ΣΥΓΚΡΙΤΙΚΗ ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΚΗ ΑΞΙΟΛΟΓΙΣΗ ΤΗΣ ΧΡΗΣΗΣ ΕΙΚΟΝΩΝ CT ΚΑΙ CBCT ΓΙΑ ΑΚΤΙΝΟΘΕΡΑΠΕΥΤΙΚΟ ΣΧΕΔΙΑΣΜΟ ΣΤΗΝ ΚΛΙΝΙΚΗ ΠΡΑΞΗ

Transcript

1 ΠΑΝΕΠΙΣΤΗΜΙΟ ΠΑΤΡΩΝ Δ.Π.Μ.Σ. ΙΑΤΡΙΚΗΣ ΦΥΣΙΚΗΣ ΔΙΠΛΩΜΑΤΙΚΗ ΕΡΓΑΣΙΑ ΣΥΓΚΡΙΤΙΚΗ ΔΟΣΙΜΕΤΡΙΚΗ ΑΞΙΟΛΟΓΙΣΗ ΤΗΣ ΧΡΗΣΗΣ ΕΙΚΟΝΩΝ CT ΚΑΙ CBCT ΓΙΑ ΑΚΤΙΝΟΘΕΡΑΠΕΥΤΙΚΟ ΣΧΕΔΙΑΣΜΟ ΣΤΗΝ ΚΛΙΝΙΚΗ ΠΡΑΞΗ ΠΑΡΠΟΥΝΑ ΓΕΩΡΓΙΑ Επιβλέποντες: Κ. Θεοδώρου Αν. Καθηγήτρια Ιατρικής Φυσικής Ιατρική Σχολή Παν. Θεσσαλίας Κ. Κάππας Καθηγητής Ιατρικής Φυσικής Ιατρική Σχολή Παν. Θεσσαλίας Γ. Τσούγκος Επ. Καθηγητής Ιατρικής Φυσικής Ιατρική Σχολή Παν. Θεσσαλίας [1]

2 [2]

3 ΕΥΧΑΡΙΣΤΙΕΣ Θέλω να ευχαριστήσω τις Ακτινοφυσικούς του Γενικού Νοσοκομείου Πατρών «o Άγιος Ανδρέας» κα Ε. Μιχαλοπούλου και Ε. Πανίτσα για την εμπιστοσύνη που έδειξαν, την εκπαίδευση που μου παρείχαν και την μεταλαμπάδευση της εμπειρίας τους σε θέματα δοσιμετρίας και ακτινοθεραπείας και την υπομονή που επέδειξαν. Ιδιαίτερη μνεία οφείλω στην επιβλέπουσα καθηγήτρια μου κα Κ. Θεοδώρου για την συμπαράσταση που επέδειξε κατά τη διάρκεια εκπόνησης της εργασίας αυτής αν και από απόσταση. Τέλος, θα ήθελα να εκφράσω τη βαθύτατη ευγνωμοσύνη μου στους γονείς μου γιατί είναι πάντα εκεί όταν τους χρειάζομαι έτοιμοι να προσφέρουν την υποστήριξή τους. [3]

4 [4]

5 Περιεχόμενα Εισαγωγή... 7 Δοσιμετρία... 1 Ακτινοθεραπεία... 1 Image Guided Radiotherapy (IGRT) Διασφάλιση Ακριβής Ακτινοθεραπείας Επαναληψιμότητα IGRT Protocols Offline Imaging Strategy (συστηματική διόρθωση σφαλμάτων) Σύστημα Σχεδιασμού θεραπείας- Treatment Planning system (TPS) Αλγόριθμοι Υπολογισμού δόσης Αλγόριθμοι δόσης φωτονίων Μηχανές δόσης φωτονίων στο TPS Ορισμός του όγκου Απόκτηση δεδομένων του ασθενή και προσομοίωση Προσομοίωση της θεραπείας Computed Tomography (CT)... 2 Αρχή λειτουργίας... 2 Ανακατασκευή αξονικής εικόνας... 2 CT στον Ακτινοθεραπευτικό σχεδιασμό Ποιότητα εικόνας Χαρακτηριστικά της εικόνας CT Παράμετροι ή παράγοντες σάρωσης Cone-Beam Computed Tomography (CBCT) Εφαρμογές CBCT στην Ακτινοθεραπεία CBCT για χρήση του στην IGRT CBCT για χρήση του στην ART Περιορισμοί στην απεικόνιση CBCT Artifacts: Αιτίες και λύσεις Ποιότητα εικόνας... 3 Συσσώρευση δόσης στο CBCT... 3 Υλικά και Μεθοδολογία Υλικά Αξονικός Τομογράφος (CT) [5]

6 Εξομοιωτής με δυνατότητα χρήσης κωνικής δέσμης CT (CBCT) Ομοίωμα κεφαλής Ομοίωμα νερού Tissue Characterization Phantom Ασθενείς Σύστημα σχεδιασμού πλάνων θεραπείας Μεθοδολογία-Αποτελέσματα Βαθμονόμηση Μετρήσεις σε ομοιώματα Μετρήσεις σε σύνολα δεδομένων ασθενών Συμπεράσματα- Συζήτηση Βιβλιογραφία [6]

7 Εισαγωγή Ο καρκίνος είναι ένα από τα σημαντικότερα προβλήματα υγείας στις ανεπτυγμένες χώρες παγκοσμίως και αποτελεί την δεύτερη συχνότερη αιτία θανάτου. Οι μισοί περίπου ασθενείς που πάσχουν από καρκίνο αντιμετωπίζονται ακτινοθεραπευτικά. Τις τελευταίες δεκαετίες έχει σημειωθεί τεράστια πρόοδος στον τομέα της ακτινοθεραπείας παγκοσμίως με την χρήση των σύγχρονων συστημάτων σχεδιασμού θεραπείας με την βοήθεια ηλεκτρονικού υπολογιστή. Η πρόοδος αυτή οφείλεται αφενός στην συνεχή ανάπτυξη των υπολογιστικών συστημάτων και αφετέρου στην χρήση νέων τεχνολογιών στην ιατρική απεικόνιση (CT, PET-CT, SPECT-CT, MRI κα), αλλά και την ακτινοθεραπεία (3D CRT, IMRT κα) και στην ανάπτυξη βελτιωμένων αλγορίθμων υπολογισμού δόσης. Θεμελιώδης σκοπός της ανάπτυξης αυτών των τεχνολογιών είναι η καλύτερη δυνατή αντιμετώπιση του ασθενή με την μεγιστοποίηση της δόσης στους ιστούς που νοσούν και ταυτόχρονα την προφύλαξη των υγιών ιστών, με ελαχιστοποίηση της δόσης σε αυτούς. Η ακριβής και έγκαιρη διάγνωση, η εκτίμηση της πορείας μιας νόσου, αλλά και ο σχεδιασμός θεραπευτικών παρεμβάσεων βασίζονται σήμερα σε σημαντικό βαθμό σε τεχνικές ιατρικής απεικόνισης. Στην ιατρική απεικόνιση μελετάται η αλληλεπίδραση διαφόρων μορφών ενέργειας με τους βιολογικούς ιστούς και εξάγεται κλινικά χρήσιμη πληροφορία από τις παρατηρήσεις αυτής της αλληλεπίδρασης. Η πληροφορία αυτή συνήθως αποδίδεται με την μορφή εικόνας-χαρτογράφηση μιας τομής (καταγραφή) των τιμών κάποιας ιδιότητας των ιστών. Η τρισδιάστατη ιατρική απεικόνιση, έχει ως αποτέλεσμα την βελτίωση της ακρίβειας της Ακτινοθεραπείας. Το κύριο και ευρέως χρησιμοποιούμενο σύστημα ιατρικής απεικόνισης είναι ο αξονικός τομογράφος (CT). Οι εικόνες CT έχουν καλή ποιότητα διαγνωστικής εικόνας και παρέχουν ογκομετρικές πληροφορίες όχι μόνο για τον όγκο-στόχο αλλά και τα κρίσιμα όργανα (OARs). Ωστόσο, αυτή η σάρωση είναι μόνο ένα «στιγμιότυπο» του ασθενούς και της θέσης, δηλαδή αποκτάται σε μία μέρα και σε ένα χρόνο. Αλλαγές του ασθενή ή/και του όγκου μπορεί να συμβαίνουν καθημερινά ή κατά τη διάρκεια της πραγματοποίησης της θεραπείας. Για να ληφθεί υπόψη αυτή η αλλαγή, προστίθεται μεγαλύτερο περιθώριο στο PTV. Ωστόσο, η προσθήκη των περιθωρίων στον όγκο-στόχο αυξάνει τον όγκο του φυσιολογικού ιστού που θα ακτινοβοληθεί και μπορεί να αυξήσει τη δόση σε υγιή όργανα (OARs). Η ακτινοθεραπεία καθοδηγούμενη από εικόνα (IGRT), χρησιμοποιείται από τον απλό έλεγχο ευθυγράμμισης του οπτικού πεδίου, μέχρι την πιο σύνθετη άμεση ογκομετρική απεικόνιση του όγκου-στόχου και της γύρω ανατομίας. Ο σχεδιασμός και η πραγματοποίηση της θεραπείας είναι μια αλυσίδα γεγονότων όπου μπορούν να προκύψουν αποκλίσεις (ή γεωμετρικά λάθη) μεταξύ της σχεδιασμένης θεραπείας και της θεραπείας που τελικά θα πραγματοποιηθεί. Η χρήση του IGRT έχει τη δυνατότητα να μειώσει τα σφάλματα τοποθέτησης του ασθενούς, όπως και να οδηγήσει σε μείωση των περιθωρίων της υπό ακτινοβόληση περιοχής, άρα και μείωση της δόσης στους υγιείς ιστούς. Η συνεχής πρόοδος στην απεικόνιση και τον σχεδιασμό θεραπείας στην ακτινοθεραπεία έχει κάνει την προσαρμοστική ακτινοθεραπεία το επίκεντρο στην έρευνα. Σκοπός της έρευνας είναι η προσαρμογή του πλάνου ακτινοθεραπείας σε αλλαγές που συμβαίνουν κατά τη διάρκεια της θεραπείας (η μείωση του όγκου εξαιτίας της ακτινοή/και χημείο- θεραπείας και η απώλεια βάρους του ασθενή θεωρούνται οι πιο σημαντικές). [7]

8 Η προσαρμοστική ακτινοθεραπεία απαιτεί συχνή και επαναλαμβανόμενη απεικόνιση του ασθενούς για να απεικονίσει και να ποσοτικοποιήσει αυτές τις αλλαγές. Προκειμένου να διασφαλιστεί η σωστή τοποθέτηση του ασθενούς σε σχέση με τη δέσμη θεραπείας, λαμβάνοντας υπόψη τις αλλαγές που μπορεί να συμβούν, λαμβάνεται IGRT πριν από κάθε περίοδο θεραπείας. Παλαιότερα, ακτινογραφικά φιλμ (port films) τοποθετούνταν στον γραμμικό για να παράγουν εικόνα. Αυτή η μέθοδος ήταν χρονοβόρα όσον αφορά την ανάπτυξη και την αξιολόγηση των films και είχε περιορισμό σε ακρίβεια τοποθέτησης περίπου 5mm (Barry et al 212). Αργότερα, εισήχθησαν στην κλινική πρακτική Electronic Portal Imaging Devices (EPIDs) τοποθετημένα στον γραμμικό επιταχυντή. Τα EPIDs παράγουν ψηφιακές εικόνες που επιτρέπουν την ηλεκτρονική επαλήθευση της επεξεργασίας και την αυτόματη ανάλυση. Ωστόσο, δεδομένου ότι τα EPIDs χρησιμοποιούν δέσμες του γραμμικού επιταχυντή στην ενεργειακή κλίμακα megavoltage, αποκτώνται εικόνες χαμηλής αντίθεσης λόγω της επικράτησης της σκέδασης Compton. Με την εξέλιξη της τεχνολογίας αυτό ξεπεράστηκε με την τοποθέτηση ενός σωλήνα ακτίνων Χ και ενός επίπεδου ανιχνευτή στο gantry του γραμμικού έτσι ώστε να μοιράζονται ένα κοινό ισόκεντρο με τη μονάδα θεραπείας. Η τοποθέτηση μιας πηγής kv στο gantry του γραμμικού άνοιξε τη δυνατότητα απόκτησης τομογραφικών τομών περιστρέφοντας το gantry του γραμμικού με την πηγή kv. Όμως, καθώς το κρεβάτι του γραμμικού, τυπικά, δεν μπορεί να κινηθεί όταν η δέσμη είναι ανοικτή, χρησιμοποιείται μια κωνική δέσμη, αντί για fan δέσμη, kv για να καταστεί δυνατή η απόκτηση ενός ογκομετρικού συνόλου δεδομένων σε μία περιστροφή του gantry. Τα ογκομετρικά δεδομένα 3D αποκτώνται απευθείας από την ανακατασκευή των 2D προβολών. Αυτή η προσέγγιση απεικόνισης είναι ένα παράδειγμα αξονικής τομογραφίας κωνικής δέσμης (CBCT) (Jaffray et al 22). Συστήματα CBCT απαντώνται και σε εξομοιωτή θεραπείας. Η βασική χρησιμότητα του εξομοιωτή θεραπείας παραμένει η επαλήθευση των ακτινοθεραπευτικών πεδίων και της θέσης του ασθενή. Ορισμένοι εξομοιωτές διαθέτουν τη δυνατότητα λήψης και CBCT. Το σύστημα αυτό έχει ακριβώς τα ίδια χαρακτηριστικά με τον ενσωματωμένο CBCT στον γραμμικό επιταχυντή. Κάποιες φορές η εικόνα αυτή μπορεί να χρησιμοποιηθεί από την αρχή για τον σχεδιασμό του πλάνου θεραπείας και τον υπολογισμό της δόσης, όταν δεν είναι δυνατή η λήψη ανατομικής CT για την συγκεκριμένη περιοχή. Η εικόνα CBCT δεν έχει την ίδια διακριτική ικανότητα με τις εικόνες CT. Λόγω του σχήματος της δέσμης (κώνος) και του μεγάλου πεδίου ακτινοβόλησης, υπάρχει ανίχνευση μεγάλης ποσότητας σκεδαζόμενης ακτινοβολίας. Η σκέδαση είναι ένα σημαντικό ζήτημα στο CBCT, το οποίο επηρεάζει την ποιότητα της εικόνας και τον αριθμό CBCT (HU). Έχουν γίνει μελέτες για την εκτίμηση της επίδρασης της σκεδαζόμενης ακτινοβολίας στη μειωμένη ποιότητα εικόνας και τη λανθασμένη μέτρηση των HU (δηλ. αριθμών CBCT) στο CBCT (Guan and Dong 29). Υπάρχει περιορισμός στην ποιότητα της εικόνας που σχετίζεται με τον θόρυβο και την αντίθεση. Προκειμένου να βελτιωθεί η ποιότητα της εικόνας, έχουν γίνει προσπάθειες ανάπτυξης αλγορίθμων διόρθωσης της σκεδαζόμενης ακτινοβολίας με σκοπό τη χρήση CBCT εικόνων για τον σχεδιασμό της θεραπείας (Zhu L et al 29, Jun Li et al 213). Η τρισδιάστατη απεικόνιση ασθενή σε θέση θεραπείας με τη χρήση CBCT ενσωματωμένου στον γραμμικό επιταχυντή βελτιώνει την ακρίβεια της ακτινοθεραπευτικής πράξης. Το CBCT επιτρέπει την παρακολούθηση των ανατομικών παραμορφώσεων (απώλεια βάρους, υποχώρηση όγκου) κατά τη διάρκεια της θεραπείας καθιστώντας το ένα ισχυρό εργαλείο για τη βελτίωση της θέσης του ασθενούς κατά το χρόνο της θεραπείας και για τον βέλτιστο εντοπισμό του στόχου καθ όλη τη διάρκεια της θεραπείας. Η κατανομή [8]

9 της δόσης που υπολογίζεται από το CBCT έχει ως στόχο την βελτιστοποίηση της επικείμενης δόσης, αφού η εικόνα CBCT συνήθως αποκτάται πριν την θεραπεία του ασθενούς μετά την επανατοποθέτηση σύμφωνα με την τυπική διαδικασία τοποθέτησης του ασθενούς (Hatton, McCurdy and Greer 29). Έχουν γίνει πολλές μελέτες (σε ομοιώματα και ασθενείς) για το κατά πόσο το σύστημα αυτό μπορεί να χρησιμοποιηθεί στην προσαρμοστική θεραπεία κατά τη διάρκεια της θεραπείας, οι οποίες στοχεύουν στην πραγματοποίηση επανασχεδιασμού χρησιμοποιώντας εικόνες CBCT όταν ανιχνεύονται αλλαγές στην ανατομία του ασθενούς πριν από τη θεραπεία (Smitsmans et al 25, Yoo and Yin 26, Mageras and Mechalakos 27, van Herk 27, Yang et al 27, Richter et al 28, Srinivasan et al 212). Για τον ακριβή υπολογισμό δόσης, που στηρίζεται σε εικόνες CBCT, απαιτείται η σχέση μεταξύ των αριθμών CBCT (HU) και της πυκνότητας. Συγκρίνοντας τις CBCT και CT καμπύλες των HU συναρτήσει της πυκνότητας, τα HU στο CT είναι περισσότερα σε σχέση με του CBCT (κυρίως για τιμές της πυκνότητας μεγαλύτερες του 1g/cc). Αυτή η μείωση των τιμών CBCT (HU) οφείλεται στην συνεισφορά της σκεδαζόμενης ακτινοβολίας γύρω από τα υλικά με μεγάλη πυκνότητα. Η παρούσα εργασία αξιολογεί πλάνα θεραπείας βασισμένα σε εικόνες CBCT και CT για να ερευνήσει την σκοπιμότητα και τη δοσιμετρική ακρίβεια της χρήσης CBCT στην προσαρμοστική θεραπεία. Λήφθηκαν καμπύλες βαθμονόμησης για το CBCT χρησιμοποιώντας το ομοίωμα Gammex 467, και συγκρίθηκαν με την καμπύλη βαθμονόμησης του CT (καμπύλη αναφοράς). Πλάνα θεραπείας δημιουργήθηκαν και προσδιορίστηκαν ίδιοι στόχοι στις CBCT και CT εικόνες των ομοιωμάτων. Τα ιστογράμματα δόσης-βάθους συγκρίθηκαν. Επεκτείνοντας την μελέτη στην κλινική πράξη ερευνώνται 6 περιπτώσεις ασθενών (2 στην περιοχή του θώρακος, 2 στην περιοχή της πυέλου (προστάτη), και 2 στην περιοχή της κεφαλής/τραχήλου). Συγκρίνεται η ποιότητα της απεικόνισης του ασθενούς από τον συμβατικό αξονικό τομογράφο (CT) και από τον εξομοιωτή κωνικής δέσμης (CBCT), και κατ επέκταση η κατανομή της δόσης σε κάθε εικόνα. Παρουσιάζεται μέθοδος διόρθωσης της εικόνας CBCT και σύγκρισης της με την εικόνα CT. Η προσπάθεια διόρθωσης της εικόνας CBCT γίνεται με τον ορισμό της πυκνότητας των ανομοιογενειών, στα δεδομένα του συστήματος σχεδιασμού θεραπείας, που αντιστοιχεί σε κάθε ανατομική δομή ενδιαφέροντος στην περιοχή εξέτασης. Η τιμή της πυκνότητας καθορίζεται από το πρωτόκολλο ICRU 46 και από το εγχειρίδιο του συστήματος σχεδιασμού θεραπείας. Αξιολογείται και συγκρίνεται δοσιμετρικά η χρήση των εικόνων CT και CBCT (με ή χωρίς πυκνότητες) με σκοπό τον ακτινοθεραπευτικό σχεδιασμό στην κλινική πράξη. [9]

10 Δοσιμετρία Η Δοσιμετρία ασχολείται με την μέτρηση και τον υπολογισμό μεγεθών που χαρακτηρίζουν την αλληλεπίδραση ιονίζουσας ακτινοβολίας και ύλης. Οι ιονίζουσες ακτινοβολίες περιλαμβάνουν τις ακτινοβολίες α, β και γ, τα νετρόνια καθώς και την ηλεκτρομαγνητική ακτινοβολία υψηλής ενέργειας (ακτινοβολία Χ). Όταν η ύλη απορροφά ιονίζουσα ακτινοβολία, μπορεί να υποστεί σοβαρές βλάβες, το είδος και ο βαθμός των οποίων εξαρτάται από το είδος και την ενέργεια της ακτινοβολίας καθώς και τις ιδιότητες του υλικού που την απορροφά. Οι βλάβες από ιονίζουσες ακτινοβολίες στους βιολογικούς οργανισμούς οφείλονται κυρίως στον ιονισμό που προκαλούν αυτές σε ουσίες που βρίσκονται μέσα στα κύτταρα. Κυρίαρχο δοσιμετρικό μέγεθος είναι η απορροφούμενη δόση ή δόση σε σημείο (D). Απορροφούμενη δόση είναι το δοσιμετρικό μέγεθος που εκφράζει το ποσό της ενέργειας που εναποτίθεται από την προσπίπτουσα ιονίζουσα ακτινοβολία ανά μονάδα μάζας της προσβαλλόμενης ύλης. Έτσι η δόση ορίζεται ως το πηλίκο ΔΕ προς Δm, όπου ΔΕ είναι η μέση εναποτιθέμενη ενέργεια σε έναν απειροελάχιστο όγκο dv (που περικλείει το σημείο), και dm η μάζα του όγκου αυτού. Ο υπολογισμός του Δm γίνεται μέσω της πυκνότητας του υλικού (p=m/v) και των διαστάσεων που είναι μετρούμενα μεγέθη. Εφόσον είναι μηστοχαστικό μέγεθος μπορεί να ορισθεί μαθηματικά ως σημειακή συνάρτηση: D =. Μονάδα απορροφούμενης δόσης είναι το Gray (Gy) που αντιστοιχεί σε απορροφούμενη ενέργεια 1 Joule/Kg προσβαλλόμενης ύλης. Ακτινοθεραπεία Ακτινοθεραπεία είναι η κλινική ογκολογική ειδικότητα αντιμετώπισης του καρκίνου με χρήση της ιονίζουσας ακτινοβολίας. H χρήση της απαιτεί τη γνώση των διαφόρων μορφών ακτινοβολίας και της δράσης τους πάνω στην ύλη. Η δράση της ακτινοβολίας στην αντιμετώπιση του καρκίνου διαπιστώθηκε αμέσως μετά την ανακάλυψη του Ράδιου το Η πρώτη επιτυχής θεραπεία ασθενούς με ακτινοβολία ανακοινώθηκε το 1899, με αποτέλεσμα να αρχίσει η ανάπτυξη της. Από το 1932 εφαρμόζεται ακτινοθεραπεία εξωτερικής δέσμης με ακτίνες Χ. Η ακτινοθεραπεία κατέχει σημαντική θέση στην αντιμετώπιση του καρκίνου. Στη φαρέτρα της έχει εκτός από το γνωστό σε όλους κοβάλτιο, που ήταν για χρόνια το κύριο όπλο της, τους γραμμικούς επιταχυντές και τις ραδιενεργές πήγες όπως το ράδιο 226, το καίσιο 137, το χρυσό 198, το ιρίδιο 192, το ιρίδιο 125 κα. Η ακτινοθεραπεία είναι πολλές φορές η κύρια θεραπευτική μέθοδος που εφαρμόζεται σε διαφόρους τύπους καρκίνου, εφόσον είναι εντοπισμένοι σε μία περιοχή στο σώμα του ασθενούς. Επίσης χρησιμοποιείται ως μέρος της θεραπευτικής αγωγής για την πρόληψη της επανεμφάνισης του όγκου μετά από χειρουργική επέμβαση. Ανάλογα με τη απόσταση της πηγής της ακτινοβολίας από τον όγκο διακρίνουμε δύο μορφές ακτινοθεραπείας την εξωτερική και εσωτερική ακτινοθεραπεία. Αρχή της ακτινοθεραπείας είναι η χορήγηση υψηλής δόσης ακτινοβολίας στον κακοήθη όγκο και ταυτόχρονα η προστασία των υγιών δομών που περιβάλουν την ακτινοβολουμένη περιοχή με τη μέγιστη δυνατή ακρίβεια. Είναι σύνηθες η ακτινοβολία να χορηγείται σε ημερήσιες δόσεις το σύνολο των οποίων αποτελεί την ολική θεραπευτική δόση που είναι κατάλληλη για τον κάθε όγκο και η οποία εξαρτάται κυρίως από τον όγκο και την ακτινοευαισθησία του. [1]

