Perfeccionamiento de un sistema para verificar tratamientos de radioterapia y diseño del nuevo entorno vera

  1. Ovejero Mayoral, María Del Carmen
Dirigida por:
  1. Alfredo Pérez Vega-Leal Director/a
  2. José Manuel Espino Navas Director/a

Universidad de defensa: Universidad de Sevilla

Fecha de defensa: 29 de junio de 2015

Tribunal:
  1. Melquiades Casas Ruiz Presidente
  2. Francisco Rogelio Palomo Pinto Secretario/a
  3. Rafael Arráns de Lara Vocal
  4. José Antonio Dueñas Ruiz Vocal
  5. José Manuel Quesada Molina Vocal

Tipo: Tesis

Teseo: 381407 DIALNET lock_openIdus editor

Resumen

Resumen Introducción La radioterapia es hoy día una técnica ampliamente utilizada en el tratamiento de tumores. Según los tratamientos evolucionan y aumenta su complejidad, se hace necesario un desarrollo paralelo para verificar tratamientos de radioterapia. La complejidad de los nuevos tratamientos de radioterapia hace necesaria su verificación individualizada. Antecedentes El presente trabajo se encuadra dentro del nuevo plan de perfeccionamiento del proyecto ¿Radia¿, consistente en el desarrollo de un nuevo sistema de verificación de tratamientos de radioterapia. En él se ha realizado una revisión de diseño de todo el conjunto con el fin de optimizar los resultados previos obtenidos. Hipótesis y objetivos La complejidad de los nuevos tratamientos de radioterapia hace necesaria una verificación individualizada de los mismos. Este es el objetivo general del proyecto, que desarrolla un nuevo sistema de detección que permite la obtención de mapas de dosis en planos axiales, en general, paralelos a los ejes de radiación. Tras los buenos resultados iníciales en los que se utilizaba un detector comercial de tiras de silicio, se ha procedido al diseño específico y al desarrollo de un nuevo sistema de detección con el fin de mejorar la resolución espacial y el tiempo de adquisición para la verificación de un tratamiento completo. El sistema consta de: a) un nuevo detector que utiliza la tecnología comercial BB7 de silicio en la forma ¿dual chip¿ montados en una configuración ¿back to back¿, construido en colaboración con la empresa Micronsemiconductor Ltd; b) sistema de adquisición de datos de 64 canales, específicamente diseñado al efecto, con capacidad para leer cada una de las tiras del detector, permitiendo aprovechar al máximo su sensibilidad; c) interfaz de control para el DAQ y análisis de los datos adquiridos, que permite mejorar la velocidad de verificación; d) maniquíes específicamente desarrollados para caracterizar el detector: maniquí plano para la calibración, maniquí cilíndrico buscando recrear condiciones cercanas a las que se encuentran normalmente en el entorno clínico, para la verificación de tratamientos. Metodología y plan de trabajo Las pruebas se han llevado a cabo con un acelerador linac de uso clínico Siemens Primus operando en el modo fotones de 6MV. Se aplican varios protocolos de medida: a) Detector dentro del maniquí plano: calibración y caracterización del detector. b) Detector dentro del maniquí cilíndrico: irradiación con tratamientos reales. El detector se encuentra contenido en una caja que minimiza los huecos de aire que pueden distorsionar los resultados. En los distintos experimentos, el conjunto formado por detector y caja se introduce en el maniquí plano construido para caracterizar el detector, o en el maniquí cilíndrico, para aplicar los distintos tratamientos. Tras la toma de datos en la configuración a) se hará un análisis buscando caracterizar la respuesta del detector, aquellos parámetros de interés para verificar tratamientos de radioterapia: linealidad, uniformidad, PDD, penumbra y calibración a dosis. En paralelo se desarrolla una interfaz que permite no sólo la adquisición y control del dispositivo experimental, si no el análisis de los datos y por tanto la caracterización dosimétrica del detector, la reconstrucción del mapa de dosis y la comparación de este mapa de dosis con la salida del planificador del hospital, mediante el cálculo del factor Gamma. Puesto que el maniquí cilíndrico y el detector para tomar medidas en el plano axial no están disponibles, se realiza una validación de la interfaz con datos simulados. Conclusiones El trabajo presentado en esta memoria, desarrollado dentro de la colaboración Radia, contiene la revisión de diseño del sistema para veri_car tratamientos complejos de radioterapia previamente patentado. El objetivo es la construcción, caracterización y puesta en marcha de un nuevo prototipo, mejorado respecto al anterior, que permita dicha verificación con la obtención de mapas de dosis en el plano axial. Se ha diseñado un nuevo detector, con mayor número de tiras detectoras, con el objetivo de mejorar la resolución espacial y el resultado de la reconstrucción del mapa de dosis. El detector presenta un mayor tamaño que en el primer prototipo, permitiendo verificar tratamientos con zonas de mayores dimensiones. Como consecuencia de las nuevas dimensiones también se ha diseñado un nuevo sistema mecánico para su alojamiento en condiciones de equilibrio electrónico. Para reproducir las condiciones dosimétricas estándar se ha diseñado un maniquí plano, mientras que para ubicar el detector en condiciones de tratamiento se ha desarrollado uno cilíndrico. Para medir la señal generada en el detector en ambas situaciones se ha hecho el diseño e implementación de una nueva electrónica, cuyo principal requisito es tener una salida lineal durante el intervalo de irradiación del detector con el acelerador clínico hasta 500 UM. Para ajustar el rango en que la electrónica tiene una salida lineal, se