów leczenia... 44
4.3 W eryfikacja poprawności przedstawionej metody rekonstrukcji rozkładu d a w k i... 51
4.4 Porównanie planu teoretycznego z zrekonstruowanym - współczynnik R P I... 54
4.5 W ykorzystanie programu D D con... 56
4.5.1 Silny odczyn poprom ienny... 57
4.5.2 Pomiary w eryfikacyjne... 58
4.5.3 Rekonstrukcja i dokończenie przerwanego seansu terapeutycznego... 62
5. W N IO S K I... 74
6. S T R E S Z C Z E N IE ...75
7. L IT E R A T U R A 80
1. W STĘP
Dynamiczne techniki konformalne stosowane są w praktyce klinicznej radioterapii
od początku roku dwutysięcznego. Pierwsze próby zastosowania tej techniki to ostatnia
dekada XX wieku. Zasadniczymi celami wprowadzenia technik dynamicznych, czyli
takich, w których kształt pola wiązki promieniowania zmienia się w czasie seansu
terapeutycznego, była maksymalna ochrona tkanek zdrowych znajdujących się w
bezpośrednim otoczeniu guza nowotworowego oraz umożliwienie precyzyjnego
różnicowania przestrzennego rozkładu dawki, tak by jak najlepiej dopasować go do
przestrzennego kształtu struktury tarczowej (guza nowotworowego) [1-6]. Zmiana kształtu
pola powoduje, że zm ienia się intensywność wiązki, technikę taką nazywa się techniką
IMRT (ang. Intensity M odulated Radiation Therapy ). Jest to technika radioterapii
realizowana za pomocą liniowych akceleratorów medycznych wyposażonych w kolimator
wielolistkowy (ang. M ulti L e a f Collimator - MLC). W technice IMRT zróżnicowany
rozkład dawki uzyskuje się poprzez określoną ruchomość listków kolimatora
wielolistkowego. W yróżniamy dwie metody realizacji tej techniki. „ Step and sh o o t” -
metoda dyskretna polegająca na włączaniu wiązki promieniowania w momencie
osiągnięcia przez listki zaplanowanych pozycji i wyłączeniu promieniowania w czasie
zmiany położenia listków. Druga metoda to metoda „ sliding w indow ”, w której
promieniowanie włączone jest cały czas podczas poruszania się listków kolimatora
wielolistkowego. Pozwala ona na płynną zmianę kształtu pola wiązki z równoczesną ciągłą
zmianą natężenia promieniowania. Technika IM RT jest realizowana kiedy głowica
akceleratora znajduje się w stałej pozycji. W ostatnim latach opracowano połączenie
techniki obrotowej z dynamiczną zmianą kształtu wiązki promieniowania, przez co
zwiększyła się liczba stopni swobody. Technika ta polega na modulacji objętościowej i
nazywana jest techniką VMAT (ang. Yolumetric M odulated Arc Therapy ). Realizowana
jest ona nie tylko poprzez określoną ruchomość listków kolimatora wielolistkowego, ale
także poprzez jednoczesny obrót ramienia akceleratora wraz z modulacją prędkości obrotu
oraz modulacją mocy wiązki (ang. Dose Rate [MU/min]). Algorytmy komputerowe
optymalizujące obliczenia rozkładu dawki w sposób istotny poprawiły możliwości
uzyskania wymaganej dawki terapeutycznej w objętości guza nowotworowego z
równoczesną ochroną narządów krytycznych {ang. Organ at Risk: OaR)
Działanie obu technik w głównej mierze oparte jest o kolimator wielolistkowy.
Kolimatory stosowane w praktyce klinicznej mogą posiadać różną liczbę listków, o różnych grubościach, które definiują różne wymiary pół. W Centrum Onkologii - Instytucie im. Marii Skłodowskiej - Curie w Gliwicach do dyspozycji są następujące kolimatory:
• 80 listkowe - zbudowane z dwóch kaset A i B po 40 listków każda (wszystkie listki o szerokości 0.5 cm, rys. 1.1) [41],
• 120 listkowe - zbudowane z dwóch kaset A i B po 60 listków każda (pierwsze 10 listków szerokości 0.5 cm, następne 40 o szerokości 0.25 cm i ponownie 10 o szerokości 0.5 cm) [41],
• 120 HD - zbudowane identycznie jak standardowy kolimator 120 listkowy z tym, że szerokość użytych listków jest o połowę mniejsza [43].
R y su n ek 1.1: K o lim a to r 80 listkow y - M L C (M u lti L e a f C o llim a to r). K ażd y z listków k o lim a to ra n ap ęd zan y je s t w łasnym silniczkiem (ry s. 1.2) p o p rzez p rz e k ła d n ię śru b o w ą (rys. 1.3). J a k k ażd e u rz ą d z e n ie m ech an iczn e M L C o b a rc z o n e je s t pew ną to le ra n c ją d z ia ła n ia . W p rz y p a d k u tech n ik i IM R T d o k ład n o ść ru c h u listka w ynosi Im m , a dla tech n ik i V M A T 2.5 m m . (V a ria n M edical System s)
Każdy z listków kolimatora napędzany jest własnym silniczkiem (rys. 1.2) poprzez
przekładnię śrubową (rys. 1.3). Jak każde urządzenie mechaniczne MLC obarczone jest
pewną tolerancją działania. W przypadku techniki IMRT dokładność ruchu listka wynosi
1 mm, a dla techniki VMAT - 2.5 mm. W przypadku gdy taka tolerancja zostaje
przekroczona promieniowanie jest wstrzymywane. Do kontrolowania pozycji każdego z
listków stosuje się potencjometr suwakowy i n - koder zliczający obroty przekładni śrubowej poruszającej listkiem. Na ich podstawie ustalana jest pozycja liska MLC [41].
R y su n ek 1.2: S ilniczek je d n eg o z listków M L C . K ażdy z listków k o lim a to ra n ap ęd zan y je s t w łasnym silniczkiem po p rzez p rz e k ła d n ię śru b o w ą (rys. 1.3). (V a ria n M edical System s)
R y su n ek 1.3: P rz e k ła d n ia śru b o w a słu żąca do p o ru s z a n ia p o jedynczym listkiem M L C za pom ocą silniczka p rzed staw io n eg o na ry s u n k i 1.2. (V a ria n M ed ical System s)
Wspomniane techniki dynamiczne IMRT i VMAT umożliwiają bardzo precyzyjne
modulowanie rozkładu dawki w objętości guza nowotworowego przy jednoczesnym
oszczędzaniu struktur krytycznych. Z jednej strony dysponujemy bardzo precyzyjnym
systemem planowania rozkładu dawki (ang. TPS Eclipse - Treatment Planning System
Eclipse wersja 10, Varian Medical Systems), z drugiej za realizację planu odpowiada aparat terapeutyczny, który „obarczony” jest tolerancją działania: mechaniczną i elektroniczną. Konieczna jest zatem weryfikacja zgodności rozkładu dawki zaplanowanego ze zrealizowanym - rzeczywistym.
W radioterapii każdy plan leczenia musi być zweryfikowany, czy to przed realizacją czy w trakcie terapii. Dlatego, konieczne jest sprawdzenie czy techniki dynamiczne realizowane są poprawnie, zgodnie z obliczonymi wartościami. Niestety, do dnia dzisiejszego nie opracowano jednolitego sposobu weryfikacji tych technik. Każdy z ośrodków radioterapeutycznych używa innej metody, czy to rekomendowanej przez raporty międzynarodowe, czy też opracowanej przez siebie [7-20,24,32,34,35-37]. Poniżej przedstawione zostały trzy podstawowe metody pomiarowe weryfikujące plany leczenia, wykonywane przed rozpoczęciem leczenia.
1.1 Pomiar dawki w punkcie przy pomocy komory jonizacyjnej
Pomiar wykonywany jest w warunkach referencyjnych na głębokości 5 lub 10 cm, dla SSD (ang. Skin Source Distance ) odpowiednio 95, 90 lub 100 cm, w zależności od użytej energii, oraz wymiarze pola 10 cm x 10 cm za pomocą [21]:
cylindrycznej (naparstkowej) komory jonizacyjnej 0.6 cm3 - typu Farmer (rys.
1.1.1). Jest to komora otwarta, stąd konieczność korekcji jej wskazań na ciśnienie atmosferyczne i temperaturę otoczenia:
[(273.2 + T) • 1013]
K pt = --- —— —--- (wzór 1.1.1.1)
PJ 293.2 -P K J
gdzie T — temperatura, P — ciśnienie.