11 Στην κλινική πράξη, χρησιμοποιούνται πολλαπλά πεδία ακτινοβολίας τα οποία εισέρχονται στον ασθενή από διαφορετικές εισόδους και ακτινοβολούν τον όγκο στόχο. Με τον τρόπο αυτό κάθε πεδίο ακτινοβολίας συνεισφέρει στη δόση στον όγκο και ταυτόχρονα ακτινοβολεί διαφορετική περιοχή υγιών κυττάρων και ιστών από τα υπόλοιπα, με τελικό αποτέλεσμα η δόση στον όγκο να είναι μεγαλύτερη από τη δόση στους υγιείς ιστούς. Ο ακριβής καθορισμός των κατευθύνσεων των πολλαπλών δεσμών, του σχήματος του πεδίου ακτινοβολίας και του ποσοστού της δόσης που χορηγείται από κάθε δέσμη, πραγματοποιείται από ειδικό λογισμικό του συστήματος σχεδιασμού ακτινοθεραπείας, με τη βοήθεια λεπτομερών δεδομένων που παρέχονται από τον αξονικό τομογράφο. Η χρήση του αξονικού τομογράφου έχει το πλεονέκτημα ότι δεδομένου ότι χρησιμοποιεί ακτίνες-χ για την απεικόνιση του σώματος, δίνει πληροφορίες για την αλληλεπίδραση των ιστών με τις ακτίνες-χ, οι οποίες χρησιμοποιούνται για τον ακριβή υπολογισμό της δόσης που λαμβάνεται από κάθε τμήμα του σώματος (όγκος και υγιής ιστός-όργανα). Προσαρμοστική (Adaptive) Ακτινοθεραπεία (ART) Προσαρμοστική ακτινοθεραπεία έχει εισαχθεί για τη διαχείριση της θεραπείας ενός ατόμου, συμπεριλαμβανομένης της ειδικής για τον ασθενή παραλλαγής της θεραπείας που προσδιορίστηκε και ποσοτικοποιήθηκε κατά τη διάρκεια βελτιστοποίησης της ακτινοθεραπείας στο σχεδιασμό της θεραπείας και της παράδοσης. Κατά τη διάρκεια της διαδικασίας αυτής, το σχέδιο θεραπείας μπορεί να τροποποιηθεί πριν από κάθε κλάσμα θεραπείας με βάση την τρέχουσα ανατομία. Στόχος της είναι η προσαρμογή του σχεδίου θεραπείας με βάση την αξιολόγηση και τον χαρακτηρισμό των συστηματικών και τυχαίων διακυμάνσεων, του κάθε ασθενούς, μέσω ανατροφοδότησης της εικόνας και την ένταξη τους στον προσαρμοστικό σχεδιασμό. Το σχέδιο θεραπείας τροποποιείται βάσει της περιοδικής απεικόνισης καθ όλη τη διάρκεια της θεραπείας. Η ART χωρίζεται σε τεχνικές: ART για την αντιμετώπιση τυχαίων αλλαγών (on-line ART) ART για την αντιμετώπιση προοδευτικών αλλαγών (ART off-line) Image Guided Radiotherapy (IGRT) Ακτινοθεραπεία καθοδηγούμενη από εικόνα (IGRT) είναι κάθε απεικόνιση σε προεπεξεργασίας και παράδοσης, το αποτέλεσμα του οποίου επενεργεί, και βελτιώνει ή επαληθεύει την ακρίβεια της ακτινοθεραπείας. Η IGRT, γενικά, καλύπτει από τον απλό έλεγχο ευθυγράμμισης του οπτικού πεδίου, μέχρι την πιο σύνθετη ογκομετρική απεικόνισης που επιτρέπει την άμεση απεικόνιση του όγκου-στόχου και της γύρω ανατομίας. Ο σχεδιασμός και η παράδοση της θεραπείας είναι μια αλυσίδα γεγονότων όπου μπορούν να προκύψουν αποκλίσεις (ή γεωμετρικά λάθη) μεταξύ της προγραμματισμένης θεραπείας (που δημιουργήθηκε από την αξονική τομογραφία) και της θεραπείας που τελικά θα παραδοθεί. Αυτές οι διαφορές μπορεί να προκύψουν κατά τον καθορισμό του όγκου στόχου, σχεδιάζοντας το πλάνο θεραπείας, ή από τη θέση του ασθενή κατά τη θεραπεία. Για να αντισταθμίσει τις διαφορές αυτές προστίθεται ένα περιθώριο «ασφάλειας» γύρω από τον όγκο που οριοθετείται στην αξονική τομογραφία. Η Διεθνής Επιτροπή Μονάδων και Μετρήσεων Ακτινοβολίας (ICRU) έχει καθορίσει τις ποσότητες που [11]

12 πρέπει να χρησιμοποιούνται κατά τη δημιουργία των περιθωρίων στις εκθέσεις του 5, 62 και 83. Η χρήση των στρατηγικών IGRT έχει τη δυνατότητα να μειώσει τα σφάλματα που προκύπτουν από τις διαφορές των ασθενών και τη θέση του όγκου από την προβλεπόμενη επεξεργασία και ως εκ τούτου να μειώσει το περιθώριο όγκου που τελικά θα ακτινοβοληθεί (PTV). Συνήθως, το πλάνο ακτινοθεραπείας του ασθενούς βασίζεται στον σχεδιασμό σε αξονική τομογραφία. Ωστόσο, αυτή η σάρωση είναι μόνο ένα «στιγμιότυπο» του ασθενούς και της θέσης, δηλαδή αποκτάται σε μία μέρα και σε ένα χρόνο. Αλλαγές του ασθενή ή/και του όγκου μπορεί να συμβαίνουν καθημερινά ή κατά τη διάρκεια της παράδοσης της θεραπείας. Για να ληφθεί υπόψη αυτή η αλλαγή, προστίθεται μεγαλύτερο περιθώριο στο PTV. Ωστόσο, η προσθήκη των περιθωρίων στον όγκο-στόχο αυξάνει τον όγκο του φυσιολογικού ιστού που θα ακτινοβοληθεί και μπορεί να αυξήσει τη δόση σε υγιή όργανα (OARs). Διασφάλιση Ακριβής Ακτινοθεραπείας Παραδοσιακά, ένας ασθενής κάνει αξονική 1-2 εβδομάδες πριν αρχίσει η ακτινοθεραπεία κατά την οποία ο γιατρός κάνει πολλαπλά τατουάζ στο σώμα του ασθενή έτσι ώστε να μπορεί να ευθυγραμμιστεί με ακρίβεια η εξωτερική ανατομία του ασθενούς όταν θα επιστρέψει για τη θεραπεία του. Θα πρέπει να υποθέσουμε ότι η εξωτερική ανατομία του ασθενούς είναι σταθερή και ότι ο στόχος μέσα στον ασθενή παραμένει στην ίδια θέση κάθε μέρα σε σχέση με την εξωτερική ανατομία για να βασιστούμε στα εξωτερικά τατουάζ για την ακρίβεια στη θεραπεία. Αυτό όμως δεν ισχύει, γιατί όχι μόνο μπορεί να υπάρξει εξωτερική αλλαγή κατά τη διάρκεια της θεραπείας (π.χ. λόγω της απώλειας βάρους), αλλά υπάρχουν επίσης σημαντικές ενδείξεις για εσωτερικές κινήσεις του όγκου κατά την διάρκεια ακτινοθεραπείας ανεξάρτητα της εξωτερικής ανατομίας. Οι πρόσφατες καινοτομίες στην απεικόνιση και στο λογισμικό των ηλεκτρονικών υπολογιστών επιτρέπει τώρα πολύ πιο λεπτομερείς εικόνες του ασθενούς οι οποίες μπορούν να αποκτηθούν απευθείας στο γραμμικό επιταχυντή. Η πολυπλοκότητα της απεικόνισης που απαιτείται εξαρτάται από την ανατομική θέση που θα θεραπευθεί. Σε μερικές περιοχές του όγκου, π.χ. εγκέφαλο, η οστεώδης ανατομία είναι ένα αξιόπιστο και ακριβές υποκατάστατο για τη θέση του όγκου. Ωστόσο, πολλοί όγκοι κινούνται ανεξάρτητα με την οστεώδη ανατομία λόγω κίνησης κάποιου εσωτερικού οργάνου. Για αυτούς τους όγκους, π.χ. του πνεύμονα και του προστάτη, για να επιτευχθεί η βέλτιστη ακρίβεια της θεραπείας είναι απαραίτητο να απεικονιστεί ο ίδιος ο όγκος μόνος του ή να τοποθετηθεί ένας δείκτης στον όγκο ή κοντά στον όγκο (ως υποκατάστατο για τον όγκο). Επαναληψιμότητα Η επαναληψιμότητα κατά τη διάρκεια του προγραμματισμού θεραπείας και της ακτινοθεραπείας μπορεί να συνεπάγεται μείωση της κίνησης μεταξύ της οστεώδης ανατομίας και της κίνησης των εσωτερικών οργάνων. Αυτό μπορεί να συμπληρώσει ή ακόμα και να μειώσει την ανάγκη για εντατικές τεχνικές IGRT. Για την αποτελεσματική επαναληψιμότητα πρέπει να εξετάζεται η διαδικασία τοποθέτησης του ασθενή για να τον καθορισμό του ισοκέντρου. Τα ζητήματα που προκύπτουν συχνά, είναι θεμελιώδους σημασίας για τη διαδικασία βελτίωσης της ακρίβειας, αλλά μερικές φορές μπορεί να αγνοηθούν από την υψηλή τεχνολογία στο περιβάλλον της ακτινοθεραπείας. [12]

13 IGRT Protocols Κάθε κέντρο ακτινοθεραπείας θα πρέπει να διαθέτει στον χώρο του ειδικά πρωτόκολλα IGRT που είναι προσαρμοσμένα στις ανάγκες του και να λαμβάνονται υπόψη οι παράγοντες που επηρεάζουν την ακρίβεια του set-up συμπεριλαμβανομένου την περιοχή που αντιμετωπίζονται, την ακινητοποίηση που χρησιμοποιείται και την κατάσταση του ασθενούς. Για θεραπείες ακτινοθεραπείας set-up λάθη μπορούν να χωριστούν σε gross, συστηματικά ( ) και τυχαία ( ) σφάλματα. - Gross λάθη πρέπει να ανιχνεύονται πριν από την έναρξη της θεραπείας, κατ' αρχάς από την προβολή του πεδίου πάνω στον ασθενή (όπου είναι δυνατόν), και, δεύτερον, αποκτώντας μια εικόνα και αναθεωρώντας πριν από την παράδοση της 1 ης συνεδρίας ακτινοθεραπείας. Θεραπευτές ακτινολόγοι θα πρέπει να χρησιμοποιούν την επαγγελματική τους κρίση με αυτή την κριτική και να επιλέγουν να χρησιμοποιούν εργαλεία που ταιριάζουν ή να επαληθεύουν οπτικά ανάλογα με την ποιότητα της εικόνας, την πρόθεση θεραπείας και την κατάσταση του ασθενούς κατά τον χρόνο. - Συστηματικά σφάλματα ( ) μπορούν να αναπαραχθούν, είναι συνεχή λάθη, που εμφανίζονται στην ίδια κατεύθυνση και είναι παρόμοιου μεγέθους. Αυτά μπορεί να συμβούν κατά την έναρξη της ακτινοθεραπείας ή κατά τη διάρκεια της θεραπείας. Το συστηματικό σφάλμα στο set-up για συγκεκριμένο ασθενή είναι η μέση τιμή των συνολικών μετακινήσεων. Μπορεί να υπολογιστεί αθροίζοντας τις set-up μετατοπίσεις (χωρίς διόρθωση) στην πάνω/κάτω, πλάγια και πρόσθια/οπίσθια κατεύθυνση για όλες τις εικόνες που αποκτήθηκαν και στη συνέχεια διαιρώντας αυτό το άθροισμα με τον αριθμό απεικονιζόμενων fractions. - Ένα τυχαίο σφάλμα ( ), ωστόσο, διαφέρει σε κατεύθυνση και μέγεθος για κάθε συνεδρία θεραπείας. Τυχαία σφάλματα μπορούν να προκύψουν από τις αλλαγές στη θέση του στόχου, και στο σχήμα, μεταξύ των συνεδριών και κατά τη διάρκεια της θεραπείας. Είναι κάθε μεταβολή στο set-up για κάθε συνεδρία. Είναι η τυπική απόκλιση των μετρούμενων σφαλμάτων και περιγράφει την μεταβολή των μεμονωμένων μετρήσεων σχετικά με τη μέση τιμή. Είναι σημαντικό να θυμόμαστε ότι τα συστηματικά σφάλματα προκαλούν μια μετατόπιση της κατανομής της δόσης στον στόχο, ενώ τυχαία σφάλματα προκαλούν «θόλωμα» της κατανομής της δόσης γύρω από τον στόχο. Απαιτούνται πολλαπλές εικόνες για την ποσοτικοποίηση συστηματικών και τυχαίων σφαλμάτων. Offline Imaging Strategy (συστηματική διόρθωση σφαλμάτων) Σε μία offline στρατηγική απεικόνισης, οι εικόνες αποκτώνται πριν την θεραπεία και γίνεται έλεγχος ταιριάσματος με την εικόνα αναφοράς offline (δηλαδή χωρίς τον ασθενή στο κρεβάτι). Ο σκοπός αυτής της στρατηγικής είναι να μειώσει τόσο την σημασία του set up συστηματικού σφάλματος του συγκεκριμένου ασθενούς, και σε συνδυασμό με άλλους ασθενείς των οποίων τα δεδομένα αντιμετωπίζονται υπό το ίδιο πρωτόκολλο, να υπολογίζει το πληθυσμιακό συστηματικό σφάλμα. Το πληθυσμιακό συστηματικό σφάλμα [13]

14 είναι η τυπική απόκλιση των συστηματικών σφαλμάτων όλων των ασθενών κατά την θεραπεία πληθυσμού. Σύστημα Σχεδιασμού θεραπείας- Treatment Planning system (TPS) Κλινικός Σχεδιασμός Θεραπείας σε Εξωτερική Ακτινοθεραπεία Φωτονίων Η εξωτερική Ακτινοθεραπεία φωτονίων (η πηγή ακτινοβολίας βρίσκεται μακριά από το σώμα του ασθενούς) συνήθως διεξάγεται με περισσότερες από μία δέσμη ακτινοβολίας, έτσι ώστε να επιτευχθεί μία ομοιόμορφη κατανομή της δόσης μέσα στον όγκο-στόχο και όσο το δυνατό χαμηλότερη δόση σε υγιείς ιστούς που περιβάλλουν τον όγκο. Το ICRU 5 συνιστά μία ομοιομορφία δόσης-στόχου κατά 17% έως και -5% της δόσης που παραδίδεται σε ένα καλά καθορισμένο σημείο εντός του στόχου. Σύγχρονη Ακτινοθεραπεία φωτονίων πραγματοποιείται με διαφορετικές τιμές της ενέργειας της δέσμης και διαφορετικά μεγέθη πεδίων, στα πλαίσια ενός από τις δύο συμβάσεις του setup: σταθερή απόσταση πηγήςεπιφάνειας (SSD) για όλες τις δέσμες ή ισοκεντρικά με σταθερή απόσταση πηγής-άξονα (SAD). Με SSD setup, η απόσταση από την πηγή προς την επιφάνεια του ασθενούς διατηρείται σταθερή για όλες τις δέσμες, ενώ σε SAD setup το κέντρο του όγκου στόχου τοποθετείται στο ισόκεντρο. Τα μεγέθη των πεδίων κυμαίνονται από μικρά κυκλικά, που χρησιμοποιούνται στην ακτινοχειρουργική, και ακανόνιστα μεγάλα πεδία που χρησιμοποιούνται για ακτινοβολήσεις ολόκληρου του σώματος. Αλγόριθμοι Υπολογισμού δόσης Η προσέγγιση του τρισδιάστατου σχεδιασμού θεραπείας στο TPS, προσομοιώνει στο μέτρο του δυνατού μια κατάσταση πραγματικής ζωής που περιλαμβάνει 3D γεωμετρία για πηγές δέσμης και ανατομία ασθενούς. Ο εφαρμοσμένος φορμαλισμός είναι αρκετά γενικός ώστε να χειρίζεται όλες τις γεωμετρίες της κλινικής δέσμης, για παράδειγμα τα εξωτερικά πεδία μπορεί να είναι ακανόνιστα, μη ομοεπίπεδα, πλάγια και μπορεί να έχουν μια αυθαίρετη διακύμανση της ενεργειακής ροής. Ο προγραμματισμός της δόσης εκτελείται σε ένα πλέγμα 3D πυκνότητας ιστού που κατασκευάστηκε στο TPS από διαθέσιμες σαρώσεις CT. Η μεταφορά ακτινοβολίας που εμπλέκεται στην εναπόθεση δόσης, ανάλογα με τον αλγόριθμο, χρησιμοποιείται σε διαφορετικό βαθμό όπου οι προσομοιώσεις Monte Carlo χρησιμοποιούνται είτε άμεσα (όπως για τους υπολογισμούς της δόσης ηλεκτρονίων) είτε για τον εκ των προτέρων υπολογισμό των πυρήνων που χρησιμοποιούνται για τη μοντελοποίηση δευτερογενών διεργασιών σε πεδία φωτονίων. Φυσική προσέγγιση Η προσέγγιση της πρώτης αρχής της φυσικής που χρησιμοποιείται για τον υπολογισμό της δόσης παρέχει τη γενικότητα και την ευελιξία για τον υπολογισμό της πολύπλοκης θεραπείας που συχνά δεν είναι δυνατή ούτε με τα παραδοσιακά συστήματα. Χρησιμοποιώντας τα μοντέλα, η απόλυτη δόση ανά Monitor units (MU) υπολογίζεται για όλα τα πεδία σε σχέση με τη δόση στο πεδίο και στο σημείο βαθμονόμησης. Ως εκ τούτου, η δόση στο σημείο βαθμονόμησης είναι η μοναδική "ανακατασκευασμένη" τιμή με σκοπό να αποδώσει ταυτότητα με τη μετρούμενη τιμή. Για όλα τα άλλα σημεία υπολογισμού, αναμένονται μικρές αποκλίσεις μεταξύ πραγματικών μετρήσεων και υπολογισμών. Αυτά [14]

15 μπορεί να οφείλονται σε προσεγγίσεις μοντέλων, σφάλματα μέτρησης καθώς και αποκλίσεις μηχανών επεξεργασίας. Αλγόριθμοι δόσης φωτονίων Διαδικασία χαρακτηρισμού δέσμης Για να μπορεί το TPS να υπολογίσει τη δόση για μια δεδομένη μονάδα επεξεργασίας, η μονάδα επεξεργασίας πρέπει να χαρακτηριστεί κατάλληλα σύμφωνα με τις διεργασίες επεξεργασίας δεδομένων ακτινοβολίας και διαμόρφωσης συσκευής επεξεργασίας και τις παραμέτρους χαρακτηρισμού, οι οποίες πρέπει να αποθηκεύονται στη βάση φυσικών δεδομένων του TPS. Η διαδικασία χαρακτηρισμού βασίζεται στις προδιαγραφές και τις μετρήσεις της μονάδας επεξεργασίας και χρειάζεται να εκτελείται μόνο μία φορά για κάθε ενέργεια δέσμης και τύπο σφήνας. Χαρακτηρισμός ιστού και υλικού ομοιώματος Στο TPS, η κατανομή του ιστού του ασθενούς αντιπροσωπεύεται από ένα πλέγμα τρισδιάστατης πυκνότητας όπου οι ιδιότητες σε κάθε voxel προέρχονται είτε από τιμές των pixel σε μια CT εικόνα είτε από καθορισμένες από το χρήστη τιμές μάζας ή πυκνότητας ηλεκτρονίων. Υπονοείται ότι οι καθορισμένες τιμές πυκνότητας αντιστοιχούν στο υλικό ιστού των "τυποποιημένων" συνθέσεων (βλ. ICRP 23 και ICRU 44). Ο αριθμός CT ή Hounsfield (H) που αντιστοιχεί σε κάθε ιστό χαρτογραφείται από την υπολογισμένη πυκνότητα ηλεκτρονίων. = ύ ύ έ Όπου μ(ε):ο γραμμικός συντελεστής εξασθένησης της ενέργειας της δέσμης ακτίνων Χ στο σκεδαζόμενο δείγμα, μ ύ (Ε): ο γραμμικός συντελεστής εξασθένησης της ενέργειας της δέσμης ακτίνων Χ στο νερό, και μ έ (Ε): ο γραμμικός συντελεστής εξασθένησης της ενέργειας της δέσμης ακτίνων Χ στον αέρα. Είναι γραμμικός μετασχηματισμός του αρχικού συντελεστή εξασθένησης μ. Η ραδιοπυκνότητα του αποσταγμένου νερού με κανονική πίεση και θερμοκρασία είναι ενώ του αέρα είναι -1HU. Στο TPS η αρχική κλίμακα αριθμών Hounsfield (H) συμπιέζεται περαιτέρω σε υπογεγραμμένες τιμές 8-bit (-128 έως +127) χρησιμοποιώντας τη σχέση: = + για να είναι δυνατή η αποθήκευση της μήτρας πυκνότητας ως πίνακας byte. Η τιμή = -128 αντιστοιχεί σε voxels που βρίσκονται εκτός του ασθενούς. Το μέσο σε αυτά τα voxels υποτίθεται ότι είναι αέρας. Αυτή η ιδιότητα χρησιμοποιείται στην ανίχνευση ακτινών της μήτρας πυκνότητας για να βρεθεί η τομή μεταξύ της ακτίνας και του ασθενούς. Τα voxels αέρα εντός του ασθενούς λαμβάνουν την τιμή =-127. Παράμετροι που επηρεάζουν τα Hounsfield units (HU) (επομένως και την πυκνότητα των ηλεκτρονίων) είναι η τάση που εφαρμόζεται κατά μήκος ενός σωλήνα ακτίνων Χ (kv), το ρεύμα (ηλεκτρικό φορτίο ανά δευτερόλεπτο) (mas), το πάχος τομής, και το είδος της σάρωσης (αξονική/ελικοειδής). [15]

16 Μια σάρωση ενός ομοιώματος νερού θα πρέπει να δώσει εικόνα CT με παρόμοιες τιμές των pixels και αντίστοιχα ποσά θορύβου σε ολόκληρο το οπτικό πεδίο. Όμως στην πράξη η σάρωση ομοιόμορφων ομοιωμάτων παρουσιάζουν μεταβολές των τιμών CT και του θορύβου σε όλη την εικόνα. Οι μεταβολές αυτές γίνονται πιο αισθητές όταν το ομοιόμορφο ομοίωμα περιβάλλεται από ένα υλικό με υψηλή αντίθεση (όπως οστό). Εάν ένα ομοίωμα ή ένας ασθενής δεν είναι σωστά τοποθετημένο στο ισόκεντρο, είναι πιθανόν να παρατηρηθεί μια πιο έντονη διακύμανση του αριθμού CT και του θορύβου της εικόνας. Η ομοιομορφία των τιμών CT έχει σημασία όταν ο σαρωτής χρησιμοποιείται για ποσοτική εκτίμηση των CT τιμών, ιδιαίτερα στην Ακτινοθεραπεία. Πίνακας 1: Στην 1 η στήλη καταγράφονται τα διάφορα υλικά, στην 2 η φαίνεται η πυκνότητα του κάθε υλικού, στην 3 η η ηλεκτρονική πυκνότητα του, στην 4 η οι τιμές Hounsfield (H) και στην 5 η οι υπολογισμένες τιμές H από το TPS Μηχανές δόσης φωτονίων στο TPS Ένας μηχανισμός δόσης ορίζεται ως ένας αλγόριθμος που υπολογίζει τη δόση που έχει δοθεί στο setup δέσμης και ασθενούς, τα χαρακτηριστικά της δέσμης και την ανατομία του ασθενούς. Πιο συγκεκριμένα, αυτή η έννοια αναφέρεται σε έναν αλγόριθμο που υπολογίζει τη δόση ανά προσπίπτουσα ενεργειακή ροή. Με τη χρήση της έννοιας της μηχανής δόσης, οι αλγόριθμοι έχουν την ικανότητα να συσχετίζουν την υπολογιζόμενη δόση με τον προσπίπτον φασικό χώρο (όπως οι προσομοιώσεις Monte Carlo) και αντίστροφα. Επομένως, περαιτέρω βελτιώσεις των υπολογισμών της δόσης στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας μπορούν να γίνουν χωρίς να χρειαστεί να αλλάξουμε τους βασικούς φορμαλισμούς απλώς συνδέοντας μια νέα μηχανή δόσης. Οι μηχανές δόσης του TPS για φωτόνια βασίζονται σε πυρήνες εναπόθεσης ενέργειας. [16]

17 Pencil Beam(PB) Αλγόριθμος υπολογισμού δόσης Ο αλγόριθμος PB είναι τεχνική υπολογισμού δόσεων. Υποθέτει ότι οποιαδήποτε ακτινοβολία φωτεινών ακτίνων που προσπίπτει στον ασθενή είναι στην πραγματικότητα ένα συσσωμάτωμα πολλών μικρότερων, στενών "δοκών μολυβιών". Κάθε μία από αυτές τις δέσμες μολυβιών έχει μια ακτίνα κεντρικού άξονα κατά μήκος της οποίας αποθέτει κάποια δόση. Το σχήμα εναπόθεσης δόσης ποικίλλει ανάλογα με την ένταση και το φάσμα της δέσμης που προσπίπτει στον ασθενή. Η διάταξη και η στάθμιση των δοκών μολυβιού καθορίζονται από τους διαμορφωτές πεδίου (linac jaws, blocks, multileaf collimators). Στην πράξη αυτή η στάθμιση περιλαμβάνει την ένταση πρωτεύοντος φωτονίου στο σημείο εισόδου του ασθενούς. Η συνολική προσπίπτουσα ενέργεια στη δέσμη μολυβιών αναφέρεται ως η κύρια ροή ενέργειας. Όταν αυτή η δέσμη μολυβιών χτυπά στην επιφάνεια (μικρή διάμετρος μολυβιού), θα τοποθετηθεί δόση κάτω από την επιφάνεια. Αυτή η δόση θα έχει μια ορισμένη χωρική κατανομή (στο νερό), και θα συμβεί σύμφωνα με τις βασικές διεργασίες σκέδασης και απορρόφησης που υφίστανται τα φωτόνια και τα δευτερεύοντα ηλεκτρόνια (δηλαδή, θα εξαπλωθεί). Αυτή η κατανομή της δόσης που προκύπτει από μια πρόσκρουση δέσμης μολυβιών σε έναν απορροφητή αναφέρεται ως ο πυρήνας της δόσης. Στην ακτινοθεραπεία, για να υπολογίσουμε τη συνολική δόση σκεφτόμαστε τον πυρήνα της δόσης ως μια μικρή ποσότητα δόσεων που αντιπροσωπεύει τη δόση σε κάθε σημείο του χώρου γύρω από το προσπίπτον μολύβι. Προκειμένου να επιτευχθεί η κατανομή της δόσης για ολόκληρη τη δέσμη ακτινοθεραπείας, πρέπει να προσθέσουμε τη συμβολή της δόσης σε κάθε σημείο από κάθε μία από τις γειτονικές δέσμες μολυβιών που συνθέτουν ολόκληρη τη δέσμη. Ο όγκος του ασθενούς χωρίζεται σε δόσεις voxels και οι τιμές των καμπυλών δόσεων για κάθε πυρήνα δέσμης μολυβιών τοποθετούνται πάνω σε αυτές. Σε κάθε voxel στον όγκο η συνεισφορά δόσης από όλες τις συσπειρωμένες δέσμες μολυβιών αθροίζεται για να αποδώσει τη συνολική δόση στο σημείο αυτό. Αυτή η διαδικασία υπολογισμού ονομάζεται υπέρθεση. Οι πραγματικοί ασθενείς όμως έχουν ανομοιογένειες. Με αυτό εννοούμε ότι διάφορα τμήματα της ανατομίας έχουν διαφορετικές πυκνότητες (οστά, πνεύμονα, αεραγωγούς, μυς κλπ). Οι διαφορετικές πυκνότητες οδηγούν σε διαφορετικές εξασθενήσεις φωτονίων και απορροφήσεις δόσεων. Για να είναι χρήσιμος ο PB αλγόριθμος, ο υπολογισμός της δέσμης μολυβιών πρέπει να λάβει υπόψη αυτές τις ανομοιογένειες. Η εναπόθεση για κάθε δέσμη μολυβιών μπορεί να τροποποιηθεί για να ληφθούν υπόψη αυτές οι μεταβολές της πυκνότητας. Με βάση το σύνολο δεδομένων σχεδίασης CT, η πυκνότητα κάθε voxel στον ασθενή είναι γνωστή. Χρησιμοποιώντας τη συνολική πυκνότητα του συνόλου του υλικού μεταξύ του σημείου πρόσπτωσης της δέσμης μολύβι και του voxel όπου θέλουμε να γνωρίζουμε τη δόση παράγεται ένας συντελεστής κλίμακας για να "τεντώσει" ή να τεμαχίσει το σχήμα του πυρήνα δοσολογίας μολύβδου. Τεντώνει εάν η πυκνότητα έχει μειωθεί (όπως με τον πνεύμονα) ή τεμαχίζεται εάν η πυκνότητα έχει αυξηθεί (όπως με το οστό). Σε μια περιοχή χαμηλής πυκνότητας ο πυρήνας δόσης δέσμης μολυβιού θα επεκτείνεται ουσιαστικά, ενώ σε μια περιοχή υψηλής πυκνότητας η διάστασή του θα συρρικνώθηκε για να υπολογίσει το υψηλότερο συντελεστή εξασθένησης. Αυτές οι διορθώσεις εφαρμόζονται στον πυρήνα δόσης για κάθε δέσμη μολυβιών, ανάλογα με τις τοπικές μεταβολές της πυκνότητας που επηρεάζουν αυτή τη δέσμη μολυβιών. Μετά από αυτό, ακολουθείται η ίδια διαδικασία υπέρθεσης. Παρά αυτές τις διορθώσεις ο αλγόριθμος δέσμης μολυβιών εξακολουθεί να υποφέρει από ανακρίβειες γύρω από τις ανομοιογένειες. [17]

