ES2909138T3

ES2909138T3 - Método para la verificación, corrección y minimización del isocentro de un dispositivo de radioterapia

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Publication number: ES2909138T3
Application number: ES18814769T
Authority: ES
Inventors: Markus Wösle
Original assignee: Stadtisches Klinikum Dessau; Staedtisches Klinikum Dessau
Current assignee: Stadtisches Klinikum Dessau; Staedtisches Klinikum Dessau
Priority date: 2017-09-27
Filing date: 2018-09-27
Publication date: 2022-05-05
Anticipated expiration: 2038-09-27
Also published as: EP3687627B1; US20200289850A1; CN111432878A; WO2019063035A2; EP3687627A2; WO2019063035A3; DE102017009040A1; DE112018005512A5; CN111432878B; US11607564B2; HUE057803T2; PL3687627T3; PT3687627T

Abstract

Método para la verificación, corrección y minimización basada en EPID del isocentro de un dispositivo de radioterapia que comprende, al menos, una mesa de posicionamiento del paciente, giratoria en torno a un eje de la mesa, un brazo de soporte, giratorio en torno a un eje del brazo de soporte, un cabezal emisor de radiación dispuesto en el brazo de soporte para generar un haz terapéutico, un colimador giratorio, un dispositivo de proyección de un isocentro radiológico y un sistema de registro digital (EPID) para la adquisición de imágenes de dosis mediante el haz terapéutico, en el que, según los siguientes pasos a) se posiciona mediante el dispositivo de proyección, un cuerpo de medición en la posición de proyección en el isocentro radiológico actual del dispositivo de radioterapia, b) se aplica un campo de irradiación definido por el colimador para al menos una posición angular predeterminada del brazo de soporte, de la mesa de posicionamiento del paciente y del colimador, adquiriendo en el proceso c) con el EPID al menos una imagen de dosis común del cuerpo de medición y del campo de irradiación d) se crea sobre la base de la imagen de dosis adquirida, un perfil de dosis respectivo para cada dirección del EPID dentro de un sistema de coordenadas del EPID, y e) se determina en el trazado del perfil de dosis un punto de inflexión respectivo en los dos límites de cuerpo previstos del cuerpo de medición en la dirección X del sistema de coordenadas del EPID y en los dos límites previstos del cuerpo de medición en la dirección Y del sistema de coordenadas del EPID entre un mínimo de dosis local y un máximo de dosis local y entre un máximo de dosis local y un mínimo de dosis local, y f) se asignan las posiciones determinadas de los puntos de inflexión a los límites de cuerpo del cuerpo de medición en la dirección X y en la dirección Y, g) se determina sobre la base de los límites de cuerpo del cuerpo de medición asignados en la imagen de dosis, una posición del punto central del cuerpo de medición en relación con el centro del EPID, ejecutándose los pasos d) a g) de manera similar para los límites de campo y el punto central del campo de irradiación, y h) se determina un vector diferencial a partir de una desviación posicional del punto central del cuerpo de medición con respecto al centro del EPID y de una desviación posicional del punto central de campo del campo de irradiación con respecto al centro del EPID y i) se utilizan los componentes vectoriales del vector diferencial para corregir el isocentro radiológico actual, determinándose un isocentro espacial global del dispositivo de radioterapia a partir de las desviaciones individuales del haz central en las tres direcciones del espacio X, Y y Z de los tres isocentros espaciales del brazo de soporte, del colimador y de la mesa de posicionamiento del paciente, optimizándose todos los parámetros específicos del dispositivo de radioterapia que influyen en los isocentros espaciales mediante minimización de una función objetivo predeterminada.

Description

DESCRIPCIÓN

Método para la verificación, corrección y minimización del isocentro de un dispositivo de radioterapia

La invención se refiere a un método para la verificación, corrección y minimización del isocentro de un dispositivo de radioterapia que comprende al menos una mesa de soporte del paciente giratoria alrededor de al menos un eje de la mesa, un brazo de soporte giratorio alrededor de un eje del brazo de soporte, un cabezal de irradiación dispuesto en el brazo de soporte para generar un haz terapéutico, un colimador giratorio, un dispositivo para proyectar el isocentro radiológico y un sistema de registro digital (dispositivo electrónico de imagen portal, conocido por sus siglas inglesas EPID) fijo en el brazo de soporte para la adquisición de imágenes de dosis mediante el haz terapéutico.