Komora jonizacyjna podłączona jest do elektro metru, cały układ jest
wykalibrowany, pozwala na pomiar dawki;
• fantomu stałego o gęstości równoważnej wodzie, dla którego efektywną liczbę atomową Z e wyl icza się z następującego wzoru:
(w z ó r 1.1.2.1)
g d z ie :
cii — m asow y udział i — tego składnika, Zi — liczba atom ow a i — tego składnika, Ai — liczba m asow a i — tego składnika, lub fantomu wodnego.
R y su n ek 1.1.1: C y lin d ry c z n a k o m o ra jo n iz a c y jn a 0.6 cm 3 ty p F a rm e r. J e s t to k o m o ra o tw a rta w y m ag ają ca k o rek cji na ciśnienie i te m p e ra tu rę .
Na rysunku 1.1.2 przedstawiono ogólny schemat działania komory jonizacyjnej.
Promieniowanie padające na komorę jonizacyjną powoduje jonizację ośrodka (tutaj
powietrza), powstają pary jonów. Na elektrodach przyłożone jest napięcie nasycenia (tutaj
300 V) zapobiegające rekombinacji jonów. W układ wpięty jest elektrometr, dzięki
któremu możliwe jest odczytanie zmierzonego ładunku, który przeliczany jest na dawkę.
R y su n ek 1.1.2: S c h em at ogólny d z ia ła n ia k o m o ry jo n iz a c y jn e j. P ro m ien io w an ie p a d a ją c e na k o m o rę jo n iz a c y jn ą p ow oduje jo n iz a c ję o śro d k a (tu ta j p o w ietrza), p o w sta ją p a ry jo n ó w , na e le k tro d a c h przy ło żo n e je s t napięcie nasycenia ( tu ta j 300 V) zap o b ie g a ją c e re k o m b in a c ji jo n ó w . W u k ład w pięty je s t e le k tro m e tr dzięki k tó re m u m ożliw e je s t o d czy ta n ie zm ierzo n eg o ła d u n k u , k tó ry p rz e lic z a n y je s t na d aw kę.
Do przygotowania planu weryfikacyjnego wykorzystuje się „zeskanowany” na tomografie komputerowym (ang. C T - Computed Tomography) fantom wodny lub stały, z umieszczoną w nim komorą jonizacyjną, aby zachować wszystkie warunki pomiaru.
Następnie, wykorzystując odpowiednie oprogramowanie w systemie planowania leczenia, plan przygotowany do leczenia pacjenta transferowany jest na bryłę fantomu (rys. 1.1.3).
Plan weryfikacyjny wykonywany jest z planu oryginalnego za pomocą funkcji „Create
Yerification Plan” w systemie planowania TPS Eclipse. W obrębie tej funkcji konieczne
jest wybranie fantomu, na którym plan ma zostać przeliczony oraz zaznaczenie czy
geometria planu (kolimacja kolimatora, kąt ramienia akceleratora, kąt ustawienia stołu)
ma zostać zachowana. Zachowywany jest także ruch listków MLC. Następnie
wykonywane są obliczenia. Po ich zakończeniu odczytywana jest dawka z obszaru komory
jonizacyjnej (jej części czynnej), która posłuży do porównania z dawką rzeczywistą
(zmierzoną). Dopuszczalne różnice pomiędzy planem, a pomiarem to standardowo +/- 5%.
R y su n ek 1.1.3: P lan w ery fik acy jn y p o m ia ru daw ki w p u n k cie p rzy pom ocy k o m o ry jo n iz a c y jn e j i fan to m u stałego. W ażn y m elem en tem te j m etody w ery fik acji je s t w y k o n an ie b a d a n ia fa n to m u przy pom ocy C T z k o m o rą jo n iz a c y jn ą , k tó ra w p ro w a d z a zm ian ę gęstości o śro d k a . P o m ia r p u n k to w y w te c h n ik a c h d y n am iczn y ch w ym aga b a rd z o dużej p recy zji, zgodności położenia p u n k tu obliczonego i p om iarow ego, ze w zględu na d u ży g ra d ie n t d aw ki w tych te c h n ik a c h .
1.2 Pomiar rozkładu dawki za pomocą matrycy komór jonizacyjnych
Pomiar wykonywany jest przy użyciu [22,23]:
• fantomu stałego o gęstości równoważnej wodzie,
• matrycy komór jonizacyjnych zbudowanej z 1020 komór jonizacyjnych o wymiarach: 0 = 4.5 mm, h = 5 mm, V = 0.08cm3 (rys. 1.2.1, IBA),
• oprogramowania umożliwiającego porównanie zmierzonego rozkładu dawki z
zaplanowanym.
R y su n ek 1.2.1: M a try c a k o m ó r jo n iz a c y jn y c h . D ane tech n iczn e: 1020 k o m ó r jo n iz a c y jn y c h (32x32), odległość pom iędzy śro d k a m i sąsied n ich k o m ó r 7.62 m m , część a k ty w n a 24.4x24.4 cm 2, w y m iary k o m o ry : 0 = 4.5 m m , h = 5 m m , V = 0.08cm - firm y IBA.
Podczas pomiarów fantom ustawiany jest w izocentrum akceleratora, matryca usytuowana jest prostopadle do osi wiązki. W ten sposób mierzony jest dwuwymiarowy rozkład dawki, który porównywany jest z rozkładem zaplanowanym, wyeksportowanym ze stacji planowania leczenia TPS Eclipse. Do przygotowania planu weryfikacyjnego wykorzystuje się zeskanowany na tomografie komputerowym fantom stały (wykonany z materiału równoważnego wodzie) z umieszczoną w nim matrycą. W systemie planowania leczenia, plan terapeutyczny transferowany jest na bryłę fantomu, następnie wykonywane są obliczenia rozkładu dawki w tym fantomie (rys. 1.2.2).
Procedura ta przebiega w ten sam sposób jak w przypadku generowania planu
weryfikacyjnego do pomiaru dawki w punkcie. Następnie konieczne jest
wyeksportowanie dwuwymiarowego rozkładu dawki prostopadłego do osi wiązki,
odpowiadającego środkowi komór jonizacyjnych matrycy. Rozkład dawki zapisywany
jest w formacie DICOM. W yeksportowany rozkład importowany jest do systemu
komputerowego umożliwiającego porównanie z rozkładem dawki zmierzonym podczas
pomiarów weryfikacyjnych. Do porównania wykorzystuje się współczynnik gamma,
który umożliwia porównanie dawek i ich położenia.
■ W U J . OtjH
•W***-*'*"#
t * « ! CW• * « « »« Dm« BulrUC*J CtfbAM fl C»»i"> «►
Mi i
E » l» ł Cł*:» te> *mtt < *• a fM V | - * i -fs
Zh*
3*^0 j Byt j
, ,
2 2 « CC 1?*0 4 5 1 0 1 S I * ] r o * 1 17 *4 3 s n * »2)44
R y su n ek 1.2.2: P lan w ery fik acy jn y p o m ia ru ro z k ła d u d aw k i przy pom ocy m a try c y k o m ó r jo n iz a c y jn y c h i
fan to m u stałego. W tej m etodzie p o m ia ru m ożna p o ró w n a ć daw ki w kilkudziesięciu p u n k ta c h , a nie ty lk o w
je d n y m , ta k j a k w p rz y p a d k u p o m ia ru daw ki za pom ocą k o m o ry jo n izacy jn ej.
Mapę fluencji w radioterapii definiuje się jako natężenie fotonów mierzone w płaszczyźnie prostopadłej do osi wiązki w zadanej odległości. W izualizację pomiaru przedstawia rysunek 1.3.1 [7-17,29].
R y su n ek 1.3.1: W izu a lizacja p o m ia ru m ap fluencji na a k c e le ra to rz e firm y V a ria m M edical S ystem s za pom ocą u rz ą d z e n ia E P ID (E lec tro n ic P o rta l Im ag in g Device). E P ID je s t in te g ra ln a częścią a k c e le ra to ra biom edycznego, a o p ro g ra m o w a n ie pozw ala na w sp ó łp ra c ę z system am i p la n o w a n ia leczenia.