18 Collapsed Cone (CC) -Αλγόριθμος υπολογισμού δόσης Ο αλγόριθμος CC είναι ένας αλγόριθμος προσανατολισμένος στον όγκο ο οποίος λαμβάνει υπόψη του και την πλευρική μεταφορά ενέργειας. Επομένως, θα δώσει μια ακριβέστερη περιγραφή της κατανομής της δόσης σε καταστάσεις με σημαντικές ανομοιογένειες. Βασίζεται σε προ-υπολογισμένους πυρήνες σημείων που περιγράφουν την εναπόθεση ενέργειας από μια θέση αλληλεπίδρασης φωτονίων ως συνάρτηση της κατεύθυνσης και της απόστασης. Η ιδέα της δόσης, που εφαρμόζεται στην τρέχουσα εφαρμογή, είναι να υπολογιστεί η δόση στο ίδιο το πραγματικό μέσο αντί της δόσης σε μια κοιλότητα νερού Bragg-Gray. Για τους υπολογισμούς CC, ορίζεται ένα κανονικό πλέγμα 3D δόσης από τη γεωμετρία μήτρας πυκνότητας επιλέγοντας σημεία του voxel όπως φαίνεται στην εικόνα 1. Χρησιμοποιούνται όλα τα voxels, ακόμη και τα voxels που δεν βρίσκονται μέσα στον ασθενή. Ένα ίχνος ακτίνων εκτελείται σε κάθε ένα από αυτά τα σημεία για να προσδιοριστεί η ποσότητα της ακτινοβολούμενης ενέργειας που απελευθερώνεται σε κάθε voxel από την προσπίπτουσα δέσμη. Η ανάλυση περιορίζεται από την απόσταση μεταξύ της μήτρας του Εικόνα 1: κανονικό πλέγμα 3D δόσης από τη γεωμετρία μήτρας πυκνότητας επιλέγοντας σημεία στο κέντρο του voxel voxel και της διακριτοποίησης της μήτρας ροής. Όπως και στον αλγόριθμο PB, υπάρχει ένας διαχωρισμός κατηγορίας δόσης σε δόση πρωτογενούς και σκεδαζόμενης δόσης. Ο αλγόριθμος CC εφαρμόζει διάφορες προσεγγίσεις στη φυσική της μεταφοράς της ακτινοβολίας, η οποία μειώνει το χρόνο υπολογισμού σε επίπεδα που είναι αποδεκτά για την κλινική πρακτική. Ορισμός του όγκου Οι γεωμετρικές μεταβολές των στόχων και των κρίσιμων οργάνων, Εκτός από τα σφάλματα θέσης/ρύθμισης του ασθενούς, μπορούν επίσης να έχουν αρνητικό αντίκτυπο στην έκβαση της ακτινοθεραπείας. Για να αντισταθμιστούν αυτές οι διακυμάνσεις, έχουν καθοριστεί και περιγραφεί όγκοι θεραπείας και κρίσιμες δομές, για τον προγραμματισμό της θεραπείας στην έκθεση ICRU 5/62. Ο ορισμός του όγκου αποτελεί προϋπόθεση για τον ουσιαστικό σχεδιασμό θεραπείας σε τρεις διαστάσεις, και για την ακριβή αναφορά της δόσης. Οι ακόλουθοι όγκοι έχουν οριστεί ως κύριοι όγκοι που σχετίζονται με των τριών διαστάσεων σχεδιασμό θεραπείας: -Gross Tumor Volume (GTV) -Clinical Target Volume (CTV) -Integral Target Volume (ITV) -Planning Target Volume (PTV) -Treated Volume (TV) -Organ at Risk (OAR) Αυτό που έχει σημασία να ορίσουμε στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας είναι ο όγκος PTV, Εικόνα 2: Γραφική παράσταση των όγκων ενδιαφέροντος, όπως ορίζονται στις εκθέσεις ICRU 5 και 62. ο οποίος σχεδιάζεται από τον υπεύθυνο γιατρό. Το PTV είναι μια γεωμετρική έννοια και ορίζεται για την επιλογή των κατάλληλων ρυθμίσεων της δέσμης λαμβάνοντας υπόψη το [18]

19 καθαρό αποτέλεσμα-κέρδος από όλες τις δυνατές γεωμετρικές παραλλαγές προκειμένου να διασφαλιστεί ότι η προκαθορισμένη δόση απορροφάται από το CTV. CTV ορίζεται ο όγκος που περιέχει τον όγκο που φαίνεται απεικονιστικά (GTV) και/ή υποκλινική μικροσκοπική κακοήθεια που πρέπει να εξαλειφθεί. Ο όγκος αυτός πρέπει να αντιμετωπίζεται επαρκώς, προκειμένου να επιτευχθεί ο στόχος της θεραπείας. Στο PTV συμπεριλαμβάνονται οι εσωτερικές (κίνηση εσωτερικών οργάνων) και εξωτερικές μετακινήσεις (ανακρίβεια στην επαναληψιμότητα της θέσης της ακτινοθεραπείας, στη θέση του γραμμικού επιταχυντή ή των λέιζερ). Απόκτηση δεδομένων του ασθενή και προσομοίωση Η απόκτηση δεδομένων του ασθενή είναι σημαντικό μέρος της διαδικασίας προσομοίωσης, δεδομένου ότι απαιτούνται αξιόπιστα στοιχεία για τον σχεδιασμό της θεραπείας και επιτρέπει να πραγματοποιηθεί σωστά ένα πλάνο θεραπείας. Οι πληροφορίες του ασθενή που απαιτούνται για τον σχεδιασμό της θεραπείας ποικίλουν από υποτυπώδη έως πολύ πολύπλοκα, που κυμαίνονται από αποστάσεις που διαβάζονται πάνω στο δέρμα, μέσω της χρήσης των προσδιορισμένων περιγραμμάτων από την απόκτηση πληροφοριών από το CT πάνω από ένα μεγάλο όγκο, ή ακόμη και από σύντηξη εικόνας με χρήση διαφόρων μεθόδων απεικόνισης. Προσομοίωση της θεραπείας Η προσομοίωση του ασθενή αναπτύχθηκε αρχικά για να εξασφαλίσει ότι οι δέσμες που χρησιμοποιούνται για τη θεραπεία έχουν επιλεγεί σωστά και κατάλληλα με στόχο τον επιδιωκόμενο όγκο-στόχο. Σήμερα, η προσομοίωση της θεραπείας έχει ένα πιο διευρυμένο ρόλο στη θεραπεία των ασθενών που αποτελείται από: -προσδιορισμός της θέσης θεραπείας του ασθενή -προσδιορισμός των όγκων-στόχων και των ευαίσθητων οργάνων (OAR) -προσδιορισμός και επαλήθευση της γεωμετρίας του πεδίου θεραπείας -παραγωγή προσομοιώσεων ακτινογραφιών για κάθε θεραπευτική δέσμη για τη σύγκριση με το port film της θεραπείας (port film: ακτινογραφία που λαμβάνεται κατά την έναρξη της θεραπείας και μία φορά την εβδομάδα κατά τη διάρκεια της θεραπείας για να διασφαλιστεί η σωστή τοποθέτηση) -απόκτηση των στοιχείων του ασθενή για τον σχεδιασμό της θεραπείας Η απλούστερη μορφή της προσομοίωσης περιλαμβάνει τη χρήση των port films που λαμβάνονται από τα μηχανήματα της θεραπείας πριν από τη θεραπεία προκειμένου να καθοριστεί η γεωμετρία της δέσμης. Ωστόσο δεν είναι ούτε αποτελεσματικό ούτε πρακτικό να εκτελούνται προσομοιώσεις σε μονάδες θεραπείας. Πρώτον, αυτά τα μηχανήματα λειτουργούν σε εύρος ενεργειών Megavoltage επομένως δεν παρέχουν επαρκή ακτινογραφική ποιότητα για μία σωστή προσομοίωση θεραπείας, και δεύτερο, υπάρχει μεγάλη ζήτηση για την χρήση αυτών των μηχανημάτων για την πραγματική θεραπεία του ασθενή, οπότε η χρήση τους για προσομοίωση θεωρείται ως μη αποδοτική χρήση των πόρων. Αναπτύχθηκε ειδικός εξοπλισμός για την προσομοίωση της θεραπείας. Τα συμβατικά συστήματα προσομοίωσης βασίζονται σε γεωμετρική μονάδα θεραπείας σε συνδυασμό με διαγνωστικές ακτινογραφίες και ακτινοσκοπικά συστήματα. Τα σύγχρονα συστήματα προσομοίωσης βασίζονται στην αξονική τομογραφία (CT) με χρήση των ακτίνων-χ ή μαγνητική τομογραφία απεικόνισης (MRI) με τη χρήση μαγνητικών πεδίων. [19]

20 Computed Tomography (CT) Είναι μία ακτινογραφική διαδικασία η οποία παράγει ένα χάρτη των τιμών του συντελεστή εξασθένησης της ακτινοβολίας (ακτινών Χ) κατά τη διέλευση τους από το ανθρώπινο σώμα (λόγω φωτοηλεκτρικού φαινομένου και σκέδασης Compton). Η καταγραφή γίνεται στο επίπεδο μιας νοητής εγκάρσιας τομής του ανθρώπινου σώματος. Κάθε τομή αποτελείται από μία μήτρα εξασθενίσεων που αντιστοιχούν στους διαφορετικούς ιστούς της τομής. Σε κάθε αριθμητική τιμή αυτού του συντελεστή αποδίδεται μία ορισμένη απόχρωση του γκρι. Κατ αυτόν τον τρόπο η εικόνα μπορεί να γίνει αντιληπτή από το ανθρώπινο μάτι. Συνεπώς το βασικό πρόβλημα που αντιμετωπίζει το CT είναι ο υπολογισμός του συντελεστή εξασθένισης σε κάθε σημείο της νοητής τομής. Ο υπολογισμός αυτός βασίζεται σε πολυάριθμες μετρήσεις της εξασθένισης της ακτινοβολίας κατά τη διέλευση της από το ανθρώπινο σώμα, και στην εφαρμογή ορισμένων μαθηματικών μεθόδων με την βοήθεια των οποίων, χρησιμοποιώντας τις προηγούμενες μετρήσεις, υπολογίζονται οι τελικές τιμές του συντελεστή εξασθένισης. Ένα σύστημα CT χωρίζεται σε μετρητικό σύστημα (πηγή και ανιχνευτές ακτινοβολίας) και υπολογιστικό τμήμα (Η/Υ και τα περιφερειακά του). Για να αποκτηθεί μία εικόνα εγκάρσιας διατομής, η δέσμη περιορίζεται για να σχηματίσει ένα λεπτό fan κατά μήκος του ασθενούς (στην x-y κατεύθυνση) για να παραχθεί μία μονή τομή εικόνας στην αξονική (z) διεύθυνση. Σε κάθε περιστροφή του σωλήνα ακτινών Χ (x-ray tube) γύρω από τον ασθενή δημιουργούνται πολλές εκατοντάδες προφίλ εξασθένησης τα οποία ανακατασκευάζονται για να σχηματιστεί η απαιτούμενη εγκάρσια εικόνα. Τελικά, το ανθρώπινο σώμα, ένα 3D αντικείμενο, ανακατασκευάζεται από σύνολο 2D τομών. Οι δομές μίας 2D τομής ανακατασκευάζονται από πολλαπλές προβολές της τομής που λαμβάνονται από διαφορετικές γωνίες. Αρχή λειτουργίας Μία νοητή τομή από το ανθρώπινο σώμα παρουσιάζεται υπό μορφή τετραγωνικής διάταξης στοιχειωδών κύβων (μήτρα) και η ακτινοβολία παρουσιάζεται ως μία λεπτή γραμμική μονοενεργειακή δέσμη. Κάθε στοιχειώδης κύβος συμβάλλει στην εξασθένιση της διερχόμενης ακτινοβολίας. Το γεγονός αυτό εκφράζεται από την εξίσωση: I d I exp( l) I d I l Όπου: Ένταση ακτινοβολίας εξόδου Ένταση ακτινοβολίας εισόδου (I d ένταση εξόδου που ανιχνεύεται, μπορεί να μετρηθεί ενώ I είναι γνωστή και διατηρείται σταθερή) Γραμμικός συντελεστής εξασθένησης της ακτινοβολίας Το μήκος της διαδρομής μέσα στην ύλη Ειδικότερα, για το ανθρώπινο σώμα, ο συντελεστής εξασθένισης μεταβάλλεται λόγω της διαφορετικής πυκνότητας των ιστών και των οστών του ανθρώπινου σώματος. Σε αυτήν την περίπτωση ισχύει η σχέση : ( ) l I d I Ανακατασκευή αξονικής εικόνας Τυπικά, η ανακατασκευή μιας αξονικής εικόνας χρησιμοποιεί την προβολή των προφίλ που αποκτώνται από την περιστροφή του σωλήνα ακτίνων Χ και του ανιχνευτή [2] e

21 γύρω από τον ασθενή κατά 36. Ωστόσο, η ανακατασκευή είναι δυνατόν να γίνει με τις προβολές από την περιστροφή κατά 18, ενώ στους ελικοειδής σαρωτές CT χρησιμοποιούνται μεταβλητές γωνίες ανακατασκευής. Η ανακατασκευή επιτυγχάνεται κυρίως με τη μέθοδο οπισθοπροβολής η οποία επιτρέπει την ανακατασκευή σε σχεδόν πραγματικό χρόνο. CT στον Ακτινοθεραπευτικό σχεδιασμό Οι εικόνες CT παρέχουν ογκομετρικές πληροφορίες όχι μόνο για τον όγκο-στόχο αλλά και τα κρίσιμα όργανα. Η χρήση των εικόνων CT για τον σχεδιασμό ακτινοθεραπευτικού πλάνου βελτίωσε την κατανομή της δόσης στον όγκο ενώ μείωσε τη δόση στα κρίσιμα (υγιή) όργανα. Οι εικόνες CT μπορούν να μετατραπούν έτσι ώστε να παρέχουν πληροφορίες για την πυκνότητα των ηλεκτρονίων συνεπώς και για τον υπολογισμό της δόσης στην ετερογένεια. Ωστόσο, η αντίθεση της CT εικόνας βασίζεται στην εξασθένηση των ακτίνων Χ και έτσι σε ορισμένες περιπτώσεις η CT αντίθεση στους μαλακούς ιστούς δεν είναι επαρκής. Αυτός ο περιορισμός μπορεί να αντιμετωπιστεί με τον συνδυασμό της χρήσης των εικόνων CT και της μελέτης του μαγνητικού συντονισμού για τον σχεδιασμό της θεραπείας. Η διαδικασία εξασθένησης για CT κυριαρχείται από αλληλεπιδράσεις Compton για μαλακούς ιστούς και με κάποια φωτοηλεκτρικά φαινόμενα για τα υλικά με μεγαλύτερο ατομικό αριθμό (Ζ). Οι αλληλεπιδράσεις Compton είναι ανεξάρτητες από τον ατομικό αριθμό, είναι ανάλογες με την πυκνότητα και αντιστρόφως ανάλογες με την ενέργεια. Το φωτοηλεκτρικό φαινόμενο είναι ανάλογο του (Ζ/Ε) 3. Κατά τον σχεδιασμό της ακτινοθεραπείας, προκειμένου να υπολογίσουμε την κατανομή της ακτινοθεραπευτικής δόσης από μία CT εικόνα, πρέπει να δημιουργήσουμε μία σχέση μεταξύ της σχετικής πυκνότητας των ηλεκτρονίων και του CT number, δεδομένου ότι η αλληλεπίδραση Compton είναι η κυρίαρχη αλληλεπίδραση των ακτινών Χ σε ακτινοθεραπευτικές ενέργειες. Μια σάρωση ενός ομοιώματος νερού θα πρέπει να δώσει εικόνα CT με παρόμοιες τιμές των pixels και αντίστοιχα ποσά θορύβου σε ολόκληρο το οπτικό πεδίο. Όμως στην πράξη η σάρωση ομοιόμορφων ομοιωμάτων παρουσιάζουν μεταβολές των τιμών CT και του θορύβου σε όλη την εικόνα. Οι μεταβολές αυτές γίνονται πιο αισθητές όταν το ομοιόμορφο ομοίωμα περιβάλλεται από ένα υλικό με υψηλή αντίθεση (όπως οστό). Εάν ένα ομοίωμα ή ένας ασθενής δεν είναι σωστά τοποθετημένο στο ισόκεντρο, είναι πιθανόν να παρατηρηθεί μια πιο έντονη διακύμανση του αριθμού CT και του θορύβου της εικόνας. Η ομοιομορφία των τιμών CT έχει σημασία όταν ο σαρωτής χρησιμοποιείται για ποσοτική εκτίμηση των CT τιμών, ιδιαίτερα στην Ακτινοθεραπεία. Ποιότητα εικόνας Η ποιότητα της εικόνας στην αξονική τομογραφία αλλάζει ακόμη και σε συστήματα ίδιας εταιρείας και ίδιας γενεάς. Κατ αρχήν σε όλα τα συστήματα CT υπάρχουν παράγοντες τους οποίους εμείς δεν μπορούμε να τους μεταβάλουμε αλλά αυτοί επηρεάζουν την ποιότητα της εικόνας (πχ το είδος και αριθμός των ανιχνευτών, οι διαθέσιμοι τόνοι του γκρι της οθόνης, το είδος του μετατροπέα του σήματος από αναλογικό σε ψηφιακό κλπ). Αυτοί οι παράγοντες καθορίζονται από την κατασκευή του συστήματος της και χαρακτηρίζουν την κρουστική του απόκριση. Επίσης υπάρχουν και παράγοντες που μπορούμε να τους μεταβάλλουμε άμεσα για να βελτιώσουμε την ποιότητα της εικόνας. Στην υπολογιστική τομογραφία όπως και σε όλες τις άλλες τοπογραφικές μεθόδους έχουμε ουσιαστικά μία τρισδιάστατη τομή να [21]

22 απεικονίζεται σε μία δισδιάστατη οθόνη ή φιλμ. Σε αντίθεση με την συμβατική ακτινογραφία, στην αξονική τομογραφία μπορούμε να αυξομειώσουμε το πάχος της απεικονιζόμενης τομής με σκοπό την βελτίωση της ποιότητας της εικόνας. Επίσης άλλοι παράγοντες που επηρεάζουν την ποιότητα της εικόνας είναι το πεδίο απεικόνισης (FOV), το μέγεθος μήτρας, ο χρόνος ακτινοβόλησης κλπ. Εύκολα μπορούμε να αλλάξουμε τους παραπάνω παράγοντες και το αποτέλεσμα μπορεί εύκολα να το διακρίνει ένα εκπαιδευμένο ανθρώπινο μάτι (ιατρός ακτινολόγος, τεχνολόγος ακτινολόγος, ακτινοφυσικός). Βέβαια η ποιότητα της εικόνας δεν κρίνεται οπτικά, αλλά ορίζεται με αντικειμενικά χαρακτηριστικά. Η ποιότητα της ιατρικής εικόνας εξαρτάται από τρεις παραμέτρους: την οξύτητα (sharpness), την αντίθεση (contrast) και τον θόρυβο (noise). Χαρακτηριστικά της εικόνας CT Εκτός από την υποκειμενική εκτίμηση της ποιότητας μιας διαγνωστικής εικόνας μπορεί να γίνει και αντικειμενική εκτίμηση. Αυτό επιτυγχάνεται με τη χρήση ορισμένων παραμέτρων όπως η διακριτική ικανότητα, ο θόρυβος, και η ασάφεια. - Χωρική διακριτική ικανότητα (Χ.Δ.Ι) Η χωρική διακριτική ικανότητα είναι ένα μέγεθος που εκφράζει την ικανότητα ενός απεικονιστικού συστήματος να απεικονίζει ως ξεχωριστές οντότητες δύο ή περισσότερες δομές, πολύ μικρών διαστάσεων, που βρίσκονται πολύ κοντά η μία στην άλλη. Η ελάχιστη απόσταση που πρέπει να απέχουν δύο τέτοιες δομές ώστε να είναι δυνατή η διάκριση τους ονομάζεται συχνά όριο διακριτικής ικανότητας. Ο παράγοντας που επηρεάζει περισσότερο την Χ.Δ.Ι της εικόνας είναι το πάχος τομής ή το ενεργό άνοιγμα των διαφραγμάτων. Όσο μειώνουμε το πάχος τομής αυξάνεται η Χ.Δ.Ι. Επίσης επηρεάζεται από το μέγεθος της μήτρας ανακατασκευής. Αυξάνοντας το μέγεθος της (π.χ από 32X32 σε 512X512) περίπου τετραπλασιάζονται τα pixel τα οποία συμμετέχουν στον σχηματισμό της εικόνας. Ένας άλλος παράγοντας ο οποίος επηρεάζει το μέγεθος του pixel είναι το οπτικό πεδίο απεικόνισης (F.O.V). Αυτό μετριέται σε εκατοστά και όσο αυξάνεται μειώνεται το μέγεθος του pixel με αποτέλεσμα την ελάττωση της Χ.Δ.Ι. Συμπερασματικά αναφέρουμε ότι όταν μειώνεται μία από τις τρεις διαστάσεις του voxel αυξάνεται η Χ.Δ.Ι της παραγόμενης εικόνας. Άλλοι παράγοντες ακτινοβόλησης που μεταβάλλουν την Χ.Δ.Ι της εικόνας είναι το kvp (διεισδυτικότητα των ακτίνων Χ) και το mas (αριθμός φωτονίων που συμμετέχουν στον σχηματισμό της εικόνας). Αύξηση της διεισδυτικότητας των ακτίνων Χ, και του αριθμός των φωτονίων που συμμετέχουν στον σχηματισμό της εικόνας βελτιώνει την Χ.Δ.Ι. Από τους παράγοντες ανακατασκευής αυτοί που μεταβάλουν την Χ.Δ.Ι είναι ο αλγόριθμος ανακατασκευής και παρεμβολής ενώ την ελικοειδή σάρωση και στους τομογράφους πολλαπλών τομών εκτός του αλγόριθμου ανακατασκευής επηρεάζει ο παράγοντας ανασύνθεσης και το pitch (η παράγοντας επικάλυψης). - Θόρυβος (noise) Όταν μιλάμε για «θόρυβο» εννοούμε το σύνολο των πληροφοριών που περιέχονται σε μία εικόνα και οι οποίες δεν έχουν διαγνωστική αξία. Είναι αυτονόητο λοιπόν, ότι ο θόρυβο είναι ανεπιθύμητος και συχνά υποβαθμίζει την εικόνα με συνέπεια να κρύβει την χρήσιμη πληροφορία. Ο θόρυβος είναι συνήθως ποιο ενοχλητικός όταν το σήμα που έχουμε είναι ασθενές. Με τον όρο σήμα καθορίζεται η διαγνωστική χρήσιμη πληροφορία. Μία φυσική παράμετρος η οποία μετράει την ποιότητα της εικόνας είναι ο «λόγος σήματος προς θόρυβο» (signal to noise ratio SNR). Ισχυρό σήμα ή μείωση του θορύβου παράγουν υψηλής ποιότητας εικόνα. Στην ψηφιακή απεικόνιση ο κβαντικός θόρυβος αποτελεί ένα πολύ σημαντικό εμπόδιο στο σχηματισμό εικόνων, υψηλής ποιότητας. Ο θόρυβος της εικόνας, είναι [22]