han hecho una serie de irradiaciones con ésta conectada al detector, estando éste en condiciones en que la dosis absorbida es uniforme (campo plano). Se ha seleccionado el valor y tipo de condensador en el circuito integrador que permite una respuesta lineal en todo el rango de irradiación. La salida de la electrónica o la respuesta del sistema es la lectura de la tensión acumulada en un circuito integrador digitalizada por un ADC con 15 bits efectivos, luego la resolución teórica a la salida, suponiendo 1 UM igual a 1 cGy, obtenida como la relación entre el rango de 500 UM y los 215 niveles de cuantización del digitalizador resulta 0.015 cGy. Hemos hecho una caracterización tanto del nivel de ruido asociado a la señal generada en el detector durante la radiación con el acelerador, como el que introduce la cadena de adquisición sin irradiación del detector. El estudio del ruido en la cadena electrónica se ha hecho para el detector polarizado a la tensión fija de trabajo. Hemos cuantificado la contribución de cada una de las posibles fuentes de ruido en el sistema: la mayor componente de ruido electrónico en ausencia de radiación en el DAQ es debido al propio ADC, y el Schokkty en el detector. Cuando radiamos, el ruido inducido por la corriente de radiación es mayor que el ruido propio del sistema sin irradiar. Podemos concluir que el nivel de ruido de la electrónica no supone un límite en la medida de la carga acumulada por dosis recibida. La mayor fuente de ruido es la corriente de oscuridad, cuyo valor debe corregirse en la lectura a la salida. La función de transferencia o valor de la lectura a la salida de la electrónica, queda definido por el valor de la pendiente de la recta digitalizada y el tiempo de irradiación (proporcional al número de UM). Este valor de pendiente, a cuya inversa hemos llamado ganancia, no es completamente lineal. Presenta una pequeña no linealidad de segundo orden, cuyo origen probablemente esté en el propio ADC. Como conclusión, los límites de la función de transferencia están definidos así: el nivel mínimo digitalizable viene definido por la frecuencia de muestreo y nivel que saca de saturación el ADC, mientras que el nivel máximo lineal viene definido por el condensador. Hemos caracterizado las incertidumbres del sistema, su origen puede ser sistemático (ganancia) y/ó estadístico (ruido, repetibilidad). La cota de incertidumbre de la medida también ha sido calculada, cada lectura de salida puede darse con un 0.3%. La mayor contribución se debe al error sistemático. De este modo tenemos el conocimiento del sistema que nos permite tanto corregir el nivel de ruido como determinar la incertidumbre con que ha sido realizada una medida. El conjunto de medidas que hemos llevado a cabo nos ha permitido la caracterización dosimétrica del detector: Hemos determinado a qué valor de dosis corresponde cada valor digital, irradiando el detector en condiciones en que la dosis absorbida es uniforme. De este modo la corrección de la no uniformidad en la respuesta de cada una de las tiras, incluyendo los efectos del dispositivo experimental, se incluye en el factor de calibración a dosis. La resolución en energía una vez superado el umbral de dosis mínima es de 0.017cGy, según se estimó a partir del número de bits del digitalizador. Llegamos al mismo valor de resolución a través de la dosis estimada para la carga equivalente a 0.15 mV. La señal mínima de entrada que se puede calibrar son 2 UM; a partir de este valor de entrada, podemos determinar la salida en dosis. Este umbral del sistema se debe al número mínimo de muestras que permiten reconstruir el valor de pendiente: depende de la frecuencia de muestreo del ADC. Para poder medir hasta 1 UM haría falta un digitalizador que permitiese aumentar dicha frecuencia; pero la tasa de dosis del propio acelerador por debajo de 4 UM puede no ser lineal, luego la incertidumbre de la salida del acelerador puede ser mayor que la incertidumbre al convertir a dosis la lectura con nuestro sistema de medida. Como conclusión el umbral de dosis que se puede medir no estaría limitado por el sistema Radia, sino por las incertidumbres del acelerador. Con los datos a día de hoy no hemos podido hacer un estudio. La reproducibilidad de las medidas en un periodo de tres meses está dentro de un 1 %, por lo cual se puede considerar bastante buena. El error de linealidad es aceptable, menor que en el prototipo anterior. Ha podido medirse una PDD, con un error menor al 1% respecto a los datos tomados como referencia de un hospital. Aunque este detector no ha sido diseñado para la medida del output factor, vemos como para campos de 5 x 5 la desviación no es mayor que un 2% lo cual confirma la validez de la calibración para distintos tamaños de campo. Podemos determinar la zona de penumbra: 4 x 1 mm en el eje X, 5 x 1 mm en el eje Y, el límite en la medida de penumbra viene determinado por el ancho de la tira (2 mm) del detector. En paralelo se ha desarrollado el nuevo entorno de trabajo VeRa: herramienta software que permite no sólo controlar el dispositivo experimental, sino también obtener la caracterización como dosímetro de un detector, la reconstrucción del mapa de dosis de un tratamiento real, así como su comparación con los datos calculados por un planificador ó con medidas obtenidas con otros métodos, mediante el cálculo del índice gamma. Se presenta una primera versión de VeRa, mostrando las capacidades de dicho entorno en un servicio de radiofísica, utilizando datos del primer prototipo de Radia, al no tener disponible el material para hacer las medidas en el plano axial para este nuevo prototipo.