Pomiar mapy fluencji wykonuje się urządzeniem EPID (ang. Electronic Portal
Imaging Device firmy Varian Medical Systems [29], rys. 1.3.2), które zbudowane jest z
czterech warstw: warstwy miedzi (1 mm), warstwy fosforu (0.4 mm), matrycy fotodiod
(1024x768 diód) oraz warstwy szklanej (1 mm). Wysokoenergetyczne promieniowanie X
padające na EPID w pierwszej fazie ulega konwersji na promieniowanie elektronowe
(warstwa miedzi), następnie dzięki warstwie scyntylatora (fosfor) na niskoenergetyczne
promieniowanie optyczne, które indukuje w fotodiodach ładunek elektryczny. Dozwolone
są energie fotonów wiązki terapeutycznej generowane przez napięcie 4-25 MV. Moc
wiązki (ang. Dose Rate) powinna zawierać się w przedziale 50-600 MU/min.
miedź 1 mm
fosfor 0.4 mm fotodioda
k o n w e rte r p ro m ie n io w a n ia X a-Si: H 1.5 |im m
| w a rstw a
przełącznik TFT
szklana 1 m m
ramię akceleratora
f
SystemAkwizycji Obrazu (IAS)
elektronika sterująca m atrycą fotodiod interfejs elektroniczny llllllllllllllllllllllllllllllllllllllllllllllllllllllll
□ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ i i i
□ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ p E
□ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ |=5
□ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ pSE
□ □ □ □ □ ( matryca ! □ □ □ □ □ p =
□ □ □ □ □ j a a a D D | | §
□ □ □ □ □ [fotodiod a-55 □ □ □ □ □ §=§
□ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ E =
□ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ E
□ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ ! = =
□ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ □ g g
U
elektronika sterująca położeniem urządzenia
EPID
R y su n ek 1.3.2: a) P rz e k ró j p o p rzeczn y u rz ą d z e n ia p o m iaro w eg o E P ID (E lec tro n ic P o rta l Im ag in g Device, Y a ria n M edical System s): w a rstw a m iedzi, w a rstw a fo sforu, m a try c a fotodiod a-Si (1024x768, 40cm x 30cm ), w arstw a szk lan a, T F T - th in film tr a n s is to r. b) O gólny sc h e m a t e lek tro n iczn y u rz ą d z e n ia E P ID .
Do przygotowania pomiaru mapy fluencji na urządzeniu EPID wykorzystywany jest system planowania TPS Eclipse. Pierwszym krokiem do przygotowania planu weryfikacyjnego jest skopiowanie planu oryginalnego (terapeutycznego) i przeliczenie go na EPID akceleratora, na którym będą wykonywane pomiary weryfikacyjne, ponieważ każdy z akceleratorów posiada oddzielnie kalibrowane urządzenia EPID. Następnie przy pomocy funkcji „ Create Yerification P la n ” i opcji „Portal Dose P rediction” generowany jest plan weryfikacyjny z przeliczonego wcześniej planu leczenia. Jednak zanim taki plan zostanie wygenerowany, należy ustalić odległość EPID-u od źródła na taką samą jak podczas kalibracji, czyli tutaj 105 cm. Należy określić, czy geometria planu ma zostać zachowana, czy nie oraz czy każde pole wiązki (czy łuk) leczenia ma się znajdować w oddzielnym planie weryfikacyjnym, czy nie. Następnie wyliczane są mapy fluencji.
Korzystając z aplikacji „Portal D osim etry” (jedna z aplikacji TPS Eclipse) wygenerowane
mapy porównywane są z mapami zmierzonymi podczas pomiarów weryfikacyjnych za pomocą: współczynnika gamma, porównywania dawki absolutnej wyrażonej w jednostkach kalibracyjnych CU (ang. Calibration Units), czy też dawki relatywnej wyrażonej w procentach.
1.4 Definicja i zasada działania współczynnika gamma
W spółczynnik gamma opisany przez van Esch i innych [8,18,20,24] służy do analizy różnic pomiędzy dawką mierzoną, a dawką zaplanowaną w wybranym punkcie, jak również do analizy różnic geometrycznych polegających na zdeponowaniu dawki w niewłaściwym miejscu. Każdemu elementowi matrycy teoretycznej przyporządkowywany jest element matrycy rzeczywistej o identycznych współrzędnych przestrzennych. Dawka zmierzona w tym punkcie oraz w punktach z najbliższego otoczenia porównywana jest z dawką oczekiwaną, zgodnie z formułą:
Yi.j = \rj ~ r l \ I d . - ą |
H — — z ---, (wzór 1.4.1) DTA2 L D l ax
gdzie:
i — elem ent m a try c y teoretycznej, j — elem ent m a try c y zmierzonej,
\rj — r;| — odległość pom iędzy punktam i m a try cy teoretycznej i zmierzonej,
\Dj — Di | — różnica pom iędzy dawką zmierzoną a zaplanowaną,
DTA — (ang. distance to ag reem en t ) p a ra m etr określający m aksym alną odległość, w której może zostać spełnione kryte riu m poprawności w przyp a d ku zarejestrow ania dawki identycznej z oczekiwaną,
ADmax ~ p a ra m etr określający m aksym alną rozbieżność w dawce, dla której
spełnione j e s t kryte riu m poprawności p rzy założeniu, że nie obserwuje się błędów
geometrycznych.
Po zakończeniu obliczeń każdemu elementowi teoretycznej matrycy przyporządkowywana jest wartość m inim alna ze zbioru:
Yi = m in ( y jj) (w z ó r 1.4.2)
Kryterium poprawności jest spełnione jeśli określonemu punktowi matrycy teoretycznej przyporządkowana zostanie wartość K; < 1. Oznacza to, że różnica pomiędzy dawką zmierzoną i obliczoną oraz odległość pomiędzy punktami tej samej dawki jest mniejsza od akceptowanej przez zespół fizyków wykonujących pomiary. Raporty międzynarodowe, rekomendują jako akceptowalne wartości: 3% różnicy w dawce i 3mm odległości pomiędzy punktami o tej samej dawce. W Centrum Onkologii - Instytucie MSC w Gliwicach przyjęto, jako wartości akceptowalne: 3% i 2 mm. Jeżeli współczynnik gamma jest mniejszy od jedności, wówczas uznajemy, że wartości zmierzone są zgodne z obliczonymi, w granicach niepewności pomiarowej, i są akceptowane, a weryfikowany plan może być realizowany w dalszej terapii. W zależności od wyznaczonej wartości współczynnika gamma poszczególnym punktom matrycy przyporządkowywane są odpowiednie barwy. W ten sposób powstaje tak zwana mapa gamma (rys. 1.4.1). Różne ośrodki maja różne kryteria akceptacji planów. Np. plan jest do zaakceptowania, gdy 95%
punktów matrycy ma przyporządkowany współczynnik gamma mniejszy bądź równy 1.
R y su n ek 1.4.1: P rz y k ła d o w a m a p a g am m a w y g en ero w an a za pom ocą a p lik a c ji P o rta l D o sim etry (T P S Y a ria n
M edical System s). K o lo r zielony oznacza m iejsca k tó re sp e łn ia ją k ry te riu m ak cep to w aln o ści (g am m a m niejsze od
jed n o ści), kolory od p o m arań czo w eg o do ciem noczerw onego, że w sp ó łczy n n ik g a m m a je s t w iększy od jedności.
Przedstawione powyżej metody weryfikacji planów leczenia technik dynamicznych wykonywane są przed rozpoczęciem leczenia pacjenta, a co za tym idzie nie jesteśm y w stanie za ich pomocą kontrolować, co dzieje się w trakcie realizacji planu leczenia i czy każda frakcja leczenia realizowana jest tak samo ze względu na mechanikę akceleratora.
Ponadto w żaden sposób nie możemy na ich podstawie stwierdzić jak plan realizowany jest w ciele pacjenta. To co weryfikujemy za pomocą przedstawionych metod to: wydajność aparatu, geometria wiązek pól terapeutycznych, ruch listków kolimatora (MLC). Niestety tylko przed leczeniem. Dlatego należy uzupełnić wspomniane metody o możliwość odtworzenia rzeczywistego, trójwymiarowego rozkładu dawki w pacjencie zarówno przed jaki i w trakcie trwania leczenia. Czy jest to możliwe?
1.5 Realizacja map fluencji
Podczas procesu planowania i optymalizacji generowane są mapy fluencji dla każdego z pól (IMRT), bądź łuków leczenia (VMAT), które następnie przeliczane są na ruch listków kolimatora wielolistkowego. Jest to proces dyskretny. Przykładowo dla pełnego łuku (360 stopni) w technice VMAT generowane jest 177 punktów kontrolnych (segmentów) zawierających informacje na temat pozycji każdego z listków kolimatora, kąta i kierunku obrotu ramienia akceleratora oraz dawki jaka zostanie podana w danym segmencie. W czasie realizacji planu na akceleratorze pozycje listków i kąty ramienia akceleratora pomiędzy segmentami interpolowane są liniowo. Odpowiedzialny za to zadanie jest kontroler MLC zarządzający ruchem listków kolimatora.
1.6 Korelacja pomiędzy ruchem listków kolimatora a rozkładem dawki
Przykładowo dla dwułukowego planu leczenia w technice VM AT w systemie
generowane są dwie mapy fluencji, które następnie przeliczane są na ruch listków
kolimatora wielolistkowego. Złożenie map fluencji, a co za tym idzie również ruchów
listków kolimatora, generuje trójwymiarowy rozkład dawki w ciele pacjenta (rys. 1.6.1).