23 στατιστικός και το μέγεθος του εξαρτάται από το μέγεθος του σήματος, αλλά προσεγγιστικά μπορεί να θεωρηθεί προσθετικός στο σήμα και λευκός. Ο θόρυβος της εικόνας μειώνεται αυξάνοντας το mas επειδή περισσότεροι φορείς πληροφορίας (φωτόνια) συμμετέχουν στον σχηματισμό της εικόνας. Η διεισδυτικότητα της ακτινοβολίας μειώνει τον θόρυβο στο κέντρο της εικόνας όπου είναι πάντα αυξημένος. Είναι προφανές ότι λιγότερα φωτόνια συμμετέχουν για τον σχηματισμό του εσωτερικού τμήματος της εικόνας σε σχέση με το περιφερειακό τμήμα λόγου της σκλήρυνσης που υφίσταται η δέσμη των ακτίνων Χ. Ένα λεπτότερο πάχος τομής αυξάνει τον θόρυβο της εικόνας επειδή λιγότερο σήμα καταγράφεται από τους ανιχνευτές. Επίσης οι αλγόριθμοι ανασύνθεσης, το είδος των ανιχνευτών και των ηλεκτρονικών συστημάτων επηρεάζουν τον θόρυβο της εικόνας. - Ασάφεια (Blurring) Με τον όρο ασάφεια ή «θάμπωμα» στην ψηφιακή εικόνα εννοούμε την υποβάθμιση της λεπτομέρειας της εικόνας που είναι κατά κύρια αποτέλεσμα της κρουστικής απόκρισης του απεικονιστικού συστήματος. Η ασάφεια είναι το αντίθετο της οξύτητας. Η οξύτητα της εικόνας,αναφέρεται στην δυνατότητα να διακριθεί η λεπτομέρεια. Μία εικόνα μεγάλης οξύτητας είναι εικόνα υψηλής χωρικής διακριτικής ικανότητας. Η ασάφεια κατά κύρια οφείλεται στους παρακάτω παράγοντες: α) Στο (ενεργό) μέγεθος της εστίας της λυχνίας (μεγάλη εστία μεγάλη παρασκιά), β)στην κίνηση του εξεταζόμενου, στην κίνηση των οργάνων, γ) στο πάχος τομής, δ)στο πάχους του ασθενή και στο οπτικό πεδίο απεικόνισης, ε)στη μήτρα επεξεργασίας της εικόνας, στ) στα ηλεκτρονικά του συστήματος και στους αλγόριθμους ανακατασκευής και ανασύνθεσης. Για να βελτιώσουμε την ασάφεια της εικόνας,τις περισσότερες φορές αρκεί να βελτιώσουμε την χωρική διακριτική ικανότητα αυτής. Επίσης η συγκράτηση αναπνοής σε εξετάσεις θώρακος- κοιλιάς και η ακινητοποίηση των εξεταζομένων περιορίζουν την ασάφεια. - Διακριτική ικανότητα χαμηλής αντίθεσης (Low contrast resolution) Αντίθεση της εικόνας είναι η παράμετρος που περιγράφει την ικανότητα ενός συστήματος να διακρίνει μικρές διαφορές στην ένταση του σήματος και να της απεικονίσει. Δηλαδή την ικανότητα να διακρίνει μικρές ανατομικές δομές που ευρίσκονται σε χαμηλή αντίθεση με τον περιβάλλοντα ιστό. Θεωρούμε ότι έχουμε συνθήκες χαμηλής αντίθεσης, όταν οι ιστοί οι οποίοι εξετάζονται, έχουν διαφορές στις πυκνότητες τους μικρότερες του,5%. Για την εκτίμηση της αντίθεσης της εικόνας χρησιμοποιείται ο όρος διακριτική ικανότητα χαμηλής αντίθεσης ή αντιθετική ευκρίνεια και ορίζεται σαν η μικρότερη διακριτή διαφορά έντασης μεταξύ μίας μικρής επιφάνειας της εικόνας (συγκεκριμένου σχήματος και μεγέθους) και του περιβάλλοντος ιστού. Όσο μεγαλύτερη είναι η αντιθετική ευκρίνεια του συστήματος, τόσο μικρότερες διαφορές στις εντάσεις του σήματος μπορούν να απεικονισθούν. Η μεγαλύτερη πηγή υποβάθμισης της αντίθεσης εικόνας, στα ψηφιακά απεικονιστικά συστήματα είναι ο στατιστικός θόρυβος. Αρά για να βελτιώσουμε την αντιθετική ευκρίνεια πρέπει να μειώσουμε τον θόρυβο. Η σημαντικότερη παράμετρος βελτίωση του θορύβου επιτυγχάνεται με την αύξηση του mas αλλά ταυτόχρονα αυξάνουμε την δόση στον ασθενή. Επίσης με αύξηση της διεισδυτικότητας της δέσμης (kvp), αλλαγή του αλγόριθμου εξέτασης και αύξηση του πάχους τομής μειώνεται ο θόρυβος. Η τελευταία παράμετρος (το πάχος τομής) ενώ όσο αυξάνει μειώνεται ο θόρυβο της εικόνας, ταυτόχρονα αυξάνει η διάσταση στον Ζ άξονα του pixel και το φαινόμενο μερικού όγκου με αποτέλεσμα στην κλινική πράξη σε αρκετές εξετάσεις (μικρά όργανα και δομές) να μειωθεί και η αντιθετική ευκρίνεια. Η μείωση του πάχους τομής αυξάνει το θόρυβο της εικόνας, ενώ η αύξηση της δόσης οδηγεί στην ελάττωση του θορύβου της εικόνας. Επίσης η αντιθετική ευκρίνεια [23]

24 αποδίδεται καλύτερα στο φίλμ και στην οθόνη αν εφαρμόσουμε ένα στενό παράθυρο απεικόνισης. Σημαντικό να τονίσουμε ότι μεταβάλλουμε τους παράγοντες έκθεσης μόνο όταν δεν μπορούμε να βελτιώσουμε την ποιότητα της εικόνας (αντιθετική ευκρίνεια) με αλλαγές στους παράγοντες ανασύνθεσης και απεικόνισης. Παράμετροι ή παράγοντες σάρωσης Σε έναν αξονικό τομογράφο οι μεταβαλλόμενοι παράγοντες που χαρακτηρίζουν ένα πρωτόκολλο εξέτασης χωρίζονται σε δύο κατηγορίες: στους παράγοντες λήψης και στους παράγοντες ανασύνθεσης. Παράγοντες λήψης Μέγεθος μήτρας (ανακατασκευής και παρουσίασης ), οπτικό πεδίο απεικόνισης ( field of view) Η εικόνα CT, όπως και κάθε ψηφιακή εικόνα, αποτελείτε από πολλά στοιχεία εικόνας (pixel). Το κάθε pixel είναι τετράγωνο και μπορεί να πάρει διαφορετική τιμή (αριθμός CT) και κατά συνέπεια διαφορετική απόχρωση του γκρί και αναπαριστά μια μικρή τρισδιάστατη μάζα υλικού δηλαδή ένα voxel. Ο συνολικός αριθμός των pixel που συμμετέχουν στον σχηματισμό της εικόνας καθορίζουν το μέγεθος της μήτρας. Σήμερα οι υπολογιστικοί τομογράφοι διαθέτουν μήτρες 256Χ256, 32Χ32, 512Χ512, 124Χ124 pixels. Όταν αυξήσουμε το μέγεθος της μήτρας ανακατασκευής σημαίνει ότι αυξάνουμε τα pixel τα οποία συμμετέχουν στο σχηματισμό της εικόνας δηλαδή μικραίνουν οι δύο διαστάσεις του pixel (μικραίνει το εμβαδόν του pixel) με αποτέλεσμα να έχουμε καλύτερη αναπαράσταση της τομής του εξεταζόμενου (βελτιώνεται η Χωρική Διακριτική Ικανότητα). Η μήτρα παρουσίασης συνήθως είναι μεγαλύτερη από την μήτρα ανακατασκευής (αν η πρώτη είναι 512Χ512 η δεύτερη είναι 124Χ124). Βέβαια όσο αυξάνουμε το μέγεθος της μήτρας αυξάνεται και ο θόρυβος της εικόνας. Η δέσμη των ακτίνων Χ είναι τριγωνική και πάντα ακτινοβολείτε περιοχή μεγαλύτερης διαμέτρου από την εγκάρσια τομή του εξεταζόμενου που τελικά απεικονίζεται. Πάχος τομής Όπως προαναφέραμε το pixel έχει δύο διαστάσεις(x,y) οι οποίες αλλάζουν από το μέγεθος της μήτρας και το οπτικό πεδίο ανασύνθεσης. Το κάθε pixel αναπαριστά ένα voxel. Αυτό όμως έχει τρεις διαστάσεις (x,y,z). Οι δύο πρώτες (x,y) είναι ίδιες, αλλά η τρίτη διάσταση η z στους συμβατικούς και σε ελικοειδούς σάρωσης CT είναι πολύ μεγαλύτερη κατά δέκα έως και είκοσι φορές. Άρα το voxel δεν έχει σχήμα κύβου αλλά σχήμα παραλληλόγραμμο. Αυτή όμως η ανισσοτροπία μπορεί να ελαττωθεί μειώνοντας το πάχος τομής (το μήκος του z άξονα). Το πάχος τομής στο CT εξαρτάτε από το άνοιγμα των διαφραγμάτων. Αλλά όπως και σε ένα συμβατικό σύστημα ακτίνων Χ, έτσι και στο CT η λυχνία των ακτίνων Χ εκπέμπει μία τριγωνική δέσμη. Για να αποκτήσεις τομές που να έχουν ένα ομοιόμορφο πάχος θα πρέπει να τοποθετηθούν διαφράγματα ακριβώς πίσω από την λυχνία. Μερικά συστήματα χρησιμοποιούν επιπρόσθετους κατευθυντήρες ακριβώς πίσω από τον εξεταζόμενο και πριν από τους ανιχνευτές για το βέλτιστο δυνατό της κατανομής της τομής(λιγότερη σκεδαζόμενη ακτινοβολία και παρασκιά). Όσα μέτρα και να πάρουμε ποτέ δεν μπορούμε να αποκτήσουμε μία πραγματικά παράλληλη τομή και να μην περιέχει πληροφορίες από γειτονικές περιοχές. Συμπερασματικά και εξαρτώμενο περισσότερο από το πραγματικό μέγεθος της εστίας των ακτίνων X, μια περιοχή εκτός του επιλεγόμενου πάχους τομής λαμβάνει ακτινοβολία μικρότερης έντασης(μη πρωτογενή δέσμη). Η περιοχή αυτή ονομάζεται παρασκιά (penumbra). [24]

25 Στην κλινική πράξη η αυξανόμενη λέπτυνση της κατανομής της τομής, που σχετίζεται με την μείωση του επιλεγμένου πάχους τομής, δεν σημαίνει υποβάθμιση της εικόνας, απεναντίας, είναι πολύ σημαντικό επειδή βελτιώνει την χωρική διακριτική ικανότητα στον άξονα Ζ. Cone-Beam Computed Tomography (CBCT) Μία σχηματική απεικόνιση μιας κωνικής δέσμης ακτίνων-χ (CBCT) που κατευθύνεται προς ένα flat panel imager μέσω του αντικειμένου (όγκος ενδιαφέροντος) φαίνεται στην εικόνα 3. Τυπικά, η ακτίνα σχήματος κώνου διευθετείται περαιτέρω για να παράγει ορθογώνιες δέσμες. Εικόνα 3: Σχηματική απεικόνιση μιας κωνικής δέσμης ακτίνων-χ (CBCT) που κατευθύνεται προς ένα flat panel imager μέσω του αντικειμένου (όγκος ενδιαφέροντος) Το CBCT διατέθηκε για πρώτη φορά στο εμπόριο για απεικόνιση στην οδοντιατρική το 21. Έκτοτε, διαπιστώθηκε ότι το CBCT μπορεί να υποσχεθεί πολλά για εφαρμογές ακτινοθεραπείας όπως το IGRT, καθώς θα μπορούσε να μειώσει τα σφάλματα τοποθέτησης του ασθενούς πριν από κάθε περίοδο θεραπείας. Το CBCT που είναι τοποθετημένο στον γραμμικό επιταχυντή, αποκτά εικόνες του ασθενούς στη θέση θεραπείας πριν από τη θεραπείας, για την επαλήθευση της θέσης του ασθενούς. Οποιαδήποτε μετατόπιση της περιοχής στόχου (παρεμβολές και εσωτερικές κινήσεις οργάνων) κατά τη διάρκεια της θεραπείας οδηγεί σε μείωση της δόσης που παρέχεται στον στόχο. Η αύξηση της δόσης στο στόχο είναι δυνατή μόνο με τη μείωση των περιθωρίων πεδίου (ICRU 62). Έτσι, το περιθώριο πεδίου είναι ο περιοριστικός παράγοντας στην κάλυψη ολόκληρου του όγκου και των κινήσεων του. Προκειμένου να μειωθεί το περιθώριο πεδίου, πρέπει να διαχειρίζεται η κίνηση του όγκου. Το σκεπτικό του IGRT είναι η μείωση των περιθωρίων με τη διαχείριση της κίνησης του όγκου και η παροχή βέλτιστων σχεδίων θεραπείας χρησιμοποιώντας εικόνες με τον ασθενή στη θέση θεραπείας αμέσως πριν ή κατά τη διάρκεια της θεραπείας. Η IGRT ενισχύει την ομοιομορφία στις χορηγούμενες δόσεις σε ασθενείς, παρέχοντας έτσι τη δυνατότητα μέτρησης των επιδράσεων των δοσιμετρικών και μη δοσιμετρικών παραγόντων στον όγκο και στους υγιείς ιστούς και αξιολογώντας τα αποτελέσματα σε κλινικές δοκιμές. Το IGRT αντιπροσωπεύει ένα νέο υπόδειγμα στην παροχή υψηλής ακρίβειας ακτινοθεραπείας. [25]

26 Εφαρμογές CBCT στην Ακτινοθεραπεία Η κύρια χρήση της CBCT ενσωματωμένης σε γραμμικό επιταχυντή είναι για IGRT. Ωστόσο, μπορεί επίσης να χρησιμοποιηθεί για προσαρμοστική ακτινοθεραπεία (ART), καθώς οι τιμές HU λαμβάνονται μπορούν να βαθμονομηθούν για χρήση στον προγραμματισμό της θεραπείας. Αυτές οι εφαρμογές συζητούνται παρακάτω. CBCT για χρήση του στην IGRT Με τεχνικές υψηλής συμβατότητας, όπως η ακτινοθεραπεία ρυθμιζόμενης έντασης (IMRT), καθώς και με 3D-Conformal Radiation Therapy (3DCRT), απαιτείται μια προηγμένη μέθοδος απεικόνισης για τον ακριβή εντοπισμό του στόχου και των κρίσιμων οργάνων. Το CBCT επιτρέπει στους ακτινοθεραπευτές να διορθώνουν τις αλλαγές της θέσης στόχου πριν από τη θεραπεία και επιτρέπει την παρακολούθηση πολύπλοκων μεταβολών του ασθενούς και της ανατομίας του όγκου, που συνήθως προκαλούνται από την απώλεια βάρους και την μείωση του όγκου (αλλαγές σχήματος του όγκου). Οι εξελίξεις σε ανιχνευτές επίπεδων πλαισίων μεγάλης επιφάνειας και η υπολογιστική ικανότητα έχουν καταστήσει το CBCT ιδανικό για εργασίες υψηλής ακρίβειας 3D IGRT και έχουν αρχίσει να αντικαθιστούν το δισδιάστατο IGRT προκειμένου να επαληθεύσουν εάν η περιοχή του όγκου (PTV) συμπεριλαμβάνεται σε όλη τη διάρκεια της θεραπείας. Έτσι, το CBCT ως IGRT έγινε δημοφιλής μέθοδος για την επαλήθευση της θέσης του ασθενούς και της θέσης του όγκου. Η χρήση του IGRT με βάση CBCT έχει βελτιώσει την ακρίβεια της ακτινοθεραπείας σε διάφορα σημεία θεραπείας, όπως ο προστάτης, ο πνεύμονας και η κεφαλή και ο τράχηλος. Το πλεονέκτημα του ογκομετρικού IGRT σε 2D τεχνικές προκύπτει από το γεγονός ότι βοηθά στην αξιολόγηση της γεωμετρίας των κρίσιμων οργάνων (OAR). Για παράδειγμα, η πλήρωση της ουροδόχου κύστης επιτρέπει τη μείωση της δόσης που παρέχεται στα OARs και επιτρέπει σημαντική μείωση του περιθωρίου PTV. Η πρακτική της IGRT που βασίζεται σε CBCT για τον καρκίνο του πνεύμονα είναι πρόκληση επειδή η αναπνευστική κίνηση προκαλεί σημαντικές παραμορφώσεις. Το CBCT μπορεί να χρησιμοποιηθεί για την επαλήθευση της κίνησης του όγκου ως συνάρτηση της αναπνευστικής κίνησης κατά την απεικόνιση των πνευμόνων και των κοιλιακών όγκων. Έχουν γίνει διάφορες προσεγγίσεις απεικόνισης με βάση το CBCT για καρκίνο του πνεύμονα. Στην περίπτωση των σύγχρονων CT, η περιστροφή του gantry είναι γρήγορη σε σχέση με τον κύκλο αναπνοής (,5s ή λιγότερο). Έτσι, μια 3D CT σάρωση μπορεί να δειχθεί σε διαφορετικές αναπνευστικές φάσεις και 4D CT δεδομένα μπορούν να ληφθούν επιλέγοντας τις τομές που αντιστοιχούν σε μια συγκεκριμένη φάση αναπνοής. Ωστόσο, στην περίπτωση της CBCT, η αργή περιστροφή του gantry (~1 λεπτό/περιστροφή) προκαλεί θόλωση του κινούμενου αντικειμένου σε όλες τις τομές. Παρόλα αυτά, το CBCT, που σχετίζεται με την αναπνοή, παρέχει πληροφορίες σχετικά με την κίνηση του όγκου. Αυτή η διαδικασία δίνει 2D προβολές CBCT που αντιστοιχούν σε μια συγκεκριμένη αναπνευστική φάση μέσω retrospective (αναδρομικής) ταξινόμησης. Αυτές οι προβολές στη συνέχεια ανακατασκευάζονται σε ένα σύνολο δεδομένων 4D CBCT. Έτσι, το 4D CBCT παρέχει πληροφορίες σχετικά με την τρισδιάστατη τροχιά των κινούμενων δομών και μειώνει σημαντικά τα κινούμενα αντικείμενα σε σύνολα δεδομένων CBCT 3D. Για τις περιπτώσεις κεφαλής και τραχήλου, οι συμβατικές μέθοδοι όπως οι προσεγγίσεις που βασίζονται σε μπλοκ ή μάσκα μειώνουν την ακρίβεια της τοποθέτησης του ασθενούς. [26]

27 CBCT για χρήση του στην ART Η ακρίβεια της χορήγησης της δόσης κατά τη διάρκεια μιας θεραπευτικής πράξης με τη χρήση του Planning CT (PCT), μπορεί να περιοριστεί λόγω αλλαγών στην ανατομία του ασθενούς (απώλεια βάρους) και στο μέγεθος του όγκου (συρρίκνωση και εκτόπιση όγκου). Ως εκ τούτου, οι πληροφορίες σχετικά με τον ασθενή και την ανατομία του όγκου που προηγείται αμέσως από κάθε συνεδρία θεραπείας είναι εξαιρετικής σημασίας για τη βελτίωση του θεραπευτικού αποτελέσματος. Η προσαρμοζόμενη ακτινοθεραπεία (ART) είναι μια τεχνική στην οποία οι παράμετροι σχεδιασμού θεραπείας, όπως οι διαστάσεις πεδίου και ο αριθμός των συνεδριών, τροποποιούνται με βάση τις αλλαγές στην ανατομία του όγκου και/ή την ανατομία του ασθενούς. Το CBCT έχει τη δυνατότητα να καταστεί χρήσιμο εργαλείο για την online ART καθώς βοηθά στην εντοπισμό της θέσης του όγκου σε 3D και καταγράφει τυχόν αλλαγές στην ανατομία του όγκου ή του ασθενούς κατά τη διάρκεια της θεραπείας. Αυτό γίνεται με τη συγχώνευση εικόνων CBCT με εικόνες PCT και την αξιολόγηση των διαφορών τους. Η κατανομή της δόσης υπολογίζεται εκ νέου, εάν είναι απαραίτητο, χρησιμοποιώντας το TPS ή με το λογισμικό που παρέχεται με το σύστημα απεικόνισης. Έτσι, τα βέλτιστα σχέδια θεραπείας μπορούν να ληφθούν χρησιμοποιώντας CBCT σαρώσεις προσαρμοστικά. Προκειμένου να μειωθεί ο όγκος του υγιή ιστού που ακτινοβολείται, το σκεπτικό για τη χρήση του CBCT ως ART (online ή offline) είναι να λαμβάνονται υπόψη οι καθημερινές αλλαγές στην ανατομία του όγκου κατά την παράδοση της δόσης. Παρά την αυξανόμενη χρήση του CBCT για την επαλήθευση της τοποθέτησης των ασθενών, η σχετικά κακή ποιότητα εικόνας της CBCT και ιδιαίτερα η μεταβολή των τιμών Hounsfield (HU) θέτει προβλήματα για τη χρήση της στην ART. Αυτή η διακύμανση των τιμών HU επηρεάζει την ακρίβεια του υπολογισμού της δόσης, καθώς οι τιμές HU σχετίζονται με την πυκνότητα ηλεκτρονίων που χρησιμοποιείται στους αλγορίθμους υπολογισμού δόσεων. Περιορισμοί στην απεικόνιση CBCT Η αυξημένη χρήση του CBCT στην απεικόνιση έχει οδηγήσει τους ερευνητές να διερευνήσουν τη δόση απεικόνισης του ασθενούς. Η γεωμετρία δέσμης κώνου καλύπτει ένα μεγάλο οπτικό πεδίο σε μία περιστροφή, το οποίο συμβάλλει σε μια μεγαλύτερη [27]

28 συνιστώσα σκεδαζόμενης ακτινοβολίας σε σύγκριση με την CT fan δέσμη. Η συνολική ποσότητα ανιχνευόμενης σκεδαζόμενης ακτινοβολίας στο CBCT υπερβαίνει την προσπίπτουσα ακτινοβολία που οδηγεί σε χαμηλές τιμές HU. Αυτό οδηγεί σε παράγοντες που επηρεάζουν την ποιότητα της εικόνας, όπως η ομοιογένεια, η αντίθεση και ο θόρυβος. Η γεωμετρική προβολή της κωνικής δέσμης, η ευαισθησία του ανιχνευτή και η αντίθεση των εικόνων που παράγει το CBCT στερούνται τη σαφήνεια και τη χρησιμότητα των εικόνων CT. Η σαφήνεια των εικόνων CT επηρεάζεται από artifacts, θόρυβο και φτωχή αντίθεση μαλακών ιστών. Οι ημερήσιες εικόνες από το CBCT παρέχουν σημαντική δόση στον ασθενή. Ως εκ τούτου, η σωστή γνώση της δοσιμετρίας CBCT είναι απαραίτητη καθώς αυξάνεται η χρήση αυτής της μεθόδου. Artifacts: Αιτίες και λύσεις Ring artifacts Τα ring artifacts είναι από τα πιο συνηθισμένα μηχανικά artifacts που εμφανίζονται σε CBCT λόγω ανακριβών ή ελαττωματικών στοιχείων ανιχνευτή κατά τη διαδικασία κατασκευής. Εμφανίζονται ως ένας αριθμός σκούρων ομόκεντρων δακτυλίων επικεντρωμένων στον άξονα περιστροφής. Για να καλύψει μεγάλους όγκους, ο ανιχνευτής τοποθετείται μετατοπισμένος στο κέντρο περιστροφής (COR). Αυτή η μετατόπιση, προκαλεί μια μετάβαση μεταξύ της κεντρικής και της περιφερειακής περιοχής του ανακατασκευασμένου όγκου στο FOV και μπορεί να οδηγήσει σε ένα ring artifact στο αξονικό επίπεδο. Αν και έχουν προσδιοριστεί οι αιτίες αυτών των ring artifacts, και έχουν αναπτυχθεί μέθοδοι για την καταστολή τους, θα απαιτηθούν ενισχυμένες μέθοδοι ανασυγκρότησης στο μέλλον για την περαιτέρω μείωση αυτών. Σκέδαση και Θόρυβος Οι εικόνες CBCT περιλαμβάνουν μεγαλύτερη ποσότητα σκεδαζόμενης ακτινοβολίας σε σύγκριση με τις εικόνες CT (fan beam). Αυτό έχει αναγνωριστεί ως ένας από τους κύριους περιοριστικούς παράγοντες για την τρέχουσα ποιότητα εικόνας στην CBCT με βάση το επίπεδο πάνελ ανιχνευτή. Η μεγαλύτερη συμβολή της σκέδασης σε CBCT οφείλεται σε μεγαλύτερα FOV γεωμετρίας δέσμης κώνου. Αυτό αναγκάζει τα φωτόνια να αποκλίνουν από την αρχική τους πορεία και να αυξήσουν την προσπίπτουσα ένταση που οδηγεί σε artifacts. Η σκέδαση είναι η πιο σοβαρή αιτία των artifacts ανομοιογένειας (όπως cupping artifacts), της υποβάθμισης της αντίθεσης και της ενίσχυσης του θορύβου σε εικόνες CBCT. Τα anti-scatter πλέγματα και τα φίλτρα bow-tie είναι οι μέθοδοι μείωσης της σκέδασης δέσμης ακτίνων που έχουν υιοθετηθεί μέχρι τώρα. Παρά τις μεθόδους που αναπτύσσονται, δεν υπάρχει επί του παρόντος καμία ομοιόμορφα αποδεκτή λύση. Ο θόρυβος, κατανεμημένος τυχαία ή μη τυχαία, είναι ένα ανεπιθύμητο σήμα σε μια εικόνα. Γενικά, υπάρχουν δύο κύριοι τύποι θορύβου στις προβολές ακτίνων Χ: Gaussian (ηλεκτρικός θόρυβος) και θόρυβος Poisson (κβαντικός θόρυβος). Ο θόρυβος Poisson (διακύμανση των φωτονίων που εξέρχονται από το αντικείμενο) στο CBCT είναι υψηλός επειδή τα μηχανήματα CBCT λειτουργούν σε χαμηλές τιμές ρεύματος για το σκοπό της μείωσης της δόσης. Έτσι, ο λόγος σήματος προς θόρυβο (SNR) είναι πολύ χαμηλότερος σε CBCT από ό, τι στην CT δέσμη ανεμιστήρων. Όταν αναπαράγονται εικόνες με τόσο χαμηλό SNR, παράγονται ασυνεπείς τιμές συντελεστών γραμμικής εξασθένησης και συνεπώς οι αριθμοί HU. Επομένως, η ανάλυση χαμηλής αντίθεσης μειώνεται λόγω της υψηλής στάθμης θορύβου που οδηγεί σε απώλεια διαγνωστικών πληροφοριών. Ωστόσο, δεν έχει ακόμη αναπτυχθεί μια πρακτική λύση για την καταστολή του θορύβου. [28]