En el tratamiento de tumores con radiaciones ionizantes, uno de los principales retos es administrar la dosis terapéutica al foco de la enfermedad, preservando al mismo tiempo el tejido sano vecino en la medida de lo posible. Esto se consigue con equipos de radioterapia mecánica y dosimétricamente precisos, como aceleradores lineales de electrones, bisturís de rayos gamma, bisturís cibernéticos, sistemas de aceleradores de protones e iones pesados, junto con márgenes de seguridad adaptados a las tolerancias de la máquina y del posicionamiento del paciente al definir el volumen objetivo. Una característica central de cualquier dispositivo de radioterapia es la desviación espacial del haz central de la ubicación del punto ideal, llamado isocentro o isocentro ideal. En un dispositivo de radioterapia ideal, en el que no se producen tolerancias mecánicas, todos los haces centrales dependientes del ángulo se cruzan en este isocentro.

Los aceleradores lineales de electrones médicos, que se utilizan en casi todos los centros de radioterapia para la terapia de tumores, tienen al menos tres grados de libertad de rotación. Entre ellos se encuentran

- el ángulo del brazo de soporte con un rango de valores habitual de -180° a 180°,

- el ángulo del colimador con un rango de valores habitual de -175° a 175° y

- el ángulo isocéntrico de la mesa de posicionamiento del paciente con un rango de valores habitual de -95° a 95°.

Para un dispositivo de radioterapia real, el isocentro no es un punto sino un isocentroide con extensión espacial (en lo sucesivo también llamado isocentro espacial). El término centroide deriva de elipsoide, que es un cuerpo creado mediante la rotación de una elipse alrededor de uno de sus ejes. Los haces centrales de todas las combinaciones de los ángulos mencionados se intersecan con o tocan el isocentroide. Para determinar el nivel global del isocentroide de una unidad de radioterapia, el tamaño y la posición de los isocentroides individuales deberá determinarse primero el tamaño y la posición de los isocentroides individuales en función de cada grado de libertad angular. Esta medición y verificación de los isocentroides también se conoce como prueba de Winston-Lutz o método de Winston-Lutz.

En la prueba de Winston-Lutz se coloca primero un cuerpo de medición radiopaco o cuerpo de medición hermético a la radiación, también conocido como puntero Winston-Lutz y que está acoplado rígidamente a la mesa de posicionamiento del paciente, en el isocentro radiológico de una unidad de radioterapia. Este isocentro se visualiza con la ayuda de láseres de línea visibles fijos en el espacio o se proyecta sobre el puntero Winston-Lutz. Tras la colocación del cuerpo de medición, se adquiere mediante un campo de irradiación cuadrado o redondo, que está definido por los diafragmas de bloque de un colimador, las láminas de un colimador multilámina (MLC) o por un colimador circular adicional montado en el cabezal emisor de radiación, una imagen de dosis plana en varios ángulos del brazo de soporte, ángulos del colimador y ángulos de la mesa de posicionamiento por medio de un sistema de registro digital (EPID). Posteriormente, se realiza el procesamiento digital de las imágenes de dosis adquiridas, utilizando diversos algoritmos para determinar la posición espacial del haz central en relación con el cuerpo de medición. Los métodos y algoritmos conocidos se basan, por ejemplo, en los filtros digitales de paso alto, los operadores bidimensionales para el realce y la búsqueda de bordes (como los operadores Sobel, los filtros Canny), la extracción de líneas (transformación de Hough), el cálculo del centro de masa (Centre of Mass, Signal Intensity Weighting), el método de convolución (Convolution), la segmentación de objetos (Segmentation, Contouring) y la umbralización (Thresholding).