Mapa fluencji MLC
Rozkład dawki 3D
i ł *
I
/i* - 7 c 2 r >
W \ /
j ę
R y su n ek 1.6.1: K o relacja pom iędzy m a p ą fluencji, ru c h e m lisków M L C a ro zk ład em d aw k i w 3D . M ap a fluencji p rz e lic z a n a je s t na ru c h listków k o lim a to ra , k tó ra n astę p n ie re k a lk u lo w a n a je s t na tró jw y m ia ro w y ro zk ład daw ki.
T eo rety czn a, o p ty m a ln a m ap a fluencji nie uw zględnia m ożliw ości m echanicznych k o lim a to ra w ielolistkow ego. To po w o d u je, że re a liz a c ja o p ty m a ln e j m ap y fluencji je s t niem ożliw a. W y n ik a to z o g ra n ic z e n ia p ręd k o ści ru c h u listków k o lim a to ra (m a k sy m a ln a p ręd k o ść to 2 cm /sek) o ra z pozycji listków . W końcow ej fazie tw o rzo n a je s t a k tu a ln a m a p a fluencji w y g en ero w an a z m ap y o p ty m a ln e j. U w zględnia ona m ech an iczn e m ożliw ości podzespołów a k c e le ra to ra .
Listki kolimatora wielolistkowego poruszają się z pewną tolerancją (IMRT - lm m , VMAT - 2.5 mm) [41]. W przypadku, gdy taka tolerancja zostaje przekroczona promieniowanie jest wstrzymywane. Interesujące jest to, co dzieje się gdy błąd ruchu listków jest mniejszy od zakresu tolerancji. Jeżeli zaplanowany ruch listków kolimatora wielolistkowego różni się od rzeczywistego, to rzeczywisty rozkład dawki musi różnić się od zaplanowanego. Pytanie o ile? Czy da się to wyliczyć?
Pozycje listków MLC w trakcie leczenia na akceleratorze biomedycznym
kontrolowane i zarządzane są przez kontroler MLC. Urządzenie to w trakcie realizacji
planu dla każdego pola, czy też łuku leczenia, generuje dla każdej ze stron kolimatora,
pliki zwane plikami DynaLog [31,33,34,36,38-40,42],
t_ast Name, First Name|, 300910-bemb
1 .2 .2 4 6 .3 52.71.5.1499784977.1009943.20100907134 503,6 102
8 -
37.
4 74 8
0 , 2 4 3 , 0 , 1 8 0 0 , 4 0 , 4 5 , 4 3 , 5 0 , 3 0 5 0 . 3 0 5 0 ^ 2 4 4 1 ) ^ 4 4 ^ - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 5 7 1 5 1 4 5 7 ^ ^ 8 , - 2 4 4 8 ,-2AA 1 , 0 , 2 4 3 , 0 , 1 8 0 0 , 4 0 , 4 5 , 4 3 , 5 0 , 3 0 5 0 , 3 0 5 0 , 1 2 4 4 8 , - > 4 4 8 ,- 2 4 4 8 , - 2 4 4 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 1 , A -l4 i , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , -2 , 1 , 0 , 2 4 3 , 0 , 1 8 0 0 , 4 0 , 4 5 , 4 3 , 5 0 , 3 0 5 0 , 3 0 5 0 , - 2 4 4 8 , - >448, - 2 4 4 8 , -2 44 44 8 . - 2 4 4 8 . - 2 4 4 8 . - 2 4 4 8 . - 2 4 4 8 . - 2 4 4 8 . - 2 4 4 8 . -1 «4£ , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 ,
, . - 4 4 4 ? , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 ,
• planowana pozycja listka 1¾¾¾¾¾ aktualna pozycja listka
-2 4 4 8. -2 4 4 8. -2 4 4 8. -2 4 4 8. -24 4 8. -2 4 4 8. -2 4 4 8, -2 4 1 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, ) , -24 4£ -24 4 8, -2 4 4 8, ' 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, 1, -2 4 4 8, -24 4 8, -2 4 4 8,-"
2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, ,1,4 8 5,7 2 8,0,1 8 0 0,4 0 , 45,4 3,50,30 5 0,3 0 5 0, -24 4 8. -2 4 4 8, -2 4 4 8, - 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, - 1,7 2 8,9 7 0,0,1 8 0 0,4 0 , 45,4 3,5 0,305 0,3 0 5 0, -2 4 4 8, -24 4 8, -2 4 4 8, - 2 | 4 , -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -24 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8, -24 4 8, -2 4 4 8 ,- 2 4 4 5 50, -24 4 8, -2 4 4 8, -2 4 4 8 , - 2
0L beam on state (0 lub 1) ^ ¾ ¾ ¾ ¾ ¾ ¾ ¾
, - 2 4 4 » , - 2 4 4 « , - 2 4 4 « , —2 4 4 « , - 2 4 4 « , - 2 4 4 « , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - , 0 , 1 Q 7 0 . 1 ? 1 V 0 . 1 f t 0 0 . 4 0 . 4 S . 4 V S 0 . 3 0 S 0 ^ O S O . - 7 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , -
24 beam hold-off state (0 lub 1) «
' 7 : , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 1 , 9 7 0 , 1 2 1 3 , 0 , 1 8 0 0 , 4 0 , 4 5 , 4 3 , 5 0 , 3 0 5 0 , 3 0 5 0 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8
> 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , -24
n u m p r < s p n m p n tii 5, 50,3050,3050,-2448,-2448,-244«
, - 2 4 4 8 , - H u i n e i o e y m e i i i u
3
, -2448
, -2448
, -2448
, -2448
, -2448
, 13 5 8 , 5 , 0 , 1 , 1 2 1 3 , 1 4 5 8 , 0 , 1 8 0 0 , 4 0 , 4 5 , 4 3 , 5 0 , 3 0 5 0 , 3 0 5 0 , -244 8, - 2 4 4 8 , -2 44J - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , 14 57, 5 , 0 , 1 , 1 2 1 3 , 1 4 5 8 , 0 , 1 8 0 0 , 4 0 , 4 5 , 4 3 , 50, 30 5 0 , 305 0, - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , -244J 244 8, - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , - 2 4 4 8 , -2 4 4 8 ,R y su n ek 1.6.2: F ra g m e n t pliku D ynaL og z zazn aczo n y m i na czerw ono p rzy k ład o w y m i p lan o w an y m i i a k tu a ln y m i pozycjam i listków k o lim a to ra , in fo rm a c ją czy p ro m ien io w an ie było w łączone, czy też nie o ra z n u m erem segm entu.
W trakcie seansu terapeutycznego dla każdego z napromienianych pól (łuków)
kontroler MLC generuje w formacie ASCI dwa pliki DynaLog (rys. 1.6.2) dla każdej ze
stron A i B kolimatora wielolistkowego. Pliki te zawierają informacje zbierane co 50 ms
dotyczące aktualnej i planowanej pozycji każdego z lisków kolimatora (dane zbierane z
dokładnością 0.01 mm), kąta ramienia, kąta kolimatora (precyzja odczytu kątów to 0.1
stopnia), „fraction dose” (tylko w przypadku IMRT, jest to waga dawki dostarczonej w
danej chwili, przyjmuje wartości od 0 do 25000), „beam on state” (informacja czy
promieniowanie było włączone, czy też nie), „beam hołd o ff state” (informacja o
ewentualnym wstrzymaniu promieniowania), numer segmentu (numer punktu
kontrolnego), pozycji szczęk i kaset kolimatora. Stąd w każdym segmencie planu leczenia
powyższe informacje zapisywane są wielokrotnie. Po zakończeniu seansu pliki te są
kasowane. Aby temu zapobiec, używane jest oprogramowanie synchronizujące
umożliwiające kopiowanie plików DynaLog w czasie rzeczywistym z komputera
sterującego pracą akceleratora na serwer bazodanowy, wspólny dla wszystkich urządzeń
stosowanych do planowania i realizacji radioterapii.
2. CEL PRACY
2.1 Cel ogólny
Celem pracy było opracowanie metody weryfikacji planów leczenia techniki dynamicznej bazującej na ocenie ruchu listków kolimatora wielolistkowego.
2.2 Cele szczegółowe
1. Opracowanie algorytmu programu komputerowego umożliwiającego transfer danych ruchu listków kolimatora akceleratora biomedycznego do systemu planowania leczenia (program autorski).
2. Rekonstrukcja rozkładu dawki na podstawie odczytanych zrealizowanych ruchów listków kolimatora.
3. Porównanie obliczonych i zrealizowanych rozkładów dawek dla regionu napromieniania głowy - szyi oraz jam y brzusznej - miednicy.
4. Rekonstrukcja rozkładu dawki niepełnego seansu terapeutycznego oraz
opracowanie algorytmu umożliwiającego dopromienienie brakującej
dawki frakcyjnej.