29 Beam hardening Beam hardening παρατηρείται όταν μια δέσμη ακτίνων Χ που αποτελείται από πολυχρωματικές ενέργειες, περνά μέσω ενός αντικειμένου και γίνεται «σκληρότερο» εκεί που τα κατώτερα φωτόνια ενέργειας θα απορροφηθούν (εξασθένηση δέσμης) αφήνοντας μόνο τα υψηλότερα ενέργειας φωτόνια. Αυτό οδηγεί σε μείωση των τιμών εξασθένησης, εμφανίζοντας ένα "cupping arifact", μια σκοτεινή περιοχή στο κέντρο του σαρωμένου αντικειμένου. Ο δεύτερος τύπος artifact που σχετίζεται με τη σκλήρυνση δέσμης, εμφανίζεται με τη μορφή σκούρων λωρίδων και ταινιών μεταξύ και γύρω από αντικείμενα υψηλής πυκνότητας στην εικόνα, όταν υψηλός ατομικός αριθμός και υλικά υψηλής πυκνότητας βρίσκονται στο FOV. Μεγαλύτερο FOV γεωμετρίας δέσμης κώνου έχει σαν αποτέλεσμα την καταγραφή ανομοιογενών υλικών μεγάλης έντασης σε ανακατασκευασμένες εικόνες που οδηγεί στην εμφάνιση streak artifacts. Το streak artifact είναι πολύ παρόμοιο με αυτό που προκαλείται από τη σκέδαση. Η ενσωματωμένη λειτουργία σαρωτή ελαχιστοποιεί τη σκλήρυνση της δέσμης, με τη χρήση bow-tie φίλτρων, βαθμονόμηση σαρωτών CBCT για διαφορετικές τάσεις και χρήση αλγορίθμων διόρθωσης. Artifacts κίνησης και εσφαλμένης ευθυγράμμισης Εκτός από τα προαναφερθέντα artifacts του συστήματος, στο CBCT εμφανίζονται και artifacts λόγω κίνησης και κακής ευθυγράμμισης τα οποία αποτελούν επίσης ένα πρόβλημα στο CBCT. Η περιορισμένη περιστροφική ταχύτητα του gantry του γραμμικού, καθιστά τις εικόνες CBCT πιο επιρρεπείς σε αντικείμενα κίνησης λόγω του εκτεταμένου χρόνου απόκτησης. Στις ανιχνεύσεις των ασθενών, η κίνηση των δομών κατά τη διάρκεια της σάρωσης οδηγεί σε ραβδώσεις από αντικείμενα υψηλής αντίθεσης, όπως τα οστά και οι κοιλότητες του αέρα. Οι μεγάλες φυσικές μετατοπίσεις προκαλούν διπλά περιγράμματα στις εικόνες. Τα artifacts κίνησης μπορούν να μειωθούν χρησιμοποιώντας βοηθήματα τοποθέτησης και κατάλληλα πρωτόκολλα για να αποφευχθεί η θολότητα που προκαλείται από την αναπνευστική κίνηση. Aliasing artifacts Στην γεωμετρία κωνικής δέσμης, ο αριθμός των ακτίνων που φθάνουν ανά voxel μειώνεται γραμμικά με την αύξηση της απόστασης του voxel από την πηγή. Ως αποτέλεσμα, τα voxels που είναι πιο κοντά στην πηγή συγκεντρώνουν περισσότερες ακτίνες από αυτές που βρίσκονται κοντά στον ανιχνευτή. Αυτή η υπο-δειγματοληψία δεδομένων από την απόκλιση της κωνικής δέσμης οδηγεί σε εσφαλμένη καταχώρηση πληροφοριών. Αυτό οδηγεί σε Line patterns στα σύνολα δεδομένων CBCT, που ονομάζονται aliasing artifacts. Αυτό το artifact μειώνεται σε μεγάλο βαθμό χρησιμοποιώντας πιο εξελιγμένες τεχνικές προβολής και οπίσθιας προβολής. Μπορεί να μειωθεί περαιτέρω με τη διεξαγωγή μεγαλύτερου αριθμού προβολών ανά περιστροφή και με τη χρήση καλύτερης μεθόδου παρεμβολής που να ανταποκρίνεται περισσότερο στις φυσικές συνθήκες μέτρησης. Ωστόσο, η ανάγκη για τεράστια υπολογιστική ισχύ εμποδίζει αυτές τις μεθόδους να χρησιμοποιηθούν σε εμπορικούς σαρωτές. Σε γενικές γραμμές, πολλές τεχνικές εξελίξεις βρίσκονται σε εξέλιξη προκειμένου να μειωθούν αυτά τα artifacts της κωνικής δέσμης ακτίνων Χ. Καθώς τα περισσότερα λάθη εμφανίζονται κατά την ανακατασκευή, μια αποτελεσματική προσέγγιση για την αποφυγή αυτών των artifacts είναι η χρήση περίπλοκων αλγορίθμων που αντιπροσωπεύουν μεγάλους όγκους FOV. Η χρήση επαναληπτικών τεχνικών ανακατασκευής που μπορούν να χειριστούν πιο σύνθετα μοντέλα θα μπορούσε να μειώσει σημαντικά τα artifacts και να παράγει ανακατασκευές δέσμης κώνου με βελτιωμένα χαρακτηριστικά θορύβου. Ωστόσο, οι επαναληπτικές μέθοδοι χρειάζονται ώρες για να ολοκληρωθούν. Έτσι, η κλινική χρήση επαναληπτικών ανακατασκευών μπορεί να είναι εφικτή μόνο με την αύξηση της υπολογιστικής ταχύτητας στη τάξη ενός λεπτού. [29]

30 Ποιότητα εικόνας Οι CBCTs χρησιμοποιούνται για την εκτίμηση της θέσης του ασθενούς κατά τη διάρκεια της θεραπείας μέσω εγγραφής εικόνας. Συνεπώς, οι παράμετροι ποιότητας αυτών των συσκευών, όπως η ανάλυση υψηλής αντίθεσης (high contrast resolution), η ανάλυση χαμηλής αντίθεσης, η αναλογία θορύβου, η ομοιογένεια εικόνας και ο θόρυβος, έχουν μεγάλη σημασία. Τα τρέχοντα συστήματα CBCT έχουν περιορισμούς λόγω της ανάλυσης εικόνας και της ευαισθησίας του ανιχνευτή. Η γεωμετρία προβολής είναι επίσης ένα ζήτημα λόγω του χαμηλότερου αριθμού προβολών δέσμης κώνου από κυκλικές τροχιές και από τις προσεγγίσεις που χρησιμοποιούνται στον αλγόριθμο ανακατασκευής. Ο μικρότερος αριθμός προβολών από μία περιστροφή στη γεωμετρία δέσμης κώνου είναι ανεπαρκής για μια ακριβή ανακατασκευή του όγκου. Επιπλέον, λόγω των υπολογιστικών περιορισμών, όλες οι τρέχουσες μηχανές CBCT χρησιμοποιούν έναν αλγόριθμο ανακατασκευής, ο οποίος απλά προσεγγίζει το γραμμικό ολοκλήρωμα χωρίς να υπολογίζει την αρχική απόσταση που μεταδίδει η ακτίνα μεταξύ της πηγής και του ανιχνευτή. Παρόλο που η τεχνική kv CBCT είναι κλινικά καλά εδραιωμένη, τα scatter artifacts μειώνουν την ποιότητα της εικόνας και συνεπώς τις διαγνωστικές πληροφορίες Συσσώρευση δόσης στο CBCT Η πιθανή χρήση του CBCT ως ένα πολύ ακριβές εργαλείο online καθοδήγησης της εικόνας θα επιφέρει στους ασθενείς μια σημαντική συσσώρευση δόσεων. Επί του παρόντος, η δόση από την απεικόνιση CBCT δεν λαμβάνεται υπόψη κατά τη διαδικασία σχεδιασμού θεραπείας. Μελέτες, ανέφεραν ότι η χρήση CBCT για καθημερινή απεικόνιση θα οδηγούσε σε σημαντική δόση που θα οδηγούσε σε αυξημένο κίνδυνο δευτερογενούς καρκίνου. Επομένως, προκειμένου να αποφευχθούν οι επιβλαβείς επιδράσεις αυτών των πρόσθετων δόσεων, είναι απαραίτητο να ποσοτικοποιηθεί η δόση από την απεικόνιση CBCT για ασθενείς που υποβάλλονται σε θεραπεία με φυσικές μετρήσεις. Είναι ευρέως αποδεκτό ότι η απεικόνιση με CBCT παρέχει σημαντικά υψηλότερη δόση στους ασθενείς απ ότι η απεικόνιση με CT (fan beam). Η επιλογή κατάλληλου πρωτοκόλλου κατάλληλου για μια κλινική εργασία είναι ένα από τα απλούστερα μέσα για τη μείωση της δόσης του ασθενούς. Για παράδειγμα, σε μια μελέτη κεφαλής/τραχήλου, όπου η τοποθέτηση μπορεί να γίνει με τη χρήση οστικής ανατομίας, η ανάγκη για αντίθεση μαλακού ιστού συχνά δεν απαιτείται. Ως αποτέλεσμα, μπορεί κανείς να επιλέξει έναν τρόπο χαμηλής δόσης CBCT που επαρκεί για την τοποθέτηση. Ωστόσο, εάν η μελέτη απαιτεί αντίθεση μαλακού ιστού, τότε θα χορηγηθούν υψηλότερες δόσεις CBCT. Περαιτέρω μείωση των ρυθμίσεων του ρεύματος ακτίνων Χ (ma) ή των ρυθμών πλάτους παλμού (ms) λίγο πριν από τη σάρωση ενός μεμονωμένου ασθενούς θα είχε ως αποτέλεσμα τη μείωση της δόσης κάτω από τις προεπιλεγμένες ρυθμίσεις, θυσιάζοντας σε κάποιο βαθμό την ποιότητα της εικόνας. [3]

31 Υλικά και Μεθοδολογία Σε αυτό το κεφάλαιο θα αναλυθεί η μεθοδολογία και η διαδικασία που ακολουθήθηκε κατά τη διάρκεια λήψης των μετρήσεων, καθώς και θα αναφερθούν τα υλικά που χρησιμοποιήθηκαν μαζί με τα χαρακτηριστικά τους. Υλικά Αξονικός Τομογράφος (CT) Χρησιμοποιήθηκε ο αξονικός τομογράφος του Γενικού Νοσοκομείου Πάτρας ο Άγιος Ανδρέας. Πρόκειται για ένα αξονικό τομογράφο της SIEMENS SOMATOM EMOTION 16 EXCEL. Εξομοιωτής με δυνατότητα χρήσης κωνικής δέσμης CT (CBCT) Χρησιμοποιήθηκε ο εξομοιωτής με δυνατότητα χρήσης CBCT του Γενικού Νοσοκομείου Πάτρας ο Άγιος Ανδρέας. Ο εξομοιωτής λέγεται Simulix Evolution, είναι της εταιρίας NUCLETRON και έχει τη δυνατότητα λήψης αξονικής τομογραφίας τύπου cone beam (CBCT). Το σύστημα του εξομοιωτή CBCT δεν είναι ενσωματωμένο στον γραμμικό επιταχυντή, και χρησιμοποιείται στην προσαρμοστική θεραπεία (off line) για την αντιμετώπιση προοδευτικών αλλαγών (όπως απώλεια βάρους του ασθενή). Ομοίωμα κεφαλής Στην πειραματική μας διαδικασία χρησιμοποιήσαμε ένα κυλινδρικό ομοίωμα κεφαλής από Plexiglas της εταιρίας PTWFREIBURG μοντέλου T417 με διάμετρο 16cm. Χρησιμοποιήθηκε με σκοπό τον έλεγχο των τιμών της δόσης σε ομοιογενή περιοχή ενδιαφέροντος με τη χρήση εικόνων CT και CBCT. Ομοίωμα νερού Στην πειραματική μας διαδικασία χρησιμοποιήσαμε ένα κυλινδρικό ομοίωμα νερού της εταιρίας Pro Project μοντέλου Pro-CT AAPM με διάμετρο 22cm. Χρησιμοποιήθηκε με σκοπό τον έλεγχο των τιμών της δόσης σε ομοιογενή περιοχή ενδιαφέροντος με τη χρήση εικόνας CBCT. [31]

32 Tissue Characterization Phantom Στην πειραματική μας διαδικασία χρησιμοποιήσαμε ομοίωμα ποιοτικού ελέγχου της εταιρίας GAMMEX και μοντέλου 467. Το Gammex 467 αποτελείται από ένα Solid Water δίσκο, με 33cm διάμετρο (και 5cm ύψος), ο οποίος προσεγγίζει το μέγεθος ενός μέσου ασθενή στην περιοχή μιας μέσης λεκάνης. Στον δίσκο υπάρχει μια μήτρα από 16 οπές, η κάθε μια με διάμετρο 2.8cm, οι οποίες μπορούν να γεμίσουν με ράβδους οι οποίοι κατασκευάζονται από διάφορα υλικά υποκατάστατων ιστών και νερού. Η διάταξη και οι θέσεις των υλικών στον δίσκο φαίνεται στην εικόνα 4. Οι υψηλής πυκνότητας ράβδοι (δηλαδή, τα υλικά των οστών) διανέμονται ομοιόμορφα οι σε όλο το ομοίωμα με σκοπό να ελαχιστοποιούνται τα artefacts. Η φυσική πυκνότητα (g/cm ) και η πυκνότητα ηλεκτρονίων σε σχέση με το νερό των υλικών της ράβδου παρατίθενται στον πίνακα 2. Η σχετική πυκνότητα ηλεκτρονίων κυμαίνεται από.29 έως 1.69 ή αντίστοιχα η φυσική πυκνότητα των δομών κυμαίνεται από.3 έως 1.82 g/cm. Το Electron Density CT Phantom Gammex 467, σε συνδυασμό με το CT μπορεί να χρησιμοποιηθεί για να καθοριστεί η σχέση μεταξύ της πυκνότητας ηλεκτρονίων των διαφόρων ιστών και του αντίστοιχου αριθμού CT (σε μονάδες Hounsfield Units, HU). Εικόνα 4 : Σχηματική απεικόνιση και διατομή του Gammex 467 [32]

33 Πίνακας 2: Στην 1 η στήλη καταγράφονται τα διαφορετικά υλικά των ενθέτων στο ομοίωμα, στην 2 η στήλη παραθέτει την Πυκνότητα ηλεκτρονίων σε σχέση με το νερό για κάθε υλικό και στην 3 η στήλη τη φυσική πυκνότητα τους. Η 4 η στήλη δίνει τους αριθμούς συσχέτισης των υλικών των ράβδων του ομοιώματος σε σχέση με τους αριθμούς του μοντέλου Gammex. Ασθενείς Επιλέχτηκαν 6 ασθενείς (θώρακα n=2, πυέλου n=2, κεφαλής/τραχήλου n=2) από τους καταγεγραμμένους ασθενείς του νοσοκομείου, οι οποίοι έχουν κάνει εξέταση CT και CBCT (με την ίδια τοποθέτηση) με σκοπό τη δοσιμετρική σύγκριση και αξιολόγηση των εικόνων κατά τον Ακτινοθεραπευτικό σχεδιασμό. Για τον υπολογισμό της κατανομής της δόσης, εικόνες CT και CBCT καταχωρήθηκαν, και στη συνέχεια εφαρμόστηκαν πλάνα θεραπείας, μεταφέροντας τη γεωμετρία του πλάνου CT στο CBCT χωρίς αλλαγές. Σε κάθε περίπτωση ασθενών, δόθηκε έμφαση στο να διατηρηθούν οι βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο CT κάθε δέσμης. Σε συγκεκριμένα σημεία πάνω στην εικόνα (σημεία δοσιμετρικού ενδιαφέροντος και σημεία κοντά στις ετερογένειες) υπολογίζουμε τη δόση που θα δεχθεί ο ασθενής κατά την εφαρμογή του πλάνου και τη συγκρίνουμε με την αντίστοιχη στην άλλη εικόνα στα ίδια ακριβώς σημεία με το ίδιο ακριβώς πλάνο θεραπείας. Σύστημα σχεδιασμού πλάνων θεραπείας Στο Γενικό Νοσοκομείο Πάτρας Άγιος Ανδρέας το Σύστημα Σχεδιασμού Πλάνων Θεραπείας ή Treatment Planning System (TPS), το οποίο χρησιμοποιούμε, είναι το Oncentra Master Plan της εταιρίας Nucletron. [33]

34 Το Oncentra MasterPlan είναι ένα πλήρως αυτόνομο υπολογιστικό σύστημα σχεδίασης για δέσμες εξωτερικής ακτινοθεραπείας και χρησιμοποιείται για τον σχεδιασμό πλάνου θεραπείας ασθενή. Παρέχει υψηλό βαθμό ολοκλήρωσης πραγματοποιώντας τις βέλτιστες ρυθμίσεις εικόνας για τον ασθενή και δίνει την δυνατότητα εισαγωγής διαφορετικών τύπων εικόνων (CT/MRI). Επίσης δίνει την δυνατότητα να ορισθούν με βάση τις διάφορες λεπτομέρειες της εικόνας στοχευόμενες περιοχές και κρίσιμες δομές αμέσως μετά την ολοκλήρωση της εισαγωγής των εικόνων του ασθενή. Οι όγκοι-στόχοι και τα υγιή όργανα μπορούν να σχεδιαστούν με μια μεγάλη ποικιλία από αυτοματοποιημένα εργαλεία. Ακόμα, υπάρχουν, εύκολα στην χρήση, εργαλεία σχεδιασμού του περιγράμματος του ασθενή, όπως και ισχυροί αλγόριθμοι υπολογισμού της δόσης. Τέλος, υπάρχει και η δυνατότητα αναθεώρησης του πλάνου θεραπείας από τον αρχικό σχεδιασμό. Εικόνα 5: Μία αντιπροσωπευτική εικόνα από το MasterPlan Όπως προαναφέρθηκε, στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας παρέχονται τρεις διαφορετικοί αλγόριθμοι υπολογισμού δόσεων, pencil beam (PB) και collapsed cone (CC) για δέσμες φωτονίων και Monte-Carlo (MC) για δέσμες ηλεκτρονίων. Στην περίπτωση δέσμης φωτονίων, οι πιο σύγχρονοι αλγόριθμοι υπολογισμού που εφαρμόζονται σε συστήματα προγραμματισμού τριών διαστάσεων είναι οι τεχνικές PB και υπέρθεσης /συνέλιξης, όπως ο CC. Στις μετρήσεις μας θα χρησιμοποιήσουμε τον αλγόριθμο υπολογισμού δόσης CC. Ο αλγόριθμος CC εφαρμόζει διάφορες προσεγγίσεις στη φυσική της μεταφοράς της ακτινοβολίας, η οποία μειώνει το χρόνο υπολογισμού σε επίπεδα που είναι αποδεκτά για την κλινική πρακτική. Από την άλλη, ενώ ο αλγόριθμος PB είναι πολύ γρήγορος, υπάρχουν πολλοί περιορισμοί της χρήσης του σε ετερογενή μέσα. Αυτό οφείλεται στο γεγονός ότι οι αλγόριθμοι PB χρησιμοποιούν μια διδιάστατη διόρθωση πυκνότητας η οποία δεν μοντελοποιεί με ακρίβεια το ακριβές μοντέλο της κατανομής των δευτερογενών ηλεκτρονίων σε μέσα διαφορετικής πυκνότητας. Ο CC αλγόριθμος που χρησιμοποιείται από το MasterPlan, δεν βλέπει την πηγή του γραμμικού επιταχυντή σαν σημειακή, άλλα την εισάγει στους υπολογισμούς του σαν έλλειψη. Επίσης, με την χρήση του CC αλγόριθμου έχουμε μεγαλύτερη ακρίβεια στην κλινική πράξη. [34]

35 Μεθοδολογία-Αποτελέσματα Βαθμονόμηση Προσδιορισμός της σχέσης μεταξύ του CT number και της πυκνότητας για το σύστημα σχεδιασμού θεραπείας που βασίζεται σε εικόνα Οι ακριβής διορθώσεις για ανομοιογένειες του ιστού είναι κρίσιμο κομμάτι για ένα πλάνο θεραπείας. Η εφαρμογή της διόρθωσης ανομοιογένειας του ιστού στο σχεδιασμό της θεραπείας, θα βελτιώσει την ακρίβεια των υπολογισμών της δόσης ακτινοβολίας σε ασθενείς που υποβάλλονται σε ακτινοθεραπεία εξωτερικής δέσμης. Για να μπορεί να εφαρμοστεί η διόρθωση ανομοιογένειας του ιστού, πρέπει να καθοριστεί η σχέση μεταξύ του αριθμού CT των διαφόρων ιστών και της αντίστοιχης πυκνότητας ηλεκτρονίων. Οι πληροφορίες αυτές εγγράφονται στο ηλεκτρονικό σύστημα σχεδιασμού θεραπείας με στόχο τη δυνατότητα ανάγνωσης των CT εικόνων και χρησιμοποιούνται για να είναι δυνατή η ακρίβεια στις διορθώσεις των ανομοιογενειών του ιστού (σε μία βάση pixel-by-pixel, αν είναι απαραίτητο). Αυτή η σχέση χαρακτηρισμού του ιστού επιτρέπει τη μετατροπή του αριθμού CT, σε κάθε voxel των εικόνων CT, σε πυκνότητα για χρήση στους υπολογισμούς της δόσης. Για τον σκοπό αυτό, σαρώσαμε (στο CT και CBCT) το ομοίωμα μοντέλου Gammex 467 χαρακτηριστικό ιστού με 16 ένθετα κατασκευασμένα από διαφορετικά υλικά. Στη συνέχεια, χρησιμοποιήσαμε τις εικόνες στο λογισμικό CT, CBCT και στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας Oncentra MasterPlan για τον προσδιορισμό του αριθμού CT των υλικών. Διαδικασία: 1) Τοποθετούμε το ομοίωμα Gammex 467 επί του gantry του CT έτσι ώστε το λέιζερ να διέρχεται από το κέντρο του. Στη συνέχεια, το κρεβάτι σάρωσης κανονίστηκε έτσι ώστε το εσωτερικό λέιζερ CT να διέρχεται από το κέντρο του ομοιώματος. Αυτό το σημείο ορίστηκε το σημείο αναφοράς (,,) του αξονικού τομογράφου 2) Επιλέγουμε διαστάσεις του πεδίου και ενέργεια δέσμης φωτονίων (11kV και 13kV), και σαρώνουμε το ομοίωμα σε τομές 3mm η καθεμία. 3) Χρησιμοποιήσαμε μία περιφερειακή γραμμή για να σαρώσει μία φέτα από το κέντρο του ομοιώματος και μετρήσαμε την απόσταση των 8 οπών αέρα έτσι ώστε να ελέγξουμε την ακρίβεια του σαρωτή 4) Μετά τη σάρωση, χρησιμοποιήθηκε η τομή στην επιφάνεια του ομοιώματος για να μετρήσουμε και να καταγράψαμε τον μέσο αριθμό HU κάθε ενθέτου ορίζοντας μια κυκλική περιοχή ενδιαφέροντος (ROI) με διάμετρο 1cm επί του κεντρικού τμήματος της δομής 5) Στη συνέχεια, σχεδιάσαμε γραφικά τις τιμές των HU (που μετρήσαμε) συναρτήσει της γνωστής πυκνότητας ηλεκτρονίων ( ) Την ίδια ακριβώς διαδικασία ακολουθήσαμε και στο μηχάνημα του εξομοιωτή με CBCT. Τοποθετήσαμε το ομοίωμα στο κρεβάτι έτσι ώστε τα λέιζερ να διέρχονται από το κέντρο του. Σαρώσαμε το ομοίωμα σε τομές, 3mm η καθεμία, με ενέργεια 1kV. Πήραμε την τομή στην επιφάνεια του ομοιώματος και μετρήσαμε και καταγράψαμε την τιμή των HU για κάθε ράβδο (δεν πήραμε ROI γιατί το πρόγραμμα του CBCT δίνει την τιμή για περιοχή 5x5 pixel). [35]

36 Εικόνα 6: Αριστερά η εικόνα CT (κεντρική τομή) του ομοιώματος GAMMEX και δεξιά η εικόνα CBCT 2,4cm κάτω από την κεντρική τομή (επιφάνεια ομοιώματος) Σχεδιάζουμε τη γραφική παράσταση (βαθμονόμησης) των HU συναρτήσει της πυκνότητας ηλεκτρονίων (ρρ ) για κάθε μία από τις ράβδους (γράφημα 1), και συγκρίνουμε τα HU που μετρήσαμε σε κάθε περίπτωση. Η καμπύλη βαθμονόμησης γίνεται για να καθοριστεί η σχέση μεταξύ του αριθμού CT των διαφόρων ιστών και της αντίστοιχης πυκνότητας ηλεκτρονίων και έτσι να εφαρμοστεί η διόρθωση ανομοιογένειας του ιστού με σκοπό τη βελτίωση της ακρίβειας στον υπολογισμό της δόσης ακτινοβολίας σε ασθενείς που υποβάλλονται σε ακτινοθεραπεία εξωτερικής δέσμης. Οι πληροφορίες αυτές εγγράφονται στο ηλεκτρονικό σύστημα σχεδιασμού θεραπείας με στόχο τη δυνατότητα ανάγνωσης των CT εικόνων και χρησιμοποιούνται για να είναι δυνατή η ακρίβειαα στις διορθώσεις των ανομοιογενειών του ιστού (σε μία βάση pixel-by-pixel, αν είναι απαραίτητο). Δυστυχώς όμως, εμείς, στο σύστημα που διαθέτουμε, δεν είναι δυνατόν να τις καταχωρήσουμε. Το σύστημα μας, έχει καταχωρημένους σταθερούς αριθμούς CT. Για να ελέγξουμε και να συγκρίνουμε τις μετρούμενες τιμές HU με αυτές που δίνει το σύστημα σχεδιασμού θεραπείας (TPS), εισάγουμε τις εικόνες στο σύστημα με τη μορφή DICOM και χρησιμοποιώντας την ίδια τομή ορίζουμε περιοχές ενδιαφέροντος (ROIs) σε κάθε δομή, με διάμετρο 1cm μετρούμε και καταγράφουμε την τιμή των HU για κάθε ένθετο, και τις συγκρίνουμε με τις αντίστοιχες μετρούμενες τιμές από το CT και το CBCT (γράφημα 2). Στόχος μας να ποσοτικοποιήσουμε το σφάλμα που έχουμε από την βαθμονόμηση του συστήματος σχεδιασμού θεραπείας με τα συστήματα απεικόνισης (CT και CBCT) του νοσοκομείου. Τα αποτελέσματα μας δείχνουν ότι η καμπύλη CBCT είναι κοντά στην καμπύλη CT με συμφωνία σε τιμές HU για πυκνότητες μέχρι 1 g/cm 3 (γράφημα 1). Τα HU στο CT είναι περισσότερα σε σχέση με του CBCT κυρίως για τιμές της πυκνότητας μεγαλύτερες του 1g/cm 3. Αυτή η μείωση των τιμών HU στο CBCT οφείλεται στην συνεισφορά της σκεδαζόμενης ακτινοβολίας γύρω από τα υλικά με μεγάλη πυκνότητα. Ταυτόχρονα, αυξάνεται ο θόρυβος υποβιβάζοντας την ποιότητα της εικόνας και οι δομές δεν είναι ευδιάκριτες (υπάρχει ασάφεια). Επίσης, από τις δύο καμπύλες διαφορετικής ενέργειας από το CT, συμπεραίνουμε ότι τα kvp δεν επηρεάζουν σημαντικά το μέγεθος των αριθμών CT (HU). Για χαμηλές τιμές της πυκνότητας (<1g/cc) οι καμπύλες συμφωνούν, ενώ για μεγαλύτερες τιμές της πυκνότητας υπάρχει μικρή απόκλιση ανάλογα με τη στοιχειακή σύνθεση του ομοιώματος. [36]