En el artículo de revisión "Isocenter verification for linac-based stereotactic radiation therapy: review of principles and techniques" Rowshanfarzad, P., Sabet, M., O'Connor, D. J., Greer, P. B. (Journal of Applied Clinical Medical Physics, Volume 12, No. 4, 185-195, 2011), se explican los métodos anteriores y se discuten sus ventajas e inconvenientes. Las principales desventajas de los métodos basados en el EPID para la verificación del isocentro en comparación con los métodos basados en placas de película son un poder de resolución comparativamente menor, lo que dificulta la verificación exacta del isocentro radiológico. En un artículo reciente titulado "A study of Winston-Lutz test on two different electronic portal imaging devices and with low energy imaging'' Ravindran, P.B. (Australasian Physical and Engineering Sciences in Medicine, Volume 39, Issue 3, 677-685, 2016), el puntero Winston-Lutz se desplaza en términos reales con un paso mínimo de 0.25 mm. Como se puede observar, además, se determina mediante operaciones morfológicas un error máximo de las distancias del haz central con respecto al puntero de Winston-Lutz de 0.04 ± 0.02 mm. De la publicación "A robust Hough transform algorithm for determining the radiation centers of circular and rectangular fields with subpixel accuracy" Du, W., Yang, J. (Phys. Med. Biol., 54(3), 555-567, 2009) se sabe que la transformación de Hough permite alcanzar una precisión teórica de 0.02 ± 0.01 mm en imágenes de dosis variadas, no teniéndose en cuenta las tolerancias de la máquina.

Otros problemas de los métodos conocidos consisten en la imposibilidad de realizar mediciones con determinadas combinaciones de ángulos del brazo de soporte/ángulo de la mesa y en una relación desfavorable señal/ruido.

En los métodos basados en EPID el problema también consiste en que los métodos de evaluación, como la transformación de Hough, no son adecuados para los campos de irradiación formados por MLC, dado que las láminas no pueden formar límites de campo rectos con sus extremos debido a la precisión de posicionamiento finita y a la radiación de transmisión entre las láminas.

Otra desventaja es que las imprecisiones de posicionamiento del sistema de registro en todos los métodos basados en el EPID - en particular, una violación de la ortogonalidad con respecto al haz central y una distancia inexacta respecto al isocentro - influyen en el resultado. Otras deficiencias de los métodos conocidos basados en el EPID son la falta de representación del isocentroide global en la que es evidente la desviación del haz central del isocentro ideal para cualquier combinación de los tres ángulos para el brazo de soporte, el colimador y la mesa de posicionamiento del paciente, la falta de descripción matemática del isocentroide global para su minimización mediante la optimización de los parámetros del dispositivo de radioterapia, así como la falta de investigaciones de la influencia de todas las condiciones de medición en el resultado.

La tarea subyacente a la presente invención consiste ahora en proponer un método basado en el EPID para verificar y corregir el isocentro de un dispositivo de radioterapia, que evita o reduce las desventajas conocidas del estado de la técnica anterior.

Según la invención, la tarea se resuelve con un método que tiene las características de la reivindicación 1. Realizaciones ventajosas y desarrollos posteriores de la invención pueden realizarse con las características descritas en las reivindicaciones subordinadas.

De acuerdo con la tarea, se propone la verificación, corrección y minimización basada en EPID del isocentro de un dispositivo de radioterapia que comprende, al menos, una mesa de posicionamiento del paciente giratoria en torno a un eje de la mesa, un brazo de soporte giratorio en torno a un eje del brazo de soporte, un cabezal emisor de radiación dispuesto en el brazo de soporte para generar un haz terapéutico, un colimador giratorio, un dispositivo de proyección de un isocentro radiológico y un sistema de registro digital (EPID) para la adquisición de imágenes de dosis mediante el haz terapéutico, en el que se procede del modo siguiente:

a) se posiciona un cuerpo de medición mediante el dispositivo de proyección en la posición de proyección en el isocentro radiológico actual del dispositivo de radioterapia,

b) se aplica un campo de irradiación definido por el colimador para al menos una posición angular predeterminada del brazo de soporte, de la mesa de posicionamiento del paciente y del colimador, y en este proceso

c) el EPID adquiere al menos una imagen de dosis común del cuerpo de medición y del campo de irradiación