3. M ATERIAŁY I M ETODY
W szystkie pomiary wykonywane były na akceleratorach serii Clinac - CL23EX firmy Varian Medical Systems, wyposażonych w 120 listkowe kolimatory wielolistkowe oraz możliwość realizacji terapii w technikach dynamicznych: IM RT i RapidArc (VMAT).
Plany przeliczane były w systemie TPS ECLIPSE wersja 10, za pomocą algorytmów AAA 8.6.14 oraz AAA 10.0.28 (ang. Anisotropic Analytical Algorithm). Do weryfikacji przedstawionej metody rekonstrukcji dawki użyty został algorytm PDIP 10.0.28 (ang.
Portal Dose Image Predictioń) umożliwiający wygenerowanie map fluencji dla planów w technice VMAT, oznacza to, że dzięki niemu możliwe były pomiary map fluencji na urządzeniu EPID, czego nie umożliwiała poprzednia wersja algorytmu.
3.1 Międzyfrakcyjna analiza błędu ruchu listków kolimatora wielolistkowego
Pierwszym krokiem w kierunku dokładniejszej weryfikacji planów wykonanych w technikach dynamicznych było napisanie oprogramowania umożliwiającego analizę błędu ruchu listków kolimatora wielolistkowego. Analiza miała polegać nie tylko na analizie błędu ruchu listków kolimatora dla pojedynczego pola (czy też łuku) leczenia, ale w szczególności do sprawdzenia stabilności (powtarzalności) realizacji poszczególnych pól (łuków) leczenia w trakcie wszystkich frakcji leczenia [48].
Do analizy błędu ruchu listków kolimatora wykorzystałem pliki DynaLog, a dokładniej mówiąc zawarte w nich aktualne i zaplanowane pozycje listków kolimatora zapisywane co 50 ms. W trakcie analiz porównywane były błędy ruchu listków kolimatora pomiędzy wszystkimi frakcjami leczenia dla każdego pola, czy też łuku z planu leczenia.
Pierwsza frakcja była frakcją referencyjną. W celu zautomatyzowania przeprowadzanych
analiz napisałem, w języku programowania Delphi [47], program MLCtracker. Rysunek
3.1.1 przedstawia schemat przepływu danych w trakcie analizy. W pierwszym kroku pliki
DynaLog kopiowane są w czasie rzeczywistym z komputera sterującego pracą akceleratora
na serwer. Następnie po zakończeniu pracy akceleratorów pliki te kopiowane są na stację
lokalną, na której zainstalowany program (autorski) MLCtracker dokonuje analizy. Wyniki zapisywane są do bazy danych znajdującej się na jednym z serwerów.
KOPIOWANIE PLIKÓW dlg W CZASIE RZECZYWISTYM
AK CELERA TO R (KON TROLER MLC)
KOPIOWANIE
PLIKÓW ZAPIS
WYNIKÓW DO BAZY DANYCH ANALIZA PLIKÓW dlg
MLCtracker
R y su n ek 3.1.1: S c h em at p rzep ły w u d a n y c h w tra k c ie an alizy przez p ro g ra m M L C tra c k e r. W pierw szym k ro k u pliki D ynaL og kopiow ane są w czasie rzeczyw istym na serw er. N astęp n ie po zak o ń czen iu p ra c y a k c e le ra to ró w pliki te kop io w an e są na sta c ję lo k aln ą, na k tó re j M L C tra c k e r d o k o n u je an alizy . W y n ik i zap isy w an e są do bazy dan y ch z n a jd u ją c e j się na serw erze.
Do obliczeń błędu ruchu każdego z listków strony A i B kolimatora wielolistkowego zastosowano metodę średnich kwadratów (RMS - ang. Root Mean Sąuare) [38]:
RM S = Y ^ =1{.P lcm .ow anaP ozycjaL istkat — A k tu a ln a P o z y c ja L is tk a t ) 2 n
g d zie:
t — in d e k s p r ó b k i
n — liczeb n o ść p r ó b y (w z ó r 3.1.1)
Błędy obliczone dla każdego z listków wyznaczają krzywe dla strony A i B kolimatora (rys. 3.1.2). M LCtracker wylicza powierzchnię pod krzywą A i B stosując metodę trapezów obliczania całek [49]. Obliczane całki są całkami relatywnymi (RI - ang.
Relative Integrals), ponieważ podczas obliczeń nie uwzględniana była szerokość lisków kolimatora. Oprócz całek RI wyznaczane były również wartości maksymalnego odchylenia MD (ang. M aximum Deviatioń) dla każdej ze stron kolimatora.
R y su n ek 3.1.2: P rz y k ła d obliczonych całe k R I dla o bu stro n A i B k o lim a to ra w ielolistkow ego. W a rto śc i błędów w y rażo n e są w m ilim e tra c h ta k j a k całki R I ja k o , że są to całki relaty w n e (szerokość listk a nie była b ra n a pod uw agę). O b liczo n a ró żn ica pom iędzy z a p la n o w a n ą i rea liz o w a n ą pozycją listk a k o lim a to ra nie p rz e k ra c z a 0.5 mm (!), kiedy ró żn ice są w iększe od I m m d la tech n ik i IM R T (dla tech n ik i V M A T w iększe od 2.5 m m ) p ro g ra m z a rz ą d z a ją c y p ra c ą a k c e le ra to ra w yłącza realizację te ra p ii. Są to p ro g ra m y zw ięk szające bezpieczeństw o te ra p ii.
Rysunek 3.1.3 przedstawia przykładowe porównanie obliczonych wartości RI i MD
dla wybranego łuku z planu leczenia na przestrzeni 14 frakcji.
numer frakcji
R y su n ek 3.1.3: P rzy k ład o w e p o ró w n a n ie obliczonych w a rto śc i RI i M D d la w y b ra n e g o lu k u z p la n u leczenia na p rz e s trz e n i 14 fra k c ji. R óżnice p om iędzy fra k c ja m i w y rażo n e są w p ro c e n ta c h . C zerw o n e linie o d p o w ia d a ją w arto ścio m śre d n im . T ak i z b ió r g en ero w an y je s t d la każdego leczonego p a c je n ta w tech n ik ach dyn am iczn y ch (realizo w an y ch na a k c e le ra to ra c h serii C lin ac - V M S).
Przy użyciu programu M LCtracker przeanalizowałem ok. 500000 pól IMRT i VMAT. Do analizy statystycznej losowo wybrałem 3720 pól, odpowiadających kompletnemu leczeniu 30 pacjentów. W przypadku bezawaryjnej pracy kolimatora wartość średnia plus odchylenie standardowe dla RI wyniosła 4.02%, natomiast dla wartości MD
10.16%. W obu przypadkach jest to odchylenie od wartości pomiaru referencyjnego.
M LCtracker to oprogramowanie o szerokim zastosowaniu. Przy pomocy M LCtracker’a podjąłem próbę sprawdzenia zależności sumy całek RI dla strony A i B kolimatora (oznaczonej jako SRI - ang. Sum o f Relative Integrals) od położenia kąta ramienia akceleratora dla planów IMRT. Pola w ilości 3730 zostały podzielone na 8 przedziałów (0°,45°], (45°,90°], (90°,135°], (135°,180°], (180°,225°], (225°,270°], (270°,315°], (315°,360°]. W ybór przedziałów został przeprowadzony tak, by w każdym z nich znalazła się adekwatna liczba prób do wykonania analizy statystycznej. Zmiana przedziałów nie wpływała na wynik analizy. Tendencja z rysunku 3.1.4 pozostawała zachowana. Analizę statystyczną wykonałem testem nieparametrycznym Kurkal -W allis.
Wykazałem, że na poziomie istotności p < 0.05 istnieje zależność statystyczna pomiędzy
SRI, a grupami kątów ramienia akceleratora. Największą wartość SRI zanotowano dla przedziału (135°,180°], a najm niejszą dla przedziałów (45°,90°] oraz (225°,270°].
R y su n ek 3.1.4: Z ależność sum y całe k R I stro n A i B k o lim a to ra (SR I w y rażo n e w m ilim etrach ) od k ą ta ra m ie n ia a k c e le ra to ra (po d ział na 8 g ru p : (0 ° ,4 5 ° |, (4 5 ° ,9 0 ° |, (9 0 ° ,1 3 5 ° |, (1 3 5 °, 180°], (1 8 0 °,2 2 5 °|, (2 2 5 °,2 7 0 °|, (2 7 0 ° ,3 1 5 ° |, (3 1 5 °,3 6 0 °|). N ajw ięk szą w a rto ść SR I z a n o to w an o d la p rz ed ziału (1 3 5 ° ,1 8 0 ° |, a n ajm n ie jsz ą dla przed ziałó w (4 5 ° ,9 0 ° | o ra z (2 2 5 °,2 7 0 °|.