37 15 Callibration curve HU- CT 13kV HU-CT 11kV HU-CBCT 1kV 1 CT number (HU) 5-5,2,4,6,8 1 1,2 1,4 1,6 1,8-1 Γράφημα 1: Καμπύλη βαθμονόμησης Electron density p e (g/cm 3 ) Στην περίπτωση σύγκρισης των HU μετρούμενων από τα συστήματα CT και CBCT με των μετρούμενων από το σύστημα σχεδιασμού θεραπείας, παρατηρούμε ότι οι τιμές των HU συμφωνούν σε κάθε περίπτωση (γράφημα 2). Έτσι θεωρούμε ότι το σφάλμα μας είναι αμελητέο. (Α) CT number = f ( ρ e ), CT 11kV 15 (Β) CT number = f ( ρ e ), CT 13kV CT number (HU) 5-5 HU-CT 11kV HU CT- TPS,5 1 1,5 2 CT number (HU) 5-5 HU- CT 13kV HU CT- TPS,5 1 1,5 2-1 Electron density p e (g/cm 3 ) -1 Electron density p e (g/cm 3 ) (C) CBCT number = f (ρ e ), CBCT 1kV HU-CBCT 1kV 2 HU CBCT - TPS -2,5 1 1, Electron density p e (g/cm 3 ) CBCT number (HU) Γράφημα 2: Μετρούμενα HU από το λογισμικό CT ( (A) με 13kV και (B) 11kV ), (C) από το CBCT (με 1kV), και από το TPS συναρτήσει της ηλεκτρονικής πυκνότητας [37]

38 Μετρήσεις σε ομοιώματα Υπολογισμός Δόσης σε ομοιογενή περιοχή o Ομοίωμα νερού Χρησιμοποιήσαμε ομοίωμα νερού (όχι απιονισμένο) και πήραμε εικόνα από τον εξομοιωτή με χρήση CBCT. Στην εικόνα αυτή, με τη βοήθεια του TPS εφαρμόσαμε πλάνα θεραπείας με δύο αντίθετα πεδία (APPA) μεγέθους 15x15cm και δέσμες φωτονίων 6MV και 18MV (εικόνα 7). Διαδικασία: 1) Τοποθετήσαμε το ομοίωμα κεφαλής στο κρεβάτι του CBCT έτσι ώστε το λέιζερ να διέρχεται από το κέντρο του. Στη συνέχεια, το κρεβάτι σάρωσης κανονίστηκε έτσι ώστε το εσωτερικό λέιζερ του CBCT να διέρχεται από το κέντρο του ομοιώματος (εικόνα 1). Αυτό το σημείο ορίστηκε το σημείο αναφοράς (,,) του εξομοιωτή. 2) Επιλέγουμε διαστάσεις του πεδίου και ενέργεια δέσμης φωτονίων (1kV), και σαρώνουμε το ομοίωμα σε φέτες 3mm η καθεμία. 3) Μετά τη σάρωση, πήραμε την κεντρική φέτα της εικόνας CT και επιλέξαμε σημεία ενδιαφέροντος στο ομοίωμα (εικόνα 9) 4) Εφαρμόσαμε πλάνα θεραπείας και αποθηκεύσαμε τα χαρακτηριστικά τους Συγκρίναμε την υπολογιζόμενη δόση στα συγκεκριμένα σημεία στην εικόνα CBCT με την εικόνα CBCT εισάγοντας στο σύστημα την τιμή της πυκνότητας του νερού (1 g/cm 3 ). Παρατίθεται γράφημα σύγκρισης της δόσης σε συγκεκριμένα σημεία στις δύο περιπτώσεις (γράφημα 3). Παρατηρούμε ταύτιση των τιμών της δόσης (με διαφορά μικρότερη του 1%), γεγονός που δείχνει ότι ο εξομοιωτής μπορεί να αναγνωρίσει την ύπαρξη νερού (ομοιογένειας). Επίσης παρατηρούμε μικρό εύρος στις αποκλίσεις το οποίο οφείλεται στην εφαρμογή του πλάνου θεραπείας δύο αντίθετων πεδίων. CBCT Vs CBCT (Dens) % διαφορά δόσης APPA 6MV APPA 18MV Γράφημα 3: Επί τοις εκατό δαφορά δόσης (CBCT Vs CBCT Dens.) στα σημεία με την εφαρμογή του πλάνου APPA με ενέργειες 6 και 18 MV [38]

39 Εικόνα 7: Εικόνα CBCT ομοιώματος νερού στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας. Τα σημεία σχεδιασμένα με κόκκινο σταυρό είναι τα σημεία ενδιαφέροντος που επιλέξαμε Εικόνα 8: Το ομοίωμα νερού τοποθετημένο στο κρεβάτι του εξομοιωτή CBCT o Ομοίωμα κεφαλής Χρησιμοποιήσαμε ομοίωμα κρανίου από plexiglass και πήραμε εικόνες από τον Αξονικό τομογράφο (CT) και από τον εξομοιωτή με δυνατότητα λήψης CBCT (εικόνα 9). Ερευνήθηκε η κατανομή της δόσης σε διάφορα σημεία στο ομοίωμα (σημείο στο πάνω μέρος, στο κάτω, ένα δεξιά και ένα αριστερά), εφαρμόζοντας εικονικά πλάνα θεραπείας στις εικόνες CT και CBCT. Για την μελέτη, θα εφαρμόσουμε δύο αντίθετα πεδία (προσθιοπίσθια τοποθέτηση) (APPA) μεγέθους 1x1cm και δέσμες φωτονίων ενέργειας 6 ή 18MV. Διαδικασία: 1) Τοποθετήσαμε το ομοίωμα κεφαλής επί του gantry του CT έτσι ώστε το λέιζερ να διέρχεται από το κέντρο του. Στη συνέχεια, το κρεβάτι σάρωσης κανονίστηκε έτσι ώστε το εσωτερικό λέιζερ του CT να διέρχεται από το κέντρο του ομοιώματος. Αυτό το σημείο ορίστηκε το σημείο αναφοράς (,,) του αξονικού τομογράφου. 2) Επιλέγουμε διαστάσεις του πεδίου και ενέργεια δέσμης φωτονίων (1kV), και σαρώνουμε το ομοίωμα σε τομές 3mm η καθεμία. 3) Μετά τη σάρωση, πήραμε την κεντρική φέτα της εικόνας CT και επιλέξαμε σημεία ενδιαφέροντος στο ομοίωμα (σημείο στο πάνω μέρος, στο κάτω, ένα δεξιά και ένα αριστερά) 4) Εφαρμόσαμε πλάνα θεραπείας και αποθηκεύσαμε τα χαρακτηριστικά τους 5) Από την αρχή η διαδικασία για την εικόνα CBCT. [39]

40 Εικόνα 9: αριστερά CT εικόνα του ομοιώματος κεφαλής και δεξιά η CBCT εικόνα Η διαφορά στην κατανομή της δόσης με την εφαρμογή των πλάνων θεραπείας μεταξύ των εικόνων CT και CBCT του ομοιώματος κεφαλής δεν ξεπερνάει το 1% (γράφημα 4). Τα αποτελέσματα χρησιμοποιώντας δέσμη 18MV έδειξαν καλύτερη συμφωνία από εκείνα που χρησιμοποίησαν δέσμη 6MV. Αυτό συμβαίνει επειδή ο λόγος ιστού-αέρα (tissue-air ratio) μεγαλύτερης ενέργειας επηρεάζεται λιγότερο από την αλλαγή βάθους. Επομένως, η δέσμη φωτονίων υψηλότερης ενέργειας συνδέεται με χαμηλότερους συντελεστές διόρθωσης της ομοιογένειας ιστών (AAPM Report No 85,24). Επίσης, η δέσμη φωτονίων με μεγαλύτερη ενέργεια είναι πιο διεισδυτική. % διαφορά δόσης CBCT Vs CT APPA 6MV APPA 18MV isocenter πάνω κάτω δεξιά αριστερά Γράφημα 4: Επί τοις εκατό διαφορά δόσης (CBCT Vs CT) στα σημεία με την εφαρμογή του πλάνου APPA με ενέργειες 6 και 18 MV Υπολογισμός Δόσης σε μη-ομοιογενή περιοχή o Ομοίωμα GAMMEX 467 Σε αυτό το τμήμα ερευνήθηκε η κατανομή της δόσης στις διάφορες δομές (ετερογένειες) που υπάρχουν στο ομοίωμα Gammex 467, εφαρμόζοντας εικονικά πλάνα θεραπείας (στις εικόνες CT και CBCT) χρησιμοποιώντας δέσμες φωτονίων διαφορετικής ενέργειας με τη βοήθεια του λογισμικού Oncentra Masterplan. Χρησιμοποιήθηκαν οι εικόνες που πάρθηκαν για τον σκοπό της βαθμονόμησης. Στις εικόνες αυτές, με τη βοήθεια του λογισμικού του TPS σχεδιάσαμε τις περιοχές ενδιαφέροντος (ROI). Για ROI επιλέξαμε το κεντρικό τμήμα της κάθε ράβδου με διάμετρο 1cm (Εικόνα 1) για να βρούμε τη μέση τιμή της δόσης σε κάθε ένθετο. Στη συνέχεια [4]

41 εφαρμόσαμε πλάνα θεραπείας και αποθηκεύσαμε τα χαρακτηριστικά του κάθε ενός πλάνου, τις τιμές της δόσης σε κάθε σημείο ενδιαφέροντος (POI) στο κεντρικό τμήμα των ενθέτων, και τα ιστογράμματα δόσης-όγκου (DVH) για κάθε ROI. Επιλέγουμε πεδίο με διαστάσεις 25x5cm το οποίο καλύπτει όλες τις δομές του ομοιώματος. Θα χρησιμοποιήσουμε αρχικά μία δέσμη φωτονίων με ενέργεια 6MV και 18MV (AP) και στη συνέχεια δύο αντίθετες δέσμες (προσθιοπίσθια πεδία APPA) ίδιας ενέργειας (6MV και 18MV). Με τον σχεδιασμό του πλάνου θεραπείας δύο αντίθετων δεσμών φωτονίων καταφέρνουμε να ομογενοποιήσουμε τις τιμές μας. Με τον τρόπο αυτό μειώνουμε το ποσοστό της σκεδαζόμενης ακτινοβολίας που δέχονται οι δομές στο κάτω μέρος του ομοιώματος. Υπάρχει καλύτερη κατανομή δόσης και οι αποκλίσεις μειώνονται. Οι κατανομές της δόσης στην αξονική φέτα του ομοιώματος αποκτήθηκαν ακτινοβολώντας πανομοιότυπο σφαιρικό στόχο με 5cm διάμετρο και οριοθετώντας παρόμοιο όγκο στις εικόνες CT και CBCT. Τα δοσιμετρικά αποτελέσματαα αξιολογήθηκαν ποιοτικά για κάθε μελέτη χρησιμοποιώντας τα ιστογράμματα δόσης-όγκου (DVHs). Πιο κάτω φαίνονται διαγράμματα σύγκρισης των τιμών της δόσης, από το πλάνο CT, από το πλάνο CBCT και από το πλάνο CBCT εισάγοντας στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας τις φυσικές πυκνότητες των δομών, για κάθε δομή (Πίνακας 2). Παρατίθεται διάγραμμα σύγκρισης της μέσης τιμής της δόσης που δέχεται το κάθε ένθετο και σύγκρισης της δόσης στον όγκο της κάθε δομής (DVH). Εικόνα 1: Αριστερά η εικόνα του ομοιώματος GAMMEX από το CT και δεξιά από το CBCT. 1) Πλάνο δέσμης 6MV (collimator: -κάθετη στο ομοίωμα) και πεδίο διαστάσεων 25x5cm Εφαρμόζοντας το συγκεκριμένο πλάνο στις εικόνες, παρατηρούμε ότι οι τιμές από το πλάνο του εξομοιωτή στο οποίο καταγράψαμε τις πυκνότητες της κάθε δομής είναι πιο κοντά στις τιμές της εικόνας CT. Οι ποσοστιαίες διαφορές στις τιμές της δόσης μεταξύ του CT και του CBCT εισάγοντας τις πυκνότητες ή όχι, φαίνονται στο γράφημα 5. Οι δομές που δέχονται μικρότερη δόση έχουν μεγαλύτερη απόκλιση από αυτές που δέχονται μεγαλύτερη δόση. Το αρνητικό πρόσημο στις τιμές μας οφείλεται στο ότι η δόση που μετράται από την εικόνα CT είναι μεγαλύτερη από αυτήν που μετράμε από την εικόνα CBCT. Αυτό δείχνει ότι η δόση υπολογισμένη στο CBCT υποεκτιμάται. [41]

42 25 Average dose (cgy) - 6MV,AP,25x5cm Average dose (cgy) CT CBCT (Dens.) CBCT (No Dens.) Από το γράφημα 5, βλέπουμε ότι χωρίς τις πυκνότητες έχουμε μέχρι και 3% απόκλιση ενώ με την εισαγωγή των πυκνοτήτων έχουμε σχεδόν ταύτιση των τιμών της δόσης με την εικόνα του CT. Λόγω της χαμηλής ποιότητας της εικόνας CBCT δεν μπορεί το πρόγραμμα να ξεχωρίσει τις διαφορετικές δομές που υπάρχουν και γι αυτό εμφανίζονται αυτές οι διαφορές. Παρατηρούμε επίσης ότι οι αποκλίσεις στην περίπτωση σύγκρισης CBCT (No Densities) με CT κυμαίνονται από 3-3%. Αυτό ίσως να οφείλεται από το βάθος-απόσταση της κάθε δομής από το μέγιστο σημείο του ομοιώματος από το οποίο περνά η δέσμη και από την πυκνότητα κάθε ενθέτου. Για παράδειγμα, το ομοίωμα περιέχει 4 διαφορετικά ένθετα με solid water υλικό σε διαφορετικές θέσεις επί των οποίων υπολογίστηκε διαφορετική τιμή δόσης που δέχονται, αλλά και διαφορετική ποσοστιαία απόκλιση στην τιμή της δόσης χρησιμοποιώντας τις διαφορετικές εικόνες. Για να το ελέγξουμε, μετρήσαμε την απόσταση κάθε δομής (στο κέντρο) από το πάνω μέρος του ομοιώματος και τη διαιρέσαμε με την ποσοστιαία διαφορά τιμών της δόσης που έχουμε υπολογίσει. Παρατηρούμε ομογενοποίηση στις διορθωμένες αποκλίσεις και το εύρος μειώνεται σε,48 έως 1,5. Ακόμη, με την διόρθωση αυτή οι αποκλίσεις δεν ξεπερνούν το 2%. AP 6MV % διαφορά isocenter cort bone CB2 3% CB2 5% water breast brain adipose lung 3 lung 45 B2 liver inner bone solid water solid water solid water solid water CBCT Vs CT (No Densities) CBCT Vs CT (No Dens.) [%/cm] CBCT Vs CT (Densities) CBCT Vs CT (Dens.) [%/cm] Γράφημα 5: Συσχέτιση των υπολογισμών της δόσης χρησιμοποιώντας εικόνες από το CT και το CBCT Συγκρίνοντας τα ιστογράμματα δόσης-όγκου κάθε δομής και από τις τρεις περιπτώσεις, παρατηρείται καλύτερη ταύτιση των τιμών της δόσης της εικόνας CT και των τιμών από την [42]

43 εικόνα CBCT με την εισαγωγή των φυσικών πυκνοτήτων στο σύστημα. Η κατανομή της δόσης στον όγκο του ενθέτου ισοδύναμο με πνεύμονα συμφωνεί και στις τρεις περιπτώσεις. Συμφωνία έχουμε επίσης στο solid water που βρίσκεται στο πάνω μέρος του ομοιώματος (πιο κοντά στην είσοδο της δέσμης). Αντίθετα, παρατηρούμε μεγάλη απόκλιση των τιμών της δόσης της εικόνας CT και των τιμών από την εικόνα CBCT στους ιστούς μεγάλης πυκνότητας (cort bone, CB2 5%, CB2 3%, B2, inner bone) καθώς και στα ένθετα τα οποία βρίσκονται στο κάτω μέρος του ομοιώματος (liver, solid water κάτω) τα οποία δέχονται τη σκεδαζόμενη ακτινοβολία. Volume (%) 12, 1, Cort Bone 8, 6, 4, 2,,, 1, 2, Dose (Gy) CB2 3% 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2,, 4, 8, CB2 5% 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2,, 5, 1, Water 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 5, 1, Breast 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 5,1,15, Adipose 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2,, 1, 2, [43]

44 Brain 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 5,1,15, Lung Lung 3 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2,, 1, 2, B2 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 5, 1, Inner Bone 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 4, 8, Liver 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 5, 1, Solid Water (πάνω αριστερά) 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 1, 2, Solid Water (δεξιά) 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 5,1,15, [44]

45 Solid Water (κάτω εσωτερικά) Solid Water (κάτω εξωτερικά) 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 2, 4, 6, 8, 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 2, 4, 6, 8, 2) Πλάνο δέσμης 18MV (collimator: -κάθετη στο ομοίωμα) και πεδίο διαστάσεων 25x5cm 25 Average Dose- 18MV,AP,25x5cm Dose (cgy) CT CBCT (Dens.) CBCT (No Dens.) Τα αποτελέσματα χρησιμοποιώντας δέσμη 18MV έδειξαν καλύτερη συμφωνία από εκείνα που χρησιμοποίησαν δέσμη 6MV. Αυτό συμβαίνει επειδή ο λόγος ιστού-αέρα (tissue-air ratio) ή μέγιστος λόγος ιστού (tissue maximum ratio) μεγαλύτερης ενέργειας επηρεάζεται λιγότερο από την αλλαγή βάθους. Επομένως, η δέσμη φωτονίων υψηλότερης ενέργειας συνδέεται με χαμηλότερους συντελεστές διόρθωσης της ομοιογένειας ιστών. Η δέσμη με τη μεγαλύτερη ενέργεια είναι πιο διεισδυτική (σε βάθος), δηλαδή καλύπτει μεγαλύτερη απόσταση κατά μήκος του ομοιώματος μέχρι να εξασθενήσει, και έτσι έχουμε καλύτερη ποιότητα στην εικόνα. Το αρνητικό πρόσημο στις τιμές μας δείχνει ότι η δόση που μετράται από την εικόνα CT είναι μεγαλύτερη από αυτήν που μετράμε από την εικόνα CBCT πράγμα που σημαίνει ότι η δόση στο CBCT υποεκτιμάται. Επίσης, στην περίπτωση σύγκρισης CBCT (No Densities) με CT παρατηρούμε μεγάλο εύρος στις ποσοστιαίες διαφορές των τιμών (,18-18%) λόγω της εξάρτησης από το βάθος που βρίσκεται κάθε ένθετο. Με τη διόρθωση της απόστασης το εύρος μειώνεται σε,3-,8%. [45]

46 % διαφορά isocenter cort bone CB2 3% CB2 5% water breast brain adipose lung 3 lung 45 AP 18MV B2 liver inner bone solid water solid water solid water solid water CBCT Vs CT (No Densities) CBCT Vs CT (No Dens.) [%/cm] CBCT Vs CT (Densities) CBCT Vs CT (Dens.) [%/cm] Συγκρίνοντας τα ιστογράμματα δόσης-όγκου κάθε δομής και από τις τρεις περιπτώσεις, παρατηρείται καλύτερη ταύτιση των τιμών της δόσης της εικόνας CT και των τιμών από την εικόνα CBCT με την εισαγωγή των φυσικών πυκνοτήτων στο σύστημα. Στα ιστογράμματα από την ισοδύναμη ράβδο του πνεύμονα (lung 3 και lung 45) και οι τρείς περιπτώσεις φαίνονται να έχουν πολύ μικρή απόκλιση. Volume (%) Cort Bone Dose (Gy) CB2 3% 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 5, 1, CB3 5% Water 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 4, 8, 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2, 5 1 [46]

47 Breast 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2,, 5,1,15, Lung Adipose Brain 12, 1, 8, 6, 4, 2,, , 1, 8, 6, 4, 2,, , 1, 8, 6, 4, 2,, Lung , 1, 8, 6, 4, 2,, B2 4 8 Inner Bone Liver 12, 1, 8, 6, 4, 2,, , 1, 8, 6, 4, 2,,, 2, 4, 6, 8, [47]

48 Solid Water (πάνω αριστερά) Solid Water (δεξιά) 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2,, 5,1,15, 12, 1, 8, 6, 4, 2,, Solid Water (κάτω εξωτερικά) 12, 1, 8, 6, 4, 2, Solid Water (κάτω εσωτερικά) 12, 1, 8, 6, 4, 2,, , ) Πλάνο με δύο αντίθετα πεδία (collimator: και 18 ) διαστάσεων 25x5cm και ενέργειας 6MV Στην περίπτωση πλάνου με δύο αντίθετα πεδία η δόση που δέχονται τα σημεία αυξάνεται. Όπως και στις προηγούμενες περιπτώσεις, η κατανομή της δόσης παρουσιάζει μεγάλη απόκλιση στην εικόνα CBCT σε σχέση με την εικόνα CT. Οι τιμές διορθώνονται με την εισαγωγή των φυσικών πυκνοτήτων των δομών στο σύστημα σχεδιασμού. Οι διαφορές της δόσης στο σημείο ομογενοποιούνται με τη χρήση των δυο αντίθετων δεσμών ακτινοβολίας. Οι διαφορές μειώνονται σε σχέση με το πλάνο θεραπείας AP με ενέργεια 6MV (γράφημα 5). Το εύρος μεταξύ των αποκλίσεων μειώνεται (9,7 22%), όμως και σε αυτή την περίπτωση υπάρχει εξάρτηση από το βάθος. Με τη διόρθωση της απόστασης, το εύρος μειώνεται σε,38 έως 2%. [48]

49 25 Average dose (cgy) - 6MV,APPA,25x5cm 2 Dose (cgy) CT CBCT (Dens.) CBCT (No Dens.) 3 25 APPA 6MV % διαφορά isocenter cort bone CB2 3% CB2 5% water breast brain adipose lung 3 lung 45 B2 liver inner bone solid water (δεξιά) solid water (κάτω solid water (πάνω solid water (κάτω CBCT Vs CT (No Densities) CBCT Vs CT (No Dens.) [%/cm] CBCT Vs CT (Densities) CBCT Vs CT (Dens.) [%/cm] Πιο κάτω φαίνονται τα ιστογράμματα δόσης-όγκου κάθε δομής και από τις τρεις περιπτώσεις. Παρατηρείται ταύτιση των τιμών της δόσης της εικόνας CT και των τιμών από την εικόνα CBCT με την εισαγωγή των φυσικών πυκνοτήτων στο σύστημα σε όλες τις δομές. Volume (%) 12 Cort Bone , 1, 2, Dose (Gy) CB2 3% 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 1, 2, [49]

50 CB3 5% Water 12, 12, 1, 1, 8, 6, 4, 2,, 1 2 8, 6, 4, 2,, -2, 1 2 Breast Lung 45 12, 12 1, 1 8, 8 6, 6 4, 4 2, 2, Lung 3 Adipose 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2, , 1, 8, 6, 4, 2,, -2,, 1, 2, Brain B2 12, 12, 1, 1, 8, 8, 6, 6, 4, 4, 2, 2,, 1 2, 1 2 [5]

51 12, 1, 8, 6, 4, 2,, Inner Bone 1 2 Liver 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2,, 1, 2, Solid Water (πάνω αριστερά) Solid Water (δεξιά) 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2, , 1, 8, 6, 4, 2,, 1 2 Solid Water (κάτω εξωτερικά) Solid Water (κάτω εσωτερικά) 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -5, 5, 15, 25, 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2, 1 2 4) Πλάνο με δύο αντίθετα πεδία (collimator: και 18 ) διαστάσεων 25x5cm και ενέργειας 18MV Με την επιλογή μεγαλύτερης ενέργειας στη δέσμη, 18MV, οι αποκλίσεις μειώνονται λόγω μεγαλύτερης διεισδυτικότητας της δέσμης. Σε συνδυασμό με την μεγαλύτερη ενέργεια και την χρήση δύο αντίθετων πεδίων στο πλάνο, μειώνεται και το εύρος μεταξύ των αποκλίσεων (5 11,3%). Και με τη διόρθωση μειώνεται σε,2 έως 1,3%. [51]

52 25 Average Dose-18MV,APPA,25x5cm Dose (cgy) CT CBCT (Dens.) CBCT (No Dens.) % διαφορά APPA 18MV isocenter cort bone CB2 3% CB2 5% water breast brain adipose lung 3 lung 45 B2 liver inner bone solid water (δεξιά) solid water (κάτω solid water (πάνω solid water (κάτω CBCT Vs CT (No Densities) CBCT Vs CT (No Dens.)[%/cm] CBCT Vs CT (Densities) CBCT Vs CT (Dens.) [%/cm] Πιο κάτω φαίνονται τα ιστογράμματα δόσης-όγκου κάθε δομής και από τις τρεις περιπτώσεις. Παρατηρείται ταύτιση των τιμών της δόσης της εικόνας CT και των τιμών από την εικόνα CBCT με την εισαγωγή των φυσικών πυκνοτήτων στο σύστημα σε όλες τις δομές. Cort Bone 12 1 Volume (%) , 1, 2, Dose (Gy) CB2 3% 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 1, 2, [52]