d) se crea sobre la base de la imagen de dosis adquirida un perfil de dosis respectivo para cada dirección del EPID dentro de un sistema de coordenadas del EPID, y

e) se determina en el trazado del perfil de dosis un punto de inflexión respectivo en los dos límites previstos del cuerpo de medición en la dirección X del sistema de coordenadas del EPID y en los dos límites previstos del cuerpo de medición en la dirección Y del sistema de coordenadas del EPID entre un mínimo de dosis local y un máximo de dosis local y entre un máximo de dosis local y un mínimo de dosis local, y

f) se asignan las posiciones determinadas de los puntos de inflexión a los límites del cuerpo de medición en la dirección X y en la dirección Y,

g) se determina sobre la base de los límites de cuerpo del cuerpo de medición asignados una posición del punto central del cuerpo de medición en relación con el centro del EPID en la imagen de dosis, ejecutándose los pasos d) a g) de manera similar para los límites del campo y el punto central de campo del campo de irradiación, es decir, se crea un perfil de dosis sobre la base de la imagen de dosis adquirida y se determina en el trazado del perfil de dosis un punto de inflexión en ambos límites de campo previstos del campo de irradiación en la dirección X del sistema de coordenadas EPID y en ambos límites de campo previstos del campo de irradiación en la dirección Y del sistema de coordenadas EPID entre un mínimo de dosis local y un máximo de dosis local y entre un máximo de dosis local y un mínimo de dosis local, y se asignan las posiciones determinadas de los puntos de inflexión de los límites de campo del campo de irradiación en la dirección X y en la dirección Y Phis se determina una posición del centro de campo del campo de irradiación en relación con el centro del EPID sobre la base de los límites de campo del campo de irradiación asignados en la imagen de la dosis.

h) se determina un vector diferencial a partir de una desviación posicional del punto central del cuerpo de medición con respecto al centro del EPID y de una desviación posicional del punto central del campo de irradiación con respecto al centro del EPID y

i) se utilizan los componentes vectoriales del vector diferencial para corregir el isocentro radiológico actual.

En el paso d) se puede realizar un cambio de unidad de píxel a mm para determinar las distancias absolutas. El cambio de unidad representa una transición del perfil de dosis digital al analógico, de modo que se puede garantizar el procesamiento posterior de los datos geométricos en un algoritmo.

El sistema de coordenadas esencial para el montaje de la medición y para llevar a cabo el método según la presente invención es el sistema inercial (sistema de coordenadas del dispositivo de radioterapia fijo en el espacio), en el que se especifican las desviaciones del isocentro (desviaciones del haz central con respecto al isocentro ideal). El sistema inercial tiene como origen el centro ideal ISO (punto central del cuerpo de medición o esfera de tungsteno del puntero Winston-Lutz). Dado que el sistema de coordenadas del dispositivo de registro utilizado para los pasos c) a h), así como el sistema de coordenadas del colimador, son móviles, se requieren transformaciones de coordenadas. Cuando se varía el ángulo del brazo de apoyo (G), el vector de diferencia respectivo se mapea en el sistema inercial por medio de la matriz izquierda en la ecuación (5) que figura más abajo, donde B = G. Al variar el ángulo del colimador (C), las imágenes de dosis se mapean en el sistema de coordenadas del EPID antes del análisis utilizando la matriz derecha de la ecuación (5), donde y = -C; después del análisis, los vectores se mapean en el sistema inercial utilizando la misma matriz, donde y = C. Cuando se varía el ángulo de la mesa de posicionamiento del paciente (T) con G t 0°, la matriz izquierda de la ecuación (5) con B = G es de nuevo necesaria para la transformación de coordenadas. Dado que a consecuencia de las tolerancias de las máquinas - en particular errores de posicionamiento del sistema de registro - se producen errores en el resultado, todos los vectores diferenciales se mapean del sistema de coordenadas reales al sistema de coordenadas ideales según la ecuación (2) que figura más abajo antes de mapearlos en el sistema inercial. También es relevante el sistema de coordenadas del EPID, que se coloca fijo en el brazo de soporte y tiene su origen en el elemento detector central del EPID. Preferentemente, la proyección del isocentro radiológico actual se realiza mediante cinco láseres de línea fijos en el espacio. Con los retículos, que pueden ser en forma de hendiduras resaltadas en color en la superficie del cuerpo de medición, el cuerpo de medición puede posicionarse con precisión en el isocentro proyectado del dispositivo de radioterapia.