Skąd wzięły się te różnice? Możliwe jest, że wynikało to z wielkości analizowanych pól.
Próba pod tym względem nie była jednorodna. Zatem należało sprawdzić zależność SRI od wielkości pola, a co za tym idzie od liczby listków poruszających się w danym polu podczas leczenia. Wybrane zostały trzy przedziały (0°,60°], (60°,68°], (68°, 120°]
odpowiadające liczbie poruszających się listków w trakcie napromieniania. Przedziały
zostały dobrane tak by liczebność znajdujących się w nich danych była zbliżona (ok. 1200
próbek w każdym). Przy innych podziałach (np. na dwie grupy pierwsza do 80, druga do
120 listków) statystyki pozostawały bez zmian. Rysunek 3.1.5 przedstawia zależność SRI
od grup sumy listków.
R y su n ek 3.1.5: Z ależność su m y całe k R I dla stro n y A i B k o lim a to ra (SR I w y rażo n e w m ilim etrach ) od liczby listków p o ru szający ch się w tr a k c ie n a p ro m ie n ia n ia (trz y p rzed ziały (0 ° ,6 0 ° |, (6 0 ° ,6 8 ° |, (6 8 °,1 2 0 °|). P rzed ziały zostały d o b ra n e ta k , by liczebność z n a jd u ją c y c h się w nich d an y ch była zb liżo n a (ok. 1200 p ró b e k w każdym ).
Test nieparametryczny Kurskal - Walis wykazał iż na poziomie istotności p < 0.05 różnice pomiędzy grupami sumy listków ze względy na wartość SRI są istotne statystycznie.
Następnie wykonałem wykres zależności pomiędzy liczbą ruszających się listków, a wartością SRI (rys. 3.1.6).
SRI = 0 938+0 .1156"x
liczba listków po ru sza ją cy ch się w tra k cie n ap ro m ien ia n ia
R y su n ek 3.1.6: W y k res zależności pom iędzy liczbą ru s z a ją c y c h się listków , a w a rto śc ią SR I |m m |. O bliczenia
w sk a z u ją , że im w iększa liczba p o ru sz a ją c y c h się listków , tym su m a błędów ich położenia je s t w iększa.
Zatem zarówno statystyki jak i wykres zależności liczby listków od wartości SRI wskazują jednoznacznie, iż im więcej listków porusza się podczas napromieniania tym wartość SRI jest większa. Należało się tego spodziewać, ponieważ SRI to suma powierzchni pod krzywymi błędów ruchu listków, a każdy poruszający się listek wpływa na wielkość obliczanej powierzchni. Zatem im większe pole tym więcej poruszających się listków co przekłada się na większą wartość całki SRI.
Wróćmy jeszcze raz do zależności wartości SRI od kąta ramienia akceleratora. Tak, jak napisałem, próba na której wykonałem analizy statystyczne nie była jednorodna pod względem wielkości pól, a co za tym idzie również pod względem ilości poruszających się listków. Wykazałem również zależność pomiędzy liczbą listków, a wartością SRI. Zatem powinniśmy sprawdzić, jak kształtuje się średnia liczba poruszających się listków w polach, które znalazły się w przedziałach (0°,45°], (45°,90°], (90°, 135°], (135°,180°], (180°,225°], (225°,270°], (270°,315°], (315°,360°]. Rysunek 3.1.7 pokazuje powyższą zależność.
R y su n ek 3.1.7: Z ależność śre d n ie j liczby p o ru sz a ją c y c h się listków w polach od k ą ta ra m ie n ia a k c e le ra to ra
(p rzed ziały kątó w : (0 ° ,4 5 ° |, (4 5 ° ,9 0 ° |, (9 0 ° ,1 3 5 ° |, (1 3 5 °,1 8 0 °|, (1 8 0 ° ,2 2 5 ° |, (2 2 5 °,2 7 0 °|, (2 7 0 °,3 1 5 °|,
(3 1 5 °,3 6 0 °|).
Jak łatwo zauważyć, wykres ten pokrywa się z wykresem dla wartości SRI (patrz rys.
3.1.4). Zatem istotność statystyczna zależności SRI od kąta ramienia akceleratora tak naprawdę jest zależnością wartości SRI od wielkości pola leczenia. Aby sprawdzić zależność SRI od kąta ramienia akceleratora, należałoby powtórzyć pomiary, podczas których napromieniano by pola o jednakowej wielkości (o jednakowej liczbie poruszających się listków) pod różnymi kątami ramienia. Uzyskane wówczas wyniki w wiarygodny sposób wykazałyby czy taka zależność istnieje. Badania prowadzone na całym świecie pokazują, że kąt ramienia akceleratora wpływa na ruch lisków MLC i jest to statystycznie istotne. Jednak wielkość błędu wynikającego z wpływu grawitacji jest mała [25],
Porównałem również pracę pięciu kolimatorów 120 listkowych (120 Millenium MLC). Różnice nie były istotne statystycznie.
Podczas przeprowadzanych analiz wykazałem, że Dose Rate (moc wiązki) ma istotne znaczenie w przypadku obliczanych przez program wartość RI i MD. Im większa moc dawki tym większe błędy, jednak pozostające w zakresie tolerancji. Poniższy rysunek 3.1.8 przedstawia różnice wartości RI dla planów wykonanych z użyciem mocy wiązki 100 i 600 MU/min. We wszyskich przypadkach zanotowano zdecydowanie większe błędy dla planów z mocą wiązki 600 MU/min. Więcej informacji na ten temat można znaleźć w artykule [26],
R y su n ek 3.1.8: P o ró w n an ie błędów ru ch listków k o lim a to ra w ielolistkow ego z a re je stro w a n y c h dla planów
w y konanych z m ocą w iązk i 100 M U /m in o ra z 600 M U /m in. O b licza n e całki są całk a m i relaty w n y m i. W
p o ró w n a n iu b ra n o pod uw agę sum ę całe k d la o bu s tro n k o lim a to ra w ielolistkow ego A i B. W e w szyskich
p rz y p a d k a c h zan o to w an o zd ecy d o w an ie w iększe błędy d la p lan ó w z m ocą w iązki 600 M U /m in.
Niestety, nie udało się wykazać korelacji pomiędzy uzyskiwanymi błędami ruchu listków kolimatora, a błędami uzyskiwanymi w trakcie porównywania teoretycznych i rzeczywistych map fluencji. Stąd pomysł na rekonstrukcję rzeczywistego rozkładu dawki 3D.
Dalsza część pracy poświęcona jest technice VMAT. To dlatego, że podczas planowania w technice VMAT używana moc wiązki jest dwukrotnie wyższa od mocy wiązki w przypadku techniki IMRT (VM AT - 600 MU/min, a IMRT - 300 MU/min). Stąd realizacja planów w technice VMAT narażona jest na większe błędy [26,45], Technika VMAT w przypadku której, ramię akceleratora porusza się z różną prędkością kątową wraz z jednoczesnym ruchem listków MLC oraz płynną, zaplanowaną zmianą mocy dawki, jest rozwinięciem techniki IMRT. Rekonstrukcja dawki dla obu technik jest analogiczna. Skupiając się na technice VMAT przedstawię dodatkowo aspekt modulacji mocy wiązki i prędkości obrotu ramienia akceleratora.
3.2 Proces planowania leczenia
Proces planowania leczenia rozkładu dawki w radioterapii, zaczyna się od
przygotowania pacjenta. W pierwszym kroku wykonywana jest stabilizacja pacjenta przy
pomocy maski termoplastycznej lub materaca próżniowego. Tak przygotowanemu
pacjentowi wykonywana jest tomografia komputerowa (w części przypadków
wykonywane jest również badanie rezonansem magnetycznym MR, czy też badanie PET -
pozytonowa emisyjna tomografia komputerowa). Skany z tomografii przesyłane są w
formacie DICOM do systemu planowania leczenia poprzez serwer obrazowy. W systemie
planowania, po zaim portowaniu tomografii, wykonywane są obrysy struktur krytycznych,
definiowane są objętości do napromieniania (wrysowywana jest struktura tarczowa),
następnie definiowana jest geometria wiązek promieniowania i wykonuje się obliczenia
dawek. W przypadku technik dynamicznych pierwszym elementem obliczeń jest proces
optymalizacji. W wyniku tego procesu obliczana jest optymalna mapa fluencji, która
przeliczana jest na aktualną, uwzględniającą możliwości mechaniczne akceleratora. Na
podstawie aktualnej mapy fluencji wykonywane są obliczenia trójwymiarowego rozkładu
dawki. Tak przygotowany plan, po akceptacji lekarza prowadzącego, przesyłany jest w
postaci pliku RTplan.dcm do bazy danych [44]. Wybór pacjenta do leczenia na
akceleratorze powoduje, że plan z bazy danych przesyłany jest na lokalny komputer sterujący pracą akceleratora Na podstawie przesłanego pliku możliwa jest realizacja zaplanowanego leczenia.