53 CB3 5% 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 1, 2, Water 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2,, 1, 2, Breast Lung 45 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 1, 2, Adipose Brain 12, 1, 8, 6, 4, 2,, -2,, 1, 2, 12, 1, 8, 6, 4, 2,,, 1, 2, Inner Bone Lung [53]

54 B2 Liver Συμπεράσματα AP APPA 6MV 18MV 6MV 18MV CT Vs CBCT No Dens. 16.%±2.2% 8.7%±1.5% 14.9%±.9% 8.%±.5% CT Vs CBCT No Dens. [%/cm] 1.%±.1%.5%±.1% 1.1%±.1%.6%±.1% CT Vs CBCT Dens. 1.1%±.2%.1%±.2%.7%±.1%.4%±.1% CT Vs CBCT Dens. [%/cm].1%±.%.1%±.%.1%±.%.%±.% Πίνακας 3: Σύγκριση του υπολογισμού των δόσεων βάσει του σχεδιασμού CT και CBCT με διαφορετικές στρατηγικές διόρθωσης για τα διαφορετικά πλάνα (AP, APPA) σε μελέτη ομοιώματος (Gammex) Η ποιότητα της εικόνας και τα CT values του CBCT ήταν διαφορετικά από του planning CT. Τα αποτελέσματα μας δείχνουν ότι η κατανομή της δόσης που υπολογίζεται με την εικόνα από CBCT αποκλίνει από αυτή που υπολογίζεται με την εικόνα από CT μέχρι 3%. Αφού όμως καταγράψουμε τις πυκνότητες κάθε δομής στο σύστημα σχεδιασμού θεραπείας, η κατανομή της δόσης υπολογισμένη από την εικόνα CBCT τείνει να συμφωνεί καλύτερα με εκείνη του CT, με ποσοστιαία διαφορά <3%. Καταγράφοντας τις πυκνότητες (mass densities) της κάθε δομής στο σύστημα, δίνουμε στο σύστημα τιμή για τα συγκεκριμένα pixels αντί να τα διαβάσει από μόνο του από τα CT data. Συγκρίνοντας τη μέση τιμή των αποκλίσεων (mean value) (πίνακας 3) παρατηρούμε, συγκεκριμένα, απόκλιση στη δόση 15,5%±8,5% και 9,%±5,7% στο πλάνο δέσμης (AP) 6 και 18MV αντίστοιχα, 14,5%±3,7% και 8,5%±2,1% στο πλάνο με αντίθετα πεδία (APPA) με 6 και 18MV αντίστοιχα. Τα αποτελέσματα χρησιμοποιώντας δέσμη 18MV έδειξαν καλύτερη συμφωνία από εκείνα που χρησιμοποίησαν δέσμη 6MV. Αυτό συμβαίνει επειδή ο λόγος ιστού-αέρα (tissue-air ratio) ή μέγιστος λόγος ιστού (tissue maximum ratio) μεγαλύτερης ενέργειας επηρεάζεται λιγότερο από την αλλαγή βάθους. Επομένως, η δέσμη φωτονίων υψηλότερης ενέργειας συνδέεται με χαμηλότερους συντελεστές διόρθωσης της ομοιογένειας ιστών (AAPM Report No 85,24). Η εικόνα CBCT διορθώνεται με την καταγραφή των πυκνοτήτων των υλικών στο πλάνο CBCT και οι αποκλίσεις μειώνονται (1% και,8% στο πλάνο δέσμης 6 και 18MV αντίστοιχα, 1% και,7% στο πλάνο με αντίθετα πεδία δεσμών 6 και 18MV αντίστοιχα). Επιπρόσθετα, παρατηρούμε ότι οι τιμές της δόσης είναι μειωμένες σε σχέση με τις τιμές του CT, γεγονός το οποίο δείχνει ότι η δόση στο σημείο υποεκτιμάται στο πλάνο του CBCT. Επίσης, παρατηρούμε την εξάρτηση της δόσης κάθε σημείου από την πυκνότητα του και το βάθος-απόσταση το οποίο βρίσκεται σε σχέση με το μέγιστο σημείο στο οποίο εισέρχεται η δέσμη. Στην περίπτωση του πλάνου με τη χρήση δύο δεσμών (APPA) παρατηρούμε εξάρτηση μόνο από την πυκνότητα των δομών ενώ στην περίπτωση μονής δέσμης (AP) και από την πυκνότητα και από το βάθος. Οι ποσοστιαίες διαφορές στην [54]

55 περίπτωση APPA ομογενοποιούνται και το εύρος των αποκλίσεων μειώνεται, ενώ στην περίπτωση ακτινοβολίας AP το εύρος αυξάνεται. Αυτό οφείλεται στην εξασθένηση της δέσμης κατά τη διαδρομή της μέσα στο ομοίωμα. Μετρήσεις σε σύνολα δεδομένων ασθενών Το δεύτερο μέρος αυτής της μελέτης βασίζεται σε σύνολα δεδομένων 6 ασθενών (2 ασθενείς θώρακα, 2 με καρκίνο στον προστάτη, 2 κεφαλής/τραχήλου) καταγεγραμμένους στο νοσοκομείο οι οποίοι έχουν κάνει εξέταση CT και CBCT (με την ίδια τοποθέτηση). Σκοπός μας, η δοσιμετρική σύγκριση και αξιολόγηση των δύο εικόνων κατά τον Ακτινοθεραπευτικό σχεδιασμό. Χρησιμοποιήσαμε τις εικόνες εφαρμόζοντας πιθανά πλάνα θεραπείας για τον ασθενή. Σε συγκεκριμένα σημεία πάνω στην εικόνα (σημεία δοσιμετρικού ενδιαφέροντος και σημεία κοντά στις ετερογένειες) υπολογίζουμε τη δόση που θα δεχθεί ο ασθενής κατά την εφαρμογή του πλάνου και τη συγκρίνουμε με την αντίστοιχη στην άλλη εικόνα στα ίδια ακριβώς σημεία με το ίδιο ακριβώς πλάνο θεραπείας. Διαδικασία: 1) Επιλέγω εικόνα αναφοράς αυτήν που σχεδιάστηκε η πραγματική θεραπεία του ασθενή (συνήθως η εικόνα CT) 2) Επιλέγω τα όργανα-περιοχές ενδιαφέροντος (ROIs) που θέλω να μελετήσω 3) Βρίσκω και επιλέγω το σημείο αναφοράς (,,) (συνήθως στο ισόκεντρο) 4) Εφαρμόζω το πλάνο θεραπείας και επιλέγω τα σημεία που θέλω να υπολογίσω τη δόση (καταγράφοντας τις συντεταγμένες τους) 5) Καταγράφω τις βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης στην εικόνα αναφοράς 6) Υπολογίζω τη δόση στα σημεία και την καταγράφω 7) Από τον υπολογισμό, καταγράφω τα MU/fraction κάθε δέσμης για το συγκεκριμένο πλάνο θεραπείας από την εικόνα αναφοράς 8) Στην άλλη εικόνα, αφού επιλέξω το σημείο αναφοράς (ισόκεντρο), σχεδιάζω κάποιες ανατομικές περιοχές ενδιαφέροντος (ROIs) (πχ πνεύμονας, νωτιαίος μυελός) και επιλέγω τα ίδια ακριβώς σημεία που επέλεξα στην εικόνα αναφοράς, αντιγράφοντας τις συντεταγμένες τους 9) Εφαρμόζω το πλάνο θεραπείας και δίνω έμφαση στο να διατηρηθούν οι βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο αναφοράς (CT) 1) Υπολογίζω τη δόση στα σημεία και τη συγκρίνω με την υπολογισμένη δόση στην εικόνα αναφοράς 11) Τέλος, καταγράφω τα MU/fraction κάθε δέσμης που υπολογίστηκαν και τα συγκρίνω με τα υπολογισμένα στο πλάνο αναφοράς Στο TPS, η κατανομή ιστού του ασθενούς αντιπροσωπεύεται από ένα πλέγμα τρισδιάστατης πυκνότητας όπου οι ιδιότητες σε κάθε voxel προέρχονται είτε από τιμές των pixels σε μια εικόνα CT είτε από καθορισμένες από τον χρήστη τιμές μάζας ή πυκνότητας [55]

56 ηλεκτρονίων. Έχοντας αυτή τη δυνατότητα, ορίζουμε τις τιμές της πυκνότητας σε κάθε (ανατομική) δομή ενδιαφέροντος (ROI) που σχεδιάζουμε με σκοπό τη διόρθωση της εικόνας CBCT (υποδεέστερη ποιότητα εικόνας). Στο τέλος θα συγκρίνουμε την εικόνα αναφοράς CT με την εικόνα CBCT χωρίς πυκνότητες και με πυκνότητες. Στον πίνακα 4 φαίνονται οι τιμές των πυκνοτήτων που θα χρησιμοποιήσουμε. Ορίσαμε επίσης πυκνότητα μαλακού ιστού ίση με 1g/cm 3. Πρωτόκολλο ICRU 46 Εγχειρίδιο TPS (Oncentra) Mass density (g/cm 3 ) Πνεύμονες,26,5 Οστό 1,33 1,6 Πίνακας 4: Πυκνότητες των κρίσιμων οργάνων βάση του ICRU 46 και του εγχειριδίου του TPS (Oncentra) Παρατηρήσαμε ότι οι τιμές των καταγεγραμμένων πυκνοτήτων (για πνεύμονα και οστά) στο εγχειρίδιο του συστήματος σχεδιασμού θεραπείας (Oncentra) έχουν διαφορές με το Πρωτόκολλο ICRU 46 (International Commission on Radiation Units and Measurements). Για την περίπτωση του πνεύμονα ορίζεται ξεκάθαρα η πυκνότητα,26g/cm 3 και,5g/cm 3 στο πρωτόκολλο ICRU 46 και στο εγχειρίδιο του TPS αντίστοιχα. Στην περίπτωση του οστού, στο πρωτόκολλο ορίζεται ξεκάθαρα η τιμή της πυκνότητας του μηριαίου οστού (1.33g/cm 3 ) ενώ στο εγχειρίδιο κατηγοριοποιεί τα συστατικά του οστού (πίνακας 1). Για τον λόγο ότι το μηριαίο οστό είναι συμπαγές οστό με χόνδρο στις αρθρώσεις θα επιλέξουμε να χρησιμοποιήσουμε την τιμή 1,6g/cm 3 (1/3 cartilage, 2/3 bone). Θα συγκρίνουμε τα πλάνα CBCT και για τις δύο περιπτώσεις. Όσον αφορά άλλους ιστούς που βρίσκονται στην περιοχή που μελετούμε (όπως νωτιαίος μυελός) ορίζονται με την πυκνότητα του μαλακού γύρω ιστού (δηλ. 1g/cm 3 ). ΜΕΤΡΗΣΕΙΣ-ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΑ I. Περιοχή: Θώρακας Η περιοχή του θώρακα είναι η πιο περίπλοκη περιοχή για υπολογισμούς για τον λόγο ότι στην περιοχή αυτή υπάρχουν μεγάλες ανομοιογένειες του ιστού οι οποίες επηρεάζουν τη κατανομή της δόσης. Η προσπάθεια για βελτιστοποίηση της διαγνωστικής πληροφορίας και της προστασίας των ασθενών που υποβάλλονται σε εξετάσεις αξονικής τομογραφίας απαιτεί την εφαρμογή ειδικών πρωτοκόλλων λήψης των εξετάσεων προκειμένου να διασφαλιστεί η καλή ποιότητα διαγνωστικής εικόνας και η δόση για κάθε ασθενή να διατηρηθεί τόσο χαμηλά όσο είναι λογικά εφικτό για τον κλινικό σκοπό της εξέτασης CT. Για βελτίωση της ποιότητας της διαγνωστικής αξίας της εικόνας (αποφεύγονται οι ακούσιες κινήσεις του ασθενή) και λόγω του μικρού χρόνου ακτινοβόλησης ζητείται από τον εξεταζόμενο κατά την λήψη της αξονικής να κρατάει την αναπνοή του. Αντίθετα, κατά τη διάρκεια εξομοίωσης με χρήση CBCT, ο εξεταζόμενος αναπνέει κανονικά, γιατί θέλουμε να έχουμε εικόνα θεραπείας, με αποτέλεσμα όλα τα όργανα να μετακινούνται και η εικόνα να διαφέρει (μέγεθος πνευμόνων) από αυτήν του CT. Το γεγονός αυτό δυσκόλεψε την επιλογή των σημείων. Επιλέξαμε σημεία μέσα και έξω από την κοινή περιοχή δράσης των πεδίων στις περιπτώσεις όπου το PTV δεν ήταν σχεδιασμένο. Σύμφωνα με το QUANTEC υπάρχουν περιορισμοί της δόσης ακτινοβολίας για τα κρίσιμα όργανα (OARs) σε κάθε περιοχή. Τα κρίσιμα όργανα στην περιοχή του θώρακα είναι κυρίως οι πνεύμονες και ο νωτιαίος μυελός. Για τους πνεύμονες υπολογίζεται το [56]

57 χαρακτηριστικό V2 (πόσο ποσοστό όγκου πνεύμονα δέχεται 2Gy) από την γραφική παράσταση δόσης-βάθους (DVH) και για τον νωτιαίο μυελό ερευνάται η μέγιστη δόση που δέχεται με την εφαρμογή του πλάνου θεραπείας. Σύμφωνα με το QUANTEC, το V2 lung πρέπει να είναι <3-35% και η μέγιστη δόση στον νωτιαίο (max spinal ) να μην ξεπερνάει τα 5Gy. Για δοσιμετρική αξιολόγηση των εικόνων (CT και CBCT), βεβαιωνόμαστε ότι το ισόκεντρο βρίσκεται στην ίδια θέση και στις δύο εικόνες, εφαρμόζουμε το πλάνο θεραπείας και επιλέγουμε τα σημεία ενδιαφέροντος που θέλουμε να μελετήσουμε και να συγκρίνουμε. Στη συνέχεια υπολογίζουμε την κατανομή της δόσης και στα πλάνα, δίνοντας έμφαση στο να διατηρηθούν οι βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο του CT. Επίσης, ελέγχουμε αν οι υπολογισμένες τιμές του V2 και της max spinal σε κάθε εικόνα είναι μέσα στα όρια και συγκρίνουμε τις τιμές μεταξύ τους. Ακόμη, από την εφαρμογή του πλάνου, καταγράφουμε και συγκρίνουμε την μέγιστη τιμή %δόσης (d max ). o Ασθενής θώρακος Α Για την μελέτη της κατανομής της δόσης στα σημεία ενδιαφέροντος, εφαρμόζουμε πλάνο θεραπείας με 3 ισοκεντρικές δέσμες ακτινοβολίας (, 18, 23 ) φωτονίων ενέργειας 6MV και διαμορφωμένα πεδία διαστάσεων 9x12cm, 9x12cm, και 8x12cm αντίστοιχα και υπολογίζουμε τη δόση που δέχονται. Για την 1η φάση της θεραπείας του ασθενή ορίστηκαν 31 συνεδρίες με δόση 18cGy ανά συνεδρία (απόλυτη δόση 558cGy η οποία αντιστοιχεί σε σχετική δόση 1%). Ως εικόνα αναφοράς για τη θεραπεία θεωρήθηκε η εικόνα CT και σημείο κανονικοποίησης το ισόκεντρο (εικόνα 11). Εικόνα 11: Αριστερά η εικόνα CT και δεξιά η εικόνα CBCT με την εφαρμογή του πλάνου 3ων πεδίων,18,23 και 9x12,9x12,8x12 αντίστοιχα (χωρίς σφήνες). Το PTV σε αυτήν την περίπτωση δεν είναι σχεδιασμένο για τον λόγο ότι η θεραπεία αυτού του ασθενή έγινε για έναν όγκο εκτός της περιοχής του πνεύμονα και έτσι ορίσαμε εμείς για την παρούσα μελέτη, περιοχή όγκου στο κέντρο του θώρακος μέσα στον δεξί πνεύμονα. Ως PTV θεωρήθηκε ο όγκος ο οποίος καλύπτεται από την 9% ισοδοσιακή. [57]

58 o Ασθενής θώρακος Β Για την μελέτη της κατανομής της δόσης στα σημεία ενδιαφέροντος, εφαρμόσαμε ένα πλάνο θεραπείας το οποίο αποτελείται από 4 ισοκεντρικές δέσμες ακτινοβολίας ενέργειας 6MV, και υπολογίσαμε τη δόση που δέχονται. Εφαρμόστηκαν 2 πεδία στην τομή κανονικοποίησης ( και 18 ), ένα πεδίο πάνω (24 ) και ένα πεδίο κάτω (21 ) στον πνεύμονα. Σφήνα τοποθετήσαμε στο πεδίο 18 μεγέθους 6. Για την 1η φάση της θεραπείας του ασθενή ορίστηκαν 31 συνεδρίες με δόση 18cGy ανά συνεδρία (απόλυτη δόση 558cGy η οποία αντιστοιχεί σε σχετική δόση 1%). Ως εικόνα αναφοράς για τη θεραπεία θεωρήθηκε η εικόνα CT και σημείο κανονικοποίησης ορίστηκε σημείο στα δεξιά του όγκου (PTV) κοντά στον δεξί πνεύμονα όπως φαίνεται στην εικόνα 12 (norm.). Παρατηρώντας τις εικόνες 12 και 13, η κατανομή των δομών-ετερογενειών στον χώρο δεν είναι ακριβώς ίδια λόγω κάποιας κίνησης του ασθενή προς τα δεξιά και της βαθιάς αναπνοής που πήρε ο ασθενής κατά τη λήψη της εικόνας CT. Οι δέσμες ορίστηκαν κατά αυτόν τον τρόπο με σκοπό την ακτινοβόληση όσο το δυνατόν ίδιας περιοχής στις δύο εικόνες. Εικόνα 12: Αριστερά η εικόνα CT και δεξιά η εικόνα CBCT στην τομή κανονικοποίησης (2,5cm πάνω από το ισόκεντρο) Εικόνα 13 : Αριστερά η εικόνα CT και δεξιά η εικόνα CBCT σε τομή 2,5cm κάτω από το ισόκεντρο Αποτελέσματα για Θώρακα Διατηρώντας τις βαρύτητες των δεσμών στο πλάνο CBCT ως προς το σημείο κανονικοποίσης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο CT, συγκρίνουμε τα υπολογισμένα [58]

59 MU ανά συνεδρία που δίνονται από κάθε δέσμη. Τα αποτελέσματα μας φαίνονται στο γράφημα 6. Και στους δύο ασθενείς παρατηρούμε μικρότερη απόκλιση των τιμών των MU μεταξύ του πλάνου CT και του CBCT (χωρίς πυκνότητες). Σε αυτήν την περίπτωση οι ποσοστιαίες διαφορές φτάνουν μέχρι 4% (κατά απόλυτη τιμή). Μεγαλύτερες διαφορές (1%) εμφανίζονται στη σύγκριση του πλάνου CT και CBCT με πυκνότητες όπως δίνονται από το εγχειρίδιο του συστήματος σχεδιασμού (lung.5g/cm 3 και bone=1.6g/cm 3 ). Οι αρνητικές διαφορές που εμφανίζονται στο πλάνο ασθενή Β δείχνουν την υποεκτίμηση των MU από το CBCT. Στο γράφημα 7 και 8 συγκρίνεται το ποσό της δόσης που δέχονται τα σημεία μέσα και έξω από το PTV ως προς το σημείο κανονικοποίησης (ισόκεντρο στον ασθενή Α και σημείο δεξιά του PTV στον ασθενή Β) με την εφαρμογή του πλάνου θεραπείας. Συμπεραίνουμε ότι με την εφαρμογή περισσότερων δεσμών στο πλάνο θεραπείας (ασθενής Β) καταφέρνουμε να έχουμε καλύτερη κατανομή της δόσης στην περιοχή και μικρότερες αποκλίσεις σε όλα τα σημεία υπολογισμού (μέσα και έξω από το PTV). Συγκρίνοντας τα σημεία που βρίσκονται μέσα στο PTV (γράφημα 7), παρατηρούμε ότι το CBCT υποεκτιμάει τη δόση που δέχονται τα σημεία. Στην περίπτωση του ασθενή Α η διαφορά στη δόση συγκρίνοντας το πλάνο CT με το πλάνο CBCT χωρίς πυκνότητες είναι μικρότερη σε σχέση με τη διαφορά που υπάρχει με την καταγραφή των πυκνοτήτων στο πλάνο CBCT (εκτός από ένα σημείο στο κάτω μέρος του πνεύμονα), ενώ στον ασθενή Β το πλάνο CBCT διορθώνεται με την καταγραφή των πυκνοτήτων στα σημεία πάνω και αριστερά του PTV καθώς και στο PTV σε κατώτερη τομή (εικόνα 13). Στα σημεία τα οποία βρίσκονται έξω από το PTV (γράφημα 8) παρατηρούμε μεγαλύτερες διαφορές στη δόση. Αυτό συμβαίνει γιατί σε αυτά τα σημεία έχουμε μικρότερα ποσά δόσης από ότι στα σημεία μέσα στο PTV. Μεγαλύτερες διαφορές παρατηρούμε στα σημεία τα οποία βρίσκονται μέσα στον πνεύμονα και στους δύο ασθενείς. Μεγάλη διαφορά στη δόση έχουμε στον αριστερό πνεύμονα στον ασθενή Α (8%) και πολύ μικρότερη στον Β (1%) λόγω του ότι στον ασθενή Β με περισσότερα πεδία έχει καλύτερη κατανομή στη δόση που χρειάζεται να δώσει στον όγκο (PTV) και προστατεύει τα εξωτερικά όργανα (left lung). Με την εισαγωγή των πυκνοτήτων οι διαφορές μεταξύ των πλάνων αυξάνονται. Ασθενής θώρακος Α Ασθενής θώρακος Β % διαφορά G G18 g G G18w g24ano g21kato Γράφημα 6: Ποσοστιαία διαφορά των MU/fraction για κάθε δέσμη. Αριστερά του πλάνου του ασθενούς θώρακος Α και δεξιά του ασθενή Β [59]

60 Ασθενής θώρακος Α Ασθενής θώρακος Β % διαφορά Γράφημα 7: Σύγκριση των ποσοστιαίων διαφορών της ΔΟΣΗΣ (cgy/fraction) ΣΤΑ ΣΗΜΕΙΑ ΜΕΣΑ ΣΤΟ PTV στα πλάνα CT και CBCT (με ή χωρίς πυκνότητες). Αριστερά στο πλάνο του ασθενή θώρακος Α και δεξιά του ασθενή Β % διαφορά Γράφημα 8: Σύγκριση των ποσοστιαίων διαφορών της ΔΟΣΗΣ (cgy/fraction) ΣΤΑ ΣΗΜΕΙΑ ΕΞΩ ΑΠΟ ΤΟ PTV στα πλάνα CT και CBCT (με ή χωρίς πυκνότητες). Αριστερά στο πλάνο του ασθενή θώρακος Α και δεξιά του ασθενή Β Στο γράφημα 9 φαίνονται τα αποτελέσματα μας για την μέγιστη τιμή %δόσης (d max ), το χαρακτηριστικό V2 των πνευμόνων και την μέγιστη τιμή δόσης που δέχεται ο νωτιαίος μυελός (max spinal ). Τα αποτελέσματα που πήραμε για το V2 των πνευμόνων και τη μέγιστη δόση στο νωτιαίο μυελό βρίσκονται μέσα στα όρια του QUANTEC. Το V2 και η δόση που δέχεται ο νωτιαίος μυελός υπολογίστηκε χωρίς μεγάλη διαφορά στις 3 περιπτώσεις εικόνων. Η διαφορά που υπολογίστηκε στο d max οφείλεται στην διαφορετική κατανομή των ιστών και οργάνων στην εικόνα λόγω της αναπνοής. Στην περίπτωση ασθενούς Β παρατηρούμε μικρότερες αποκλίσεις σε σχέση με τον Α λόγω καλύτερης κατανομής της δόσης με το πλάνο θεραπείας περισσότερων πεδίων. [6]

61 Ασθενής θώρακος Α Ασθενής θώρακος Β % διαφορά dmax (%) V2 lungs (%) max dose spinal (cgy) dmax (%) V2 lungs (%) max dose spinal (cgy) Γράφημα 9: Σύγκριση των dmax, V2lungs, max dose spinal στα πλάνα CT και CBCT (με ή χωρίς πυκνότητες). Αριστερά στο πλάνο του ασθενή θώρακος Α και δεξιά του ασθενή Β Συμπεράσματα Ασθενής Α Ασθενής Β Ασθενής Α Ασθενής Β 3F 6MV 4F 6MV 3F 6MV 4F 6MV Μέσα στο PTV Έξω από το PTV 1) CT Vs CBCT No Dens. 2.2%±.9% 1.3%±.4% 3.4%±1.3% 2.5%±.9% 2) CT Vs CBCT - ICRU Dens. 3.2%±.6% 1.7%±.4% 5.2%±1.2% 2.%±.6% 3) CT Vs CBCT - TPS Manual Dens. 4.9%±.9% 1.5%±.5% 5.9%±1.1% 5.%±1.3% Πίνακας 5: Σύγκριση του υπολογισμού των δόσεων βάσει του σχεδιασμού CT και CBCT με διαφορετικές στρατηγικές διόρθωσης για τα διαφορετικά πλάνα (3F και 4F) σε μελέτη ασθενών θώρακα Στην περιοχή του θώρακα υπάρχουν πολλοί παράγοντες οι οποίοι δυσχεραίνουν τον υπολογισμό της δόσης. Αυτοί είναι κυρίως οι ακούσιες κινήσεις του ασθενή (όπως αναπνοή) καθώς και οι πολλές και μεγάλες ανομοιογένειες του ιστού που εμφανίζονται στην περιοχή αυτή. Όταν υπάρχουν εσωτερικές κινήσεις οργάνων τα δοσιμετρικά σφάλματα είναι πιο έντονα. Τα αντικείμενα κίνησης όχι μόνο δυσκολεύουν στο να δει την έκταση του όγκου, αλλά και περιορίζουν την άμεση χρήση της CBCT για τον υπολογισμό της δόσης στην κλινική πράξη. Στην προσπάθεια διόρθωσης αυτών, εισάγουμε στο σύστημα σχεδιασμού τις πυκνότητες των ιστών (κυρίως πνεύμονα και οστού). Όμως, αυτή η προσπάθεια διόρθωσης, δεν διορθώνει τον υπολογισμό της δόσης κάθε σημείου γιατί κάποιες φορές οι κινήσεις του ασθενή επηρεάζουν περισσότερο τους υπολογισμούς μας και παίζουν σημαντικότερο ρόλο. Συγκρίνοντας την μέση τιμή των αποκλίσεων (πίνακας 5), μικρότερη είναι η απόκλιση της δόσης που έχουμε με την εικόνα CBCT (χωρίς τις πυκνότητες) σε κάθε περίπτωση (2.2%±.9%, 1.3%±.4%, 3.4%±1.3%, 2.5%±.9% στα σημεία μέσα στην περιοχή PTV στον ασθενή Α και Β και στα σημεία έξω από το PTV στον ασθενή Α και Β αντίστοιχα) και μεγαλύτερη στην περίπτωση εικόνας CBCT με τη διόρθωση πυκνοτήτων (ορισμένες από το εγχειρίδιο του TPS) (4.9%±.9%, 1.5%±.5%, 5.9%±1.1%, 5.%±1.3% στα σημεία μέσα στην περιοχή PTV στον ασθενή Α και Β και στα σημεία έξω από το PTV στον ασθενή Α και Β αντίστοιχα). Η δοσιμετρική ακρίβεια προκύπτει από την υποδεέστερη ποιότητα εικόνα CBCT στον υπολογισμό επαλήθευσης της δόσης. Έτσι, δεν [61]