Según un desarrollo posterior ventajoso del método según la invención, los pasos b) a h) del método pueden llevarse a cabo para los grados de libertad angular de la mesa de posicionamiento del paciente, el brazo de soporte y el colimador con un incremento de 30° como máximo. Convenientemente pueden seleccionarse los ajustes de los ángulos que sean relevantes para el tratamiento posterior de un paciente.

Puede preverse además que los vectores diferenciales determinables a partir de imágenes de dosis adquiridas en diferentes posiciones angulares de la mesa de posicionamiento del paciente, el brazo de soporte y el colimador, se utilicen para determinar la magnitud y la posición de los isocentros espaciales, pudiendo utilizarse los componentes vectoriales de los vectores de localización de los isocentros espaciales para corregir el isocentro radiológico.

El método según la invención puede llevarse a cabo preferentemente de forma automática, utilizando un software adecuado. La ejecución automática de los pasos d) a i) y, en particular, una evaluación de los perfiles de dosis para localizar los puntos de inflexión, así como la ejecución de las transformaciones de coordenadas, pueden llevarse a cabo mediante rutinas, por ejemplo, con el paquete de software MATLAB®.

Preferentemente puede examinarse en el paso e) el perfil de dosis de la imagen de dosis en la dirección X y en la dirección Y para buscar puntos de inflexión entre un mínimo de dosis y un máximo de dosis y, además, entre un máximo de dosis y un mínimo de dosis, para determinar todos los límites de campo del cuerpo de medición y los límites del campo de irradiación. Lo ideal es que el cuerpo de medición sea una esfera de tungsteno con un diámetro entre 5 mm y 10 mm. Hay que tener en cuenta que los valores de los parámetros encontrados en el análisis modal de fallos y efectos para unas condiciones de medición y análisis adecuadas se aplican preferentemente a un diámetro de esfera de 5 mm. Sin embargo, el método según la invención no pretende limitarse a un cuerpo de medición esférico para su aplicación. Por lo tanto, también son concebibles otras formas del cuerpo de medición.

Según una concepción de la invención, el mapeo bidimensional del diámetro de un cuerpo de medición esférico y de la anchura de campo de un campo de irradiación en la imagen de dosis corresponde a la distancia entre dos puntos de inflexión en el perfil de dosis paralelo a la dirección X del sistema de coordenadas del diafragma fijado al colimador. Se puede considerar que los puntos de inflexión son aquellos que presentan exactamente el 50% de la dosis de energía del centro del campo en la imagen de dosis. En consecuencia, los puntos en la dirección Y que presentan exactamente el 50% de la dosis de energía del centro del campo en la imagen de dosis pueden considerarse puntos de inflexión. Los puntos de inflexión así determinados son asignados a los límites de campo del campo de irradiación.

Dado que el mínimo de dosis local se encuentra detrás del cuerpo de medición en la zona del centro del campo bidimensional, puede utilizarse el menor de los máximos de dosis local de los perfiles de dosis en la dirección X y en la dirección Y como sustituto de la dosis del 100%. La determinación de los límites del cuerpo de medición se realiza de manera análoga. La dosis de energía para definir los límites de cuerpo del cuerpo de medición esférico es la media aritmética del 100% de la dosis de sustitución y la dosis local mínima detrás de la esfera, es decir, una dosis de sustitución del 50%. Los máximos de dosis se sitúan entre el cuerpo de medición esférico y los bordes del campo definidos por el ajuste del colimador. Según lo anterior, puede preverse que el o los puntos de inflexión se determine/n en la zona de un punto de dosis del 50% entre un mínimo y un máximo de dosis y/o entre un máximo y un mínimo de dosis del perfil de dosis. La definición del tamaño del campo y de la posición del haz central mediante la isodosis del 50% se describe en la norma IEC 60976.

Los planos de medición perpendiculares al plano de la imagen que recortan los correspondientes perfiles de dosis para la definición del tamaño del campo, el haz central, así como del tamaño de la esfera y el centro de la misma, pueden determinarse automáticamente con la ayuda de un software mediante un algoritmo. Partiendo del mínimo local de dosis en la imagen de dosis del cuerpo de medición esférico, que se encuentra aproximadamente en el centro de la imagen, se pueden definir dos planos de medición ortogonales en un primer paso de iteración. Los perfiles de dosis así determinados se analizan con respecto al tamaño del campo, la posición del haz central, el tamaño de la esfera y el centro de la esfera. En el segundo paso de iteración, las líneas de simetría del campo de irradiación y del cuerpo de medición esférico pueden determinarse con la posición del haz central determinada y el centro esférico determinado del cuerpo de medición. En el caso de campos de irradiación definidos por un colimador circular, así como al determinar el punto central de la esfera del cuerpo de medición, las líneas de simetría son idénticas a las líneas de intersección de los planos de medición. El análisis descrito más arriba de los perfiles de dosis y de la asignación de puntos de inflexión a los límites de cuerpo y los límites de campos, proporciona las distancias del punto de penetración del haz central y del centro de la esfera del cuerpo de medición en el plano de la imagen con respecto al centro del EPID.

Se ha demostrado que, con el método según la invención, al definir el tamaño del campo, la posición del haz central, el diámetro de la esfera, así como el centro del cuerpo de medición esférico, se puede alcanzar un poder de resolución espacial de 0.01 mm para la desviación espacial del haz central del cuerpo de medición esférico, lo que es verificable metrológicamente. Por ejemplo, se pudo alcanzar una resolución relacionada con el proceso de 0.01 mm utilizando un EPID con un tamaño de píxel de 0.392 mm. Esto puede lograrse considerando una sección de la tangente de inflexión del perfil de dosis en la zona del punto de dosis del 50% para la determinación exacta de los límites de campo o de los límites de cuerpo del cuerpo de medición esférico. La tangente de inflexión es la mejor aproximación de las curvas de dosis sobre las coordenadas espaciales en este rango del perfil de dosis. La aproximación con el menor error se puede conseguir con la tangente más corta que aún puede representarse en la imagen de la dosis digital con un tamaño de píxel discreto. En la dirección de la coordenada espacial, mide exactamente un píxel - o, como caso especial, dos píxeles -, si el punto de dosis del 50% coincide exactamente con el centro de un píxel. En este caso se determinan los dos píxeles del área del punto de dosis del 50%, de los cuales uno tiene un valor de gris menor y otro un tiene un valor de gris mayor que el punto de dosis del 50%. Con el conocimiento del tamaño del píxel se puede determinar una distancia concreta. Las coordenadas espaciales exactas para los límites de campo del campo de irradiación y los límites de cuerpo del cuerpo de medición esférico pueden obtenerse por interpolación lineal entre los dos píxeles marcados.

De acuerdo con la variante de realización ventajosa del método según la invención explicada anteriormente, se puede prever que el punto o los puntos de inflexión en la zona del punto de dosis del 50% se determine/n preferentemente entre dos píxeles, de los cuales un primer píxel representa una dosis inferior al 50% y un segundo píxel adyacente al primer píxel representa una dosis superior al 50%.

Por último, el vector diferencial se define como el vector de desplazamiento entre el punto central de penetración del haz y el centro del cuerpo de medición esférico, medido en el plano EPID, mediante un estiramiento céntrico en el plano isocéntrico, siendo el centro de estiramiento el foco del haz y dependiendo el factor de estiramiento según

con SAD = i m _{Ecuación (1)}

de la constante "distancia foco-eje" SAD y de la variable "distancia Foco-EPID" SID. Además, los vectores de localización dependientes del ángulo del brazo de soporte se mapean del plano de la imagen al sistema de coordenadas fijo en el espacio del dispositivo de radioterapia por medio de una transformación de coordenadas. La orientación de este sistema inercial se especifica en la norma IEC 61217.