R y su n ek 3.2.1: P roces p la n o w a n ia leczenia zaczy n a się od p rzy g o to w an ia sta b iliz a c ji p a c je n ta , czyli w y k o n u je się m ask ę te rm o p la sty c z n ą , m a te ra c p ró żn io w y lub sto su je się innego ro d z a ju d e d y k o w an e u k ład y np. A iO Firmy O R F IT . T a k p rzy g o to w an em u p acje n to w i w y k o n y w an a je s t to m o g ra fia k o m p u te ro w a . S k an y z to m o g rafii p rzesy łan e są w fo rm acie D 1CO M do system u p la n o w a n ia leczenia p o p rzez s e rw e r o b razo w y . W system ie p lan o w an ia , po z a im p o rto w a n iu to m o g rafii, w y k o n y w an e są o b ry sy s t r u k tu r k ry ty czn y ch , w ry so w y w an a je st s tr u k tu r a ta rc z o w a , w ykonyw any je s t plan leczenia, k tó ry p o d d aw an y je s t procesow i o p ty m alizacji (dla tech n ik d y n am iczn y ch ). T a k p rzy g o to w an y plan, po a k c e p ta c ji le k arza, p rzesy łan y je s t w postaci pliku R T p lan .d cm do bazy d a n y c h sk ąd plan ten p o b ie ra n y je s t na a k c e le ra to r.
3.3 Budowa pliku RTplan.dcm w formacie DICOM
Czym jest plik RTplan.dcm? Jest to plik w formacie DICOM. Zawiera wszystkie informacje potrzebne do przeprowadzenia leczenia na aparacie terapeutycznym, między innymi dane pacjenta, szczegóły planu leczenia: wszystkie punkty kontrolne, a w nich pozycje listków, pozycje ramienia akceleratora, planowaną dawkę.
Czym jest plik DICOM i jak jest zbudowany [27,30]? DICOM, Digital Imaging
and Communications in Medicine (Obrazowanie Cyfrowe i W ymiana Obrazów w
Medycynie) - norma opracowana przez ACR/NEMA (American College o f Radiology /
National Electrical Manufacturers Associatioń) dla potrzeb ujednolicenia wymiany i interpretacji danych medycznych reprezentujących lub związanych z obrazami diagnostycznymi w medycynie. Jest to plik zapisany w formacie binam o - tekstowym.
Tekst używany jest do zapisu takich informacji jak np. nazwiska, daty, ID i innych łańcuchów tekstowych. Natom iast format binarny używany jest do kodowania pojedynczych wartości numerycznych lub całych sekwencji numerycznych (np. pikseli obrazu). Plik DICOM zbudowany jest z szeregu segmentów. N a segment składa się:
• DICOM Tag (numer grupy, numer elementu) - zajmuje 4 bajty, na jego podstawie w bibliotece D ICO M ’owej możemy sprawdzić jakie dane są tutaj przechowywane,
• typ danych - zajmuje 2 bajty,
• liczbę bajtów zarezerwowanych do przechowywania zawartości DICOM Tag’u - zajmuje 2 bajty,
• zawartość DICOM tag’u.
Rysunek 3.3.1 przedstawia fragment pliku DICOM otwartego w programie ‘N o ta tn ik’. Jak dobrze widać bez specjalistycznego oprogramowania nie jesteśm y w stanie wiele się z niego dowiedzieć.
DICMi ULJ « i OB i i * | Ul 1.2 B40 10008.5.14.1.1 4S1.5 n L UI2 1.2.246.352.71 $.122968938.1612320.201206011025051 6.30000012032606051007800000954 g f J 3luk0L i » 1 0 - Q 201206010* Jl 102610.946000 0 Q C U R A T N E O ffl P A T IE N T & f* f #■* O l 1 1 Ol! 2 1-2-246.352 71.10.122968938765149.20120- c t f S y s s m j C l Ira ty u Onkdogi D f r H 23000Ct f 4070i 0P t lO O f l STANDAROO, fi C L2 3 E X -jłv*r O h MU0*J lOOOOfh p i 0 , - A S Y M X 0 t i ^ \ r ^ 0 . - ASYMYO
*20.62V23 05V27 38V17.6\2 8e-1V2.6V18.95l16 72V18.45V15V5V9.3A-68.27V1.75H.75V1 75V1.75V1.75V176V1.75V175V1 75V175V1 75V175V1 75V1 75V1 75V175V1 75V175V1.7SV1.75V1.75V175V175V175V‘
91V23.2SV17.$V4.41V-6 2SV14.81\12.59V12.31V15V5V9.37V66.27V1.75V1.75V1 75V1.75H.75V1 76V1.76V1.75V17SV1.75V176V175V175V17S-1.75V175V175V175V1.7SV1 75V1 7 5 V 1 .7 5 V 1 .7 M 7 M 75V1 75V1 5V175V1.75V175V1.75V175V175V175V175V175V175V1.75H75V175V175V1.75H.75V175V175Vt75V17SV1.75V175V1.75V175V1.75V17SV175\fl2.78>6278V38.1BH8.B6V3.12V6.1**1V6.8Ty6.80U1.B0V14.
5\-175\-1.75\-1.7ae2.7M2.79V-30V18.e»*3.44\4.3ft1.25«.W 11.88\14.38M4.38\16.88\11.25tf.63\1.25\-1.25V11.3®-e575V17»-1.75V175V17a-175\-1.75\-175V17ft-17R-175\-175\-175\-175V-175\-17SV17»-1 -1.75V1.76V1.75V175V1.75V175V1.75V175V17SV175\-17S\-1 7SV1.75V1.75V1 75V1.75V1.750 + 188.1193161818180 i CW04 f 1.6 096922«-2f0P& \ # Of 1 1 6096922«-2f 0 Q i 1 \ f | l Ol
2 .1 14 00 71 **2ł0p » f ł 0 * ? 2 .1 14 00 7l«-2 ?0 Q i 1 f ł * 1 Ot i t O * t f | f f c | 0 . J MLCX0 & i -1.75V175V1.75V1.75V1.75V17SV1.75V1.75V1.7SV1.75V175V175V175V1.75V1.75V1.75V1.75V1 V1.75V175V175V175V1.75V175V175V17SV175V17$V17SV175V1.7$V175\62.2fR62.26V6.B7V19.37V15V2OV5.63V1(M 2.6V8.13V2.37V11.25V8.4V21.2W.5®-1V7.5V16.07V68.27V176V1.75V175V1.75V175V1.'J
\5.4a-1Vl7 27V16.67V13.68V7 92V10V19.37V66.27V1.75V1.75V1 75V1.75V1 75V17SV1.75V1.75V175V175V1.75V1.75V1.75V1 7SV1.75V1.75V176V175V175V175V175V175V175V1.75V175V175V17SV1.75H.7 5V1 75V1.75V1 75V175V175V1.75V175V1 75V1.75V1.75V1.75V1 75V175V175V175H .75V1.7SV175V175V175V17SV175V1 75V175V175V1.7S#2.7B\fi278V6.36V18.Ba4.3W.38\12.19l19.38\5.63\t2.1*16.e8\1 75V62 78tt2.70V6.36V18.86V4.38tf.25\16.88\19.3$\S.38\16.88\16.88\21.88\11.08V15.62l9.38V3.12V18.9fc-S8.33V1.75V1.75V175V17$V175H75V175V175V1.75V1.75V1.75V1.75V1.75V1.75V1.75V1.75V1.75V175V1
1.75V
? 5 .6 4 4 2 1 1 7 *2 ?0 Q i1 75V 1 75V 175V 1 75V 175V
U1 .75V
Ot1.75V
i 130-175V 1.75V
ć i V # ń 0 . J MLCX01 .75V 1.75V 1.75V 1.75 0 ł 202.3579545454550 i C
-175V1.7SV1.75V175V175V176V176V1.7SV175V175V175V17SV1.75V175V175V175V1 7SV1.75V175V17SV17S6226\62;W M f 5 1398968e-2?0P &
\ iO ł f 5.1398968e-2t0Q i 1; O j 1 120«
t\ \1.75V175V1.7SV175V1 75V1.75V175V1.75V175tf2.26'62.26V9.37V6.2*-1V17.5V20V25V16.&7V27.5V27.SV2B7SV30V27.5V2375V20V12.5V9.4*-1V28.46V1.75V1.75V1.75V175V1.75V175V1.75V175V17SV1.75V1.
-18.36V175V1.75V1.75V175V175V1.75V1.75V175V175V175V1.75V17$V1 75V1.7BV1.7R-1 76V176V176V1.75V1.75V1 75V1.75V175V1.75V1.75V1.75V175V1 75V175V175V175V175V175V175V1.7SV1.75V1.