62 μπορούμε να καταλήξουμε στο συμπέρασμα ότι με την καταγραφή των πυκνοτήτων των ιστών στα πλάνα θα έχουμε βέλτιστα αποτελέσματα. Επίσης ο αριθμός των ασθενών που χρησιμοποιήθηκε για την παρούσα μελέτη είναι πολύ μικρός για να καταλήξουμε σε έμπιστα αποτελέσματα. Για βέλτιστα αποτελέσματα χρειάζεται μελέτη μεγαλύτερου αριθμού ασθενών. II. Περιοχή : Πύελος Στην περιοχή της πυέλου θα εξετάσουμε δύο ασθενείς (άνδρες) στους οποίους ο όγκος (PTV) βρίσκεται στον προστάτη. Τα κρίσιμα όργανα (OARs) είναι η ουροδόχος κύστη, το ορθό και τα μηριαία οστά. Βεβαιωνόμαστε ότι το ισόκεντρο βρίσκεται στην ίδια θέση και στις δύο εικόνες (CT και CBCT), εφαρμόζουμε το πλάνο θεραπείας και επιλέγουμε τα σημεία ενδιαφέροντος που θέλουμε να μελετήσουμε και να συγκρίνουμε. Υπολογίζουμε την κατανομή της δόσης και στα δύο πλάνα (CBCT και CT) δίνοντας έμφαση στο να διατηρηθούν οι βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο του CT. Επίσης, καταγράφουμε και συγκρίνουμε την μέγιστη τιμή % δόσης d max. o Ασθενής πυέλου Α Το πλάνο θεραπείας που χρησιμοποιήθηκε αποτελείται από 5 ισοκεντρικές δέσμες ακτινοβολίας, ενέργειας 18MV. Εφαρμόστηκαν διαμορφωμένα πεδία, 27 με σφήνα 38, πεδίο 9 με σφήνα 38, πεδίο 13 με σφήνα 6 και πεδίο 23 με σφήνα 6. Τα πεδία είχαν διαστάσεις 8.9x8.1cm, 8.3x8.2cm, 8.3x8cm, 8.3x9.2cm και 8,3x9cm αντίστοιχα. Για την 1η φάση της θεραπείας του ασθενή ορίστηκαν 32 συνεδρίες με δόση 18cGy ανά συνεδρία (απόλυτη δόση 576cGy η οποία αντιστοιχεί σε σχετική δόση 1%). Ως εικόνα αναφοράς για τη θεραπεία χρησιμοποιήθηκε η εικόνα CT και σημείο κανονικοποίησης ορίστηκε 3cm κάτω από την τομή του ισοκέντρου σε σημείο στο πάνω μέρος του PTV (εικόνα 15). Εικόνα 14 :Στην τομή ισοκέντρου. Αριστερά η εικόνα CT και δεξιά η εικόνα CBCT πυέλου, με την εφαρμογή του πλάνου θεραπείας 5 πεδίων. [62]

63 Εικόνα 15: Στην τομή του σημείου κανονικοποίησης της δόσης (3cm κάτω από την τομή ισοκέντρου). Αριστερά η εικόνα CT και δεξιά η εικόνα CBCT πυέλου, με την εφαρμογή του πλάνου θεραπείας 5 πεδίων o Ασθενής πυέλου Β Το πλάνο θεραπείας που χρησιμοποιήθηκε αποτελείται από 5 ισοκεντρικές δέσμες ακτινοβολίας, ενέργειας 18MV. Εφαρμόστηκαν διαμορφωμένα πεδία, 27 με σφήνα 45, πεδίο 9 με σφήνα 45, πεδίο 12 με σφήνα 6 και πεδίο 24 με σφήνα 6. Τα πεδία είχαν διαστάσεις 9.6x9cm, 9.1x7.5cm, 9.1x7.5cm, 9.1x8.1cm και 9.2x8.1cm αντίστοιχα. Για την 1η φάση της θεραπείας του ασθενή ορίστηκαν 38 συνεδρίες με δόση 18cGy ανά συνεδρία (απόλυτη δόση 684cGy η οποία αντιστοιχεί σε σχετική δόση 1%). Ως εικόνα αναφοράς για τη θεραπεία χρησιμοποιήθηκε η εικόνα CT και σημείο κανονικοποίησης θεωρήθηκε το ισόκεντρο (εικόνα 16). Εικόνα 16 : Αριστερά η εικόνα CT στην τομή ισοκέντρου και δεξιά η εικόνα CBCT [63] Εικόνα 17: Αριστερά η εικόνα CT στην τομή 1cm κάτω από το ισόκεντρο και δεξιά η εικόνα CBCT

64 Εικόνα 18: Αριστερά η εικόνα CT στην τομή 2,5cm κάτω απο το ισόκεντρο και δεξιά η εικόνα CBCT Εικόνα 19: Αριστερά η εικόνα CT στην τομή 2,5cm πάνω απο το ισόκεντρο και δεξιά η εικόνα CBCT Αποτελέσματα για πύελο Διατηρώντας τις βαρύτητες των δεσμών στο πλάνο CBCT ως προς το σημείο κανονικοποίσης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο CT, συγκρίνουμε τα υπολογισμένα MU ανά συνεδρία που δίνονται από κάθε δέσμη (γράφημα 1). Οι διαφορές μειώνονται με την εισαγωγή της πυκνότητας του οστού (1,33g/cm 3 ) στο πλάνο CBCT εκτός από την περίπτωση της 1 ης κύριας δέσμης ( ). Οι αρνητικές διαφορές που εμφανίζονται στο πλάνο ασθενή Β δείχνουν την υποεκτίμηση των MU από το CBCT. Οι ποσοστιαίες διαφορές που έχουμε μεταξύ των MU οφείλονται στις μεγάλες μοίρες που έχουν οι σφήνες στα πεδία. Οι διαφορές αυτές δεν αντιστοιχούν στην διαφορά της δόσης που έχουμε στο σημείο κανονικοποίησης. Για να ελέγξουμε την διαφορά στη δόση καταγράφω τα MU του πλάνου CT στο πλάνο CBCT και βλέπω την απόλυτη διαφορά που δημιουργείται στο σημείο κανονικοποίησης και στα άλλα σημεία. Στα γραφήματα 11 και 12 φαίνονται αυτές οι διαφορές στα σημεία μέσα και έξω από το PTV. Οι αποκλίσεις στη δόση στα σημεία μέσα στο PTV (γράφημα 11) είναι μικρότερες σε σχέση με τις αποκλίσεις που είχαμε στα MU. Στο σημείο κανονικοποίησης έχουμε μέχρι 5% απόκλιση. Στον ασθενή Α την μικρότερη διαφορά (κατά απόλυτη τιμή) από το πλάνο CT έχει το πλάνο CBCT με πυκνότητα οστού 1,33g/cm 3 με απόκλιση 2,2% ενώ στον ασθενή Β το πλάνο με πυκνότητα οστού 1,6g/cm 3 με απόκλιση 1,1%. Σε όλα τα σημεία ενδιαφέροντος παρατηρείται βελτίωση στις τιμές της δόσης στο πλάνο CBCT με την εισαγωγή της πυκνότητας του οστού. Στον ασθενή Α η τιμή της πυκνότητας 1,33g/cm 3 φέρνει καλύτερα αποτελέσματα ενώ στον ασθενή Β η τιμή 1,6g/cm 3. Επίσης, στον ασθενή Α παρατηρούμε ότι με τις πυκνότητες στο πλάνο CBCT η δόση υποεκτιμάται. [64]

65 Επίσης στα σημεία έξω από το PTV (γράφημα 12) έχουμε τα ίδια συμπεράσματα. Μεγάλη απόκλιση έχει η υπολογισμένη δόση στο ορθό μεταξύ των πλάνων λόγω του ότι το ορθό έχει διαφορετικό σχήμα και μέγεθος. Για τον λόγο αυτό, μετρήσαμε τη δόση σε 3 διαφορετικές τομές και υπολογίσαμε τη μέση τιμή και το σφάλμα της. Ασθενής πυέλου Α Ασθενής πυέλου Β % διαφορά 2-2 g g27w g9w g13w g23w 2-2 g g27w g9w g24w g12w Γράφημα 1: Ποσοστιαία διαφορά των MU/fraction για κάθε δέσμη. Αριστερά του πλάνου του ασθενούς πυέλου Α και δεξιά του ασθενή Β Ασθενής πυέλου Α Ασθενής πυέλου Β % διαφορά Γράφημα 11: Σύγκριση των ποσοστιαίων διαφορών της ΔΟΣΗΣ (cgy/fraction) ΣΤΑ ΣΗΜΕΙΑ ΜΕΣΑ ΣΤΟ PTV στα πλάνα CT και CBCT (με ή χωρίς πυκνότητες) εφαρμοσμένα με τα MU/fraction από το πλάνο CT κάθε δέσμης. Αριστερά στο πλάνο του ασθενή πυέλου Α και δεξιά του ασθενή Β [65]

66 % διαφορά right femoral (πάνω left femoral (πάνω right femoral(iso) left femoral(iso) right femoral(iso)2 left femoral(iso)2 right femoral (κάτω left femoral (κάτω right femoral (πάνω) left femoral (πάνω) κύστη κύστη κύστη (πάνω τομή) ορθό Γράφημα 12: Σύγκριση των ποσοστιαίων διαφορών της ΔΟΣΗΣ (cgy/fraction) ΣΤΑ ΣΗΜΕΙΑ ΕΞΩ ΑΠΟ ΤΟ PTV στα πλάνα CT και CBCT (με ή χωρίς πυκνότητες) εφαρμοσμένα με τα MU/fraction από το πλάνο CT κάθε δέσμης. Αριστερά στο πλάνο του ασθενή πυέλου Α και δεξιά του ασθενή Β Στη συνέχεια, υπολογίζουμε την κατανομή της δόσης στα σημεία μέσα και έξω από το PTV στα πλάνα (CBCT και CT), δίνοντας έμφαση στο να διατηρηθούν οι βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο του CT (γράφημα 13,14). Παρατηρούμε ότι σε αυτή την περίπτωση έχουμε μικρότερες διαφορές στον υπολογισμό της δόσης σε κάθε περίπτωση πλάνου (CT, CBCT) σε σχέση με πριν (γράφημα 11,12). Ασθενής πυέλου Α Ασθενής πυέλου Β % διαφορά Γράφημα 13: Σύγκριση των ποσοστιαίων διαφορών της ΔΟΣΗΣ (cgy/fraction) ΣΤΑ ΣΗΜΕΙΑ ΜΕΣΑ ΣΤΟ PTV στα πλάνα CT και CBCT (με ή χωρίς πυκνότητες) δίνοντας έμφαση στο να διατηρηθούν οι βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο του CT. Αριστερά στο πλάνο του ασθενή πυέλου Α και δεξιά του ασθενή Β [66]

67 % διαφορά right femoral (πάνω left femoral (πάνω right femoral(iso) left femoral(iso) right femoral(iso)2 left femoral(iso)2 right femoral (κάτω left femoral (κάτω right femoral (πάνω) left femoral (πάνω) κύστη κύστη κύστη (πάνω τομή) ορθό Γράφημα 14 : Σύγκριση των ποσοστιαίων διαφορών της ΔΟΣΗΣ (cgy/fraction) ΣΤΑ ΣΗΜΕΙΑ ΕΞΩ ΑΠΟ ΤΟ PTV στα πλάνα CT και CBCT (με ή χωρίς πυκνότητες) δίνοντας έμφαση στο να διατηρηθούν οι βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο του CT. Αριστερά στο πλάνο του ασθενή πυέλου Α και δεξιά του ασθενή Β Συγκρίνοντας τη δόση που δέχονται τα σημεία που βρίσκονται μέσα στο PTV (γράφημα 13), παρατηρούμε ότι οι %διαφορές στη δόση αυξάνονται με την εισαγωγή της πυκνότητας στο σύστημα σχεδιασμού. Στα σημεία κανονικοποίησης (PTV πάνω και ισόκεντρο για τον ασθενή Α και Β αντίστοιχα) δεν παρατηρείται διαφορά στη δόση διότι διατηρήσαμε τις βαρύτητες των δεσμών ως προς αυτό το σημείο όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο του CT, έτσι ώστε να παίρνει το 1% της δόσης. Στην θεραπεία του ασθενή Β παρατηρούμε ότι το πλάνο CBCT υποεκτιμάει τη δόση που δέχονται τα σημεία σε κάθε περίπτωση (με ή χωρίς πυκνότητες). Συγκρίνοντας τα σημεία που βρίσκονται έξω από το PTV (γράφημα 14), παρατηρούμε μικρότερη διαφορά με την εισαγωγή της πυκνότητας στο πλάνο CBCT στα μηριαία οστά, ενώ στην κύστη και στο ορθό η διαφορά μεγαλώνει. Επίσης παρατηρούμε την υποεκτίμηση της δόσης από το CBCT στα μηριαία οστά. Στο ορθό παρατηρούμε μεγάλες αποκλίσεις γιατί το σχήμα του δεν είναι σταθερό. Στο γράφημα 15 φαίνονται τα αποτελέσματα μας για την μέγιστη τιμή %δόσης (d max ). Παρατηρούμε ότι στο πλάνο CBCT η d max υποτιμάται σε σχέση με το πλάνο CT ενώ στο πλάνο CBCT με τις πυκνότητες στα οστά η d max υπερεκτιμάται. Στην περίπτωση της πυκνότητας 1,33g/cm 3 των οστών έχουμε μικρότερη απόκλιση και στους δύο ασθενείς % διαφορά 2-2 ΑΣΘΕΝΗΣ Α dmax (%) ΑΣΘΕΝΗΣ Β dmax (%) CBCT(No Dens)Vs CT CBCT(Dens)Vs CT bone=1,33 CBCT(Dens)Vs CT bone=1, Γράφημα 15: Σύγκριση της μέγιστης τιμής %δόσης d max στα πλάνα CT και CBCT (με ή χωρίς πυκνότητες) [67]

68 Συμπεράσματα 5F 18MV Μέσα στο PTV Έξω από το PTV 1) CT Vs CBCT No Dens..7%±.1% 2.3%±.5% 2) CT Vs CBCT ICRU Dens. 1.1%±.2% 1.9%±.7% 3) CT Vs CBCT TPS Manual Dens. 1.1%±.3% 1.7%±.8% Πίνακας 6: Σύγκριση του υπολογισμού των δόσεων βάσει του σχεδιασμού CT και CBCT με διαφορετικές στρατηγικές διόρθωσης για το πλάνο 5F σε μελέτη ασθενών καρκίνου του προστάτη Στην περιοχή της πυέλου δεν υπάρχουν μεγάλες ανομοιογένειες ιστού οι οποίες να επηρεάζουν την κατανομή της δόσης, και γι αυτό παρατηρούμε μικρότερες διαφορές στη δόση σε σχέση με την περίπτωση θώρακα. Μικρότερη απόκλιση στην κατανομή της δόσης έχουμε στην περίπτωση όπου δίνουμε έμφαση στο να διατηρηθούν οι βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο του CT, από ότι στην περίπτωση όπου εφαρμόσαμε στα πλάνα τα MU/fraction από το πλάνο CT κάθε δέσμης. Συγκρίνοντας τα πλάνα εφαρμόζοντας τα MU/fraction από το πλάνο CT κάθε δέσμης, η περίπτωση πλάνου CBCT με την πυκνότητα του οστού (ICRU 46 στα σημεία μέσα στο PTV και TPS Manual στα σημεία έξω από την περιοχή του PTV) συμφωνεί καλύτερα με το πλάνο CT από ότι το πλάνο CBCT χωρίς πυκνότητες. Στην περίπτωση σύγκρισης των πλάνων στα οποία δίνουμε έμφαση στο να διατηρηθούν οι βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο του CT, η περίπτωση πλάνου CBCT με την πυκνότητα του οστού συμφωνεί καλύτερα με το πλάνο CT στα σημεία εκτός του PTV (εκτός από την κύστη και το ορθό), ενώ στα σημεία μέσα στο PTV η περίπτωση πλάνου CBCT χωρίς την πυκνότητα του οστού. Στον πίνακα 6 φαίνεται η μέση τιμή των αποκλίσεων στη δόση στην περίπτωση διατήρησης των βαρυτήτων των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο του CT. Η μικρότερη απόκλιση παρατηρήθηκε στα σημεία ενδιαφέροντος μέσα στην περιοχή του PTV με τη χρήση CBCT πλάνου χωρίς τις πυκνότητες (.7%±.1%). Αντίθετα, στα σημεία ενδιαφέροντος έξω από την περιοχή του PTV η μικρότερη απόκλιση παρατηρήθηκε με τη χρήση διορθωμένου CBCT πλάνου με πυκνότητες ορισμένες από το εγχειρίδιο TPS (1.7%±.8%). Η διαφορά και στις δύο περιπτώσεις είναι μικρή, <2%. Η μελέτη ασθενών με προστάτη, μας έδειξαν ότι, ελλείψει αντικειμένων κίνησης, η δοσιμετρική ακρίβεια του υπολογισμού της δόσης που βασίζεται σε CBCT είναι αποδεκτή για τους σκοπούς των δοσιμετρικών ελέγχων. Ο αριθμός των ασθενών που χρησιμοποιήθηκε για την παρούσα μελέτη είναι πολύ μικρός για να καταλήξουμε σε έμπιστα αποτελέσματα. Για βέλτιστα αποτελέσματα χρειάζεται μελέτη μεγαλύτερου αριθμού ασθενών. III. Περιοχή: Κεφαλή/Τράχηλος Στην περίπτωση πλάνου κεφαλής/τραχήλου, δεν υπάρχουν μεγάλες ανομοιογένειες του ιστού οι οποίες να επηρεάζουν την κατανομή της δόσης στην περιοχή. Το κρίσιμο όργανο (OAR) στην περιοχή αυτή είναι ο νωτιαίος μυελός. Βεβαιωνόμαστε ότι το ισόκεντρο βρίσκεται στην ίδια θέση και στις δύο εικόνες, εφαρμόζουμε το πλάνο θεραπείας και επιλέγουμε τα σημεία ενδιαφέροντος που θέλουμε να μελετήσουμε και να συγκρίνουμε. Υπολογίζουμε την κατανομή της δόσης και στα δύο πλάνα (CBCT και CT), δίνοντας έμφαση στο να διατηρηθούν οι βαρύτητες των δεσμών ως προς το σημείο κανονικοποίησης όπως αυτές είναι ορισμένες στο πλάνο του CT. Στην περίπτωση αυτή δεν έχει νόημα να εισάγουμε στο πλάνο CBCT πυκνότητες ιστών αφού δεν υπάρχουν ανομοιογένειες οι οποίες να επηρεάζουν την κατανομή της δόσης. [68]

69 Θα καταγράφουμε και θα συγκρίνουμε επίσης την μέγιστη τιμή % δόσης d max. Είναι σημαντικό να ελέγξουμε και τη μέγιστη δόση που δέχεται ο νωτιαίος μυελός με την εφαρμογή του πλάνου θεραπείας. Με βάση το QUANTEC η μέγιστη δόση που μπορεί να δεχθεί είναι 5Gy. Ελέγχουμε αν η τιμή της μέγιστης δόσης σε κάθε εικόνα είναι μέσα στο όριο και στη συνέχεια συγκρίνουμε τις τιμές μεταξύ τους. o Ασθενής κεφαλής/τραχήλου Α Το πλάνο θεραπείας που χρησιμοποιήθηκε αποτελείται από 3 ισοκεντρικές δέσμες ακτινοβολίας, ενέργειας 6MV. Εφαρμόστηκαν 2 πεδία (29 και 7 ) με σφήνες (1 ) στον άνω τράχηλο και 1 πεδίο ( ) κάθετο στον κάτω τράχηλο. Διαστάσεις των πεδίων: 8.6x12cm, 8.5x11.6cm, 5.7x13.8cm και SSD 96cm, 96.5cm και 97cm αντίστοιχα. Για την 1η φάση της θεραπείας του ασθενή ορίστηκαν 23 συνεδρίες με δόση 18cGy ανά συνεδρία (απόλυτη δόση 414cGy η οποία αντιστοιχεί σε σχετική δόση 1%). Ως εικόνα αναφοράς για τη θεραπεία χρησιμοποιήθηκε η εικόνα CT και σημείο κανονικοποίησης σε τομή 5cm κάτω από το ισόκεντρο μέσα στο PTV στον κάτω τράχηλο (εικόνα 21). Εικόνα 2: Αριστερά η εικόνα CT και δεξιά η εικόνα CBCT στην τομή του ισοκέντρου, με την εφαρμογή του πλάνου θεραπείας Εικόνα 21: Η τομή κανονικοποίησης (5cm κάτω από το ισόκεντρο) από την οποία περνάει η δέσμη κάθετη στον κάτω τράχηλο. Αριστερά η εικόνα CT και δεξιά η εικόνα CBCT [69]

70 Εικόνα 22: Η τομή (2cm πάνω από το ισόκεντρο) από την οποία περνάνε τα πεδία 29 και 7 στον άνω τράχηλο. Αριστερά η εικόνα CT και δεξιά η εικόνα CBCT o Ασθενής κεφαλής/τραχήλου Β Το πλάνο θεραπείας που χρησιμοποιήθηκε αποτελείται από 6 ισοκεντρικές δέσμες ακτινοβολίας, ενέργειας 6MV. Εφαρμόστηκαν 2 πεδία 7 και 29, 3 extra πεδία, 223, 135, και 1 extra πεδίο (6 ) στον κάτω τράχηλο. Σφήνες τοποθετήθηκαν στα 2 κύρια πεδία (7 και 29 ) με 5 και 35 αντίστοιχα. Τα πεδία είχαν διαστάσεις 13.4x16.3cm, 15.7x12.9cm, 1.2x17cm, 8.5x16.4cm, 9.3x16.8cm, 7.1x9.7cm και SSD 93cm, 95cm, 91.5cm, 93.5cm, 9cm και 93cm αντίστοιχα. Για την 1η φάση της θεραπείας του ασθενή ορίστηκαν 28 συνεδρίες με δόση 18cGy ανά συνεδρία (απόλυτη δόση 54cGy η οποία αντιστοιχεί σε σχετική δόση 1%). Για τη θεραπεία χρησιμοποιήθηκε η εικόνα CT ως εικόνα αναφοράς και σημείο κανονικοποίησης το ισόκεντρο (εικόνα 23). Εικόνα 23: Αριστερά η εικόνα CT και δεξιά η εικόνα CBCT στην τομή του ισοκέντρου (σημείο κανονικοποίησης), με την εφαρμογή του πλάνου θεραπείας [7]

71 Εικόνα 24: Τομή 7cm κάτω από το ισόκεντρο. Αριστερά η εικόνα CT και δεξιά η εικόνα CBCT Αποτελέσματα για κεφαλή/τράχηλο Συγκρίνοντας τα υπολογισμένα MU από τα δύο πλάνα (CT και CBCT) (γράφημα 16), παρατηρούμε ότι οι τιμές των MU είναι σχεδόν ταυτόσημες με τη διαφορά να μην ξεπερνάει το 1% σε απόλυτη τιμή στον ασθενή Α, ενώ στον ασθενή Β οι διαφορές αυξάνονται στα extra πεδία που χρησιμοποιήθηκαν (μέχρι 4%). Οι ποσοστιαίες διαφορές που έχουν αρνητική τιμή σημαίνει πως χρησιμοποιώντας την εικόνα CBCT για τη θεραπεία υποεκτιμάται η δόση και τελικά δίνουμε στον ασθενή λιγότερα MU από ότι χρειάζεται. % διαφορά Ασθενής κεφαλής/τραχήλου Α g7w (άνω) g29w (άνω) g (κάτω) 1 Ασθενής κεφαλής/τραχήλου Β Γράφημα 16: Ποσοστιαία διαφορά των MU/fraction για κάθε δέσμη. Αριστερά του πλάνου του ασθενούς πυέλου Α και δεξιά του ασθενή Β Στο γράφημα 17 φαίνεται η σχετική σύγκριση της δόσης (CBCT Vs CT) που δέχονται τα σημεία ενδιαφέροντος από το πλάνο θεραπείας. Τα σημεία κανονικοποίησης έχουν ίδια δόση στα δύο πλάνα λόγω της διατήρησης των βαρυτήτων των δεσμών στο σημείο. Για τα υπόλοιπα σημεία μέσα στο PTV δεν παρατηρούμε μεγάλες αποκλίσεις (<3% κατά απόλυτη τιμή). Σε σημεία έξω από το PTV (σημεία στον νωτιαίο μυελό) η απόλυτη διαφορά φτάνει στο 1,4% στον ασθενή Α και 2,8% στον Β. Οι αρνητικές ποσοστιαίες διαφορές που προέκυψαν μας δείχνουν πως χρησιμοποιώντας την εικόνα CBCT για τη θεραπεία υποτιμούμε τη δόση και δίνουμε στον ασθενή λιγότερη δόση από ότι χρειάζεται στα συγκεκριμένα σημεία. [71]