Según otra concepción de la invención, los vectores de localización de los isocentros espaciales se utilizan para calibrar un sistema de posicionamiento de pacientes. Alternativa o adicionalmente se puede prever que los vectores de localización de los isocentros espaciales se utilicen para corregir el dispositivo de proyección con el fin de poder realizar un ajuste de la proyección láser del isocentro radiológico. Por el vector de localización del isocentroide debe entenderse la posición central espacial del isocentroide.

La ventaja del método según la invención radica particularmente en la extracción de un perfil de dosis con la unidad de longitud milímetro a partir de una imagen de dosis con la unidad de longitud píxel, de modo que éste puede ser procesado con menos esfuerzo computacional en un tiempo más corto y en particular con una capacidad de resolución computacionalmente más alta. Ventajosamente se aprovecha el hecho de que la mayoría de los dispositivos de radioterapia conocidos ya disponen de la posibilidad de registrar digitalmente (EPID) un campo de irradiación, de modo que la verificación del isocentro y la correspondiente corrección pueden realizarse con los dispositivos existentes con poco esfuerzo. Así es posible que, debido al tiempo comparativamente corto requerido para la realización y al análisis automático del método según la invención, pueda realizarse una verificación del isocentro (comprobación del isocentro) inmediatamente antes de una aplicación radioquirúrgica para garantizar la mejor seguridad posible del paciente. Además, se ha demostrado que el método según la invención puede alcanzar una resolución computacional de 0.01 mm sin necesidad de modificar los equipos, como por ejemplo sistemas de adquisición de alta resolución. En resumen, se puede alcanzar con una verificación del centro realizada conforme al método según la invención, un aumento de la seguridad del paciente con los dispositivos de radioterapia ya existentes con EPID. Además, dado que se requiere comparativamente menos tiempo para realizar la verificación del isocentro y la corrección del isocentro de acuerdo con el método según la invención, se pueden ahorrar costes.

Para una mayor optimización se puede prever según un desarrollo posterior del método según la invención que se realice una corrección de las tolerancias de la máquina. Por ejemplo, se puede proporcionar una corrección de los vectores de localización EPIDr'i en el sistema de coordenadas EPID. En caso de posicionamiento erróneo del EPID puede ser necesario un paso más de transformación del sistema de coordenadas del EPID desplazado al sistema de coordenadas del EPID ideal para corregir los vectores de localización EPIDr'¡:

E P I D r i = A ío r r • E P ID ^ i

Ecuación (2)

donde la matriz de corrección

Ecuación (3)

es el producto de tres rotaciones elementales. Según la regla de cálculo "Multiplicar vectores con matrices desde la izquierda", el orden de rotación es el mismo que para los ángulos cardánicos: El ángulo a alrededor del eje X, el ángulo B alrededor del eje Y y el ángulo y alrededor del eje Z. Dado que todos los errores angulares de una unidad de radioterapia después de su control de recepción son < 1°, el orden de rotación no influye en la corrección, y se aplica lo siguiente para un ángulo general a: sen a = tan a = a A cos = 1 con a en radianes. Para una rotación alrededor del eje x de la EPID idealmente posicionada, la matriz de mapeo derecha en la ecuación (3)

Ecuación (4)

es una función de la desviación angular a. En consecuencia, en la ecuación (3) las matrices de rotación alrededor del eje Y y del eje

Z son

í i fjS , i Ú sen ^LOS _ sen -A t f = n 1 0 sen

ttJfi i

\ _ sen Lf L’OS

0 0

I

Ecuación (5)

que dependen de las correspondientes desviaciones angulares B y y. La definición de los ángulos cardanes, así como las matrices de mapeo en las ecuaciones (4) y (5), se pueden encontrar, por ejemplo, en "Multibody dynamics with unilateral contacts" Pfeiffer, F., Glocker, Ch. (Wiley series in nonlinear science, series editors: Nayfeh, A. H. and Holden, A. V., John Wiley & Sons, Inc., New York, 1996). No es necesario aplicar correcciones de