R y su n ek 3.3.1: F ra g m e n t plik u D IC O M o tw o rzo n y w p ro g ra m ie n o ta tn ik . P liki te są b a rd z o d u że i ich fo rm a t nie
pozw ala na ła tw ą in te rp re ta c ję bez sp ecjalisty czn eg o o p ro g ra m o w a n ia . In fo rm a c je w nim z a w a rte w sposób
je d n o z n a c z n y id e n ty fik u ją p a c je n ta .
Rysunek 3.3.2 przedstawia odkodowany fragment pliku DICOM. Widzimy tutaj
uszeregowane ‘DICOM tag-i’ z liczbą bitów przeznaczonych na przechowywanie jego
zawartości, nazwą przechowywanych w nich danych oraz zawartość poszczególnych tag-
ów. Ponadto, by móc odkodować to, co znajduje się w poszczególnym tag-u, musimy
posłużyć się tak zwaną biblioteka DICOM-ową, która jest powszechnie dostępna w
intemecie. Ogólną ideą formatu DICOM jest jego uniwersalność we wszystkich systemach
medycznych. Niestety, w rzeczywistości każdy producent w pewien sposób modyfikuje
ogólnie przyjęte zasady formatu DICOM np. poprzez dodawanie własnych DICOM tag-
ów. Jest to duże utrudnienie, jeżeli podejmujemy się zsynchronizowania urządzeń różnych
producentów. Dlatego poszczególni producenci sprzętu medycznego upowszechniają
informacje na temat budowy plików DICOM. Powszechnie nazywa się to „DICOM
Conformance Statement” [30]. Jeżeli chcemy zmodyfikować informacje zawarte w plikach
DICOM, to każda, nawet najmniejsza wykonana zmiana, musi pociągać za sobą zmianę
liczby elementów w modyfikowanym tag-u oraz tag-ach określających liczbę bitów w
danej sekwencji DICOM-owej. Taką przykładową sekwencją jest np. jeden z segmentów
(punktów kontrolnych) planu leczenia zawierającego informacje o numerze segmentu,
pozycjach listków kolimatora, pozycji kąta ramienia akceleratora, kierunku obrotu
ramienia akceleratora oraz wadze dostarczanej dawki w danym segmencie. W przeciwnym
wypadku zmodyfikowany plik bez takiej korekty jest odrzucany przez każdy system
medyczny jako plik uszkodzony, ponieważ liczba bitów przeznaczonych na
przechowywanie danych jest inna od rzeczywistej liczby bitów. Niestety, niemożliwe jest
zmienianie informacji zawartych w pliku DICOM w przykładowym ‘notatniku’. To
dlatego, że każdy znak ma inną reprezentację bitową, a co za tym idzie potrzebuje innej
liczby bitów by go zapisać. Dodatkowo podczas zapisu modyfikacji w ‘notatniku ’ program
ten w bliżej mi nieznany sposób uszkadza plik DICOM-owy. Dlatego należy posługiwać
się gotowymi edytorami plików DICOM-owych lub opracować do tego celu własne
narzędzie, takie jak program (autorski) DDcon.
(0002 (0 0 0.
£002
( 0 0 0 , ( 0 0 0 2 (0 0 0 2 (0003 (oooa (0003 (0008 (0003 (0002 (0008 (0003 (0002 (0008 (0008 (0008 (0008 (0008 (0003 (0008 (0008 ( 0 0 1 0 (0 0 1 0 (00 10 (0010 (0010 ( 0 0 1 0 (0018 (0018 ( 0 0 2 0 (0 0 2 0 ( 0 0 2 0 (0 0 2 0 ( 0 0 2 0 ( 0 0 2 0 (300A (300A
0 0 0 0) 1 0 0 1 ) 0 0 0
1003) 0 0 1 0) 0 0 1 2) 0005) 0 0 1 2) 0013) 0016) 0018) 0 0 2 0 )
i30
00000004 Group 0002 Length
0002^002 File Mgta,-I^£c^3rAtion Verslon 500000?E!S«gcłia Stored SOF Class~ 2 s >
o
0 0 0' 0 0 0' 0 0 0' 0 0 0' 0 0 0' 0 0 0' 000
0060) 0070) 0090) 1 0 1 0 ) 1030) 103E) 1043) 1070) 1090) 0 0 1 0) 0 0 2 0 ) 0030) 0032) 0040) 1 0 0 0) 1 0 0 0) 1 0 2 0) 000D) 000E) 0 0 1 0) 0 0 1 1 ) 0052) 1040) 0 0 0 2) 0003)
32 Medi!^?tor?3 0012 Transfer Syn 0014 IoFleir.er.tati OOOA Specific Cha
SE^Tnstance UID ax UID
n Class UID acter Set
00 01
J Ś <0 ■ 10008. 5 ■ 1 . « . 1 .1 . J a
0008 Instance
creltoazwa tag-u
000E instance Creation Time 001E SOP Class UID
°44ość C e m e n t ó w w tag-u
00000008 Study Date 0000006 5tudy Tlrr.e
n u m ^ r ^ u p y , n u m er
00000006 Modality 00000016 Manufacturer
00000018 Referring Physician's Nair.e 00000006 Statlon Nair.e
OOOOOOIE Study Descrlption 00000012 Series Description 00000016 Physlcian(s) of Record 00000006 Operators Name
0000000C Manufacturer*s Model Name 0000000C Patient's Name
0000000E Patient ID
00000008 Patient's Birth Date 00000006 Patient's Birth Time 00000000 Patient's Sex 0000000C Other Patient IDs 0000000A Device Serial Numfcer 00000008 Software Version(s) 0000003C Study instance UID 00000032 Series instance UID 00000006 Study ID
00000002 Series Number
Frarne of Reference UID Position Reference Indicator 00000002 RT Plan Label
00000008 RT Plan Name
1.2.2 46T3S?^T1S. 1224J&938.1549990.20120405115659 1.2.840.10008.1.2
i.2.246.352.70.2Zaw arto ść tag-u
. I^O_IR 100
(2 bajt\^120405
115711.421000
. 1 ^2.240.10008.5.1.4.1.1.481.5
(2 bajtyj2.
246.352.71.5.122968938.1549990.20120405115659elem eniajjss (2 + 2 bajty)
RTPLAN
Varian Medical Systems I KliniJca Radioterapii_
AlOBOK
Neclc^NeclcRcutinePLzCM (Adult) ARIA RadCnc Plans
Dr med woytaz
ARIA RadOnc 250610-WLAWTR 19250404 0 0 0 0 0 0
00000038 0 0 0 0 0 0 0 0
1 2 2 9 6 8 9 3 8 10.0.34
1 . 3 . 1 2 . 2 . 1 1 0 7 .5 .8 .3 .8 0 7 6 6 5 .5 2 5 3 5 4 .5 5 5 6 5 7 4 8 .2 0 1 0 0 6 2 5 1 0 0 9 1 7 9 2 1.2.24 6 .352.71.2.1229 6 3 9 3 e .7983544.20120404092431
350755 36
1.3.12.2.1107.5.1.4.49236.30000010062509330423400001753 1E
RapidArc
R y su n ek 3.3.2: O d k o d o w an y fra g m e n t p liku D IC O M . W idzim y tu ta j u szereg o w an e ‘D IC O M ta g -i’ z liczbą bitów p rzezn aczo n y ch na p rzech o w y w an ie jeg o zaw arto ści, n azw ą p rzech o w y w an y ch w nich d an y ch o ra z zaw arto ść poszczególnych tag-ów .
3.4 Rekonstrukcja dawki 3D
W trakcie seansu terapeutycznego kontroler MLC dla każdego z pól (łuków) leczenia generuje pliki DynaLog, które w czasie rzeczywistym są kopiowane na serwer.
Następnie z systemu planowania możliwe jest wyeksportowanie planu leczenia w postaci pliku RTplan.dcm.
Algorytm (autorski) rekonstrukcji trójwymiarowej rozkładu dawki jest następujący:
należy wygenerować nowy plik RTplan.dcm, który powstanie na bazie oryginalnego pliku
RTplan.dcm poprzez zamienianie planowanych pozycji listków i kąta ramienia
akceleratora na pozycje zrealizowane w trakcie leczenia pochodzące z plików DynaLog
(rys. 3.4.1).
wygenerowanie nowego planu RTplan.dcm
AKCELERATOR (KONTROLER MLC) STACJADO PLANOWANIA- ECLIPSE
w ImJSI
Kopiowanie plików DynaLog.dlg w czasie rzeczywistym
Export pliku RTplan.dcm
Import nowego pliku RTplan.dcm
- program DDcon.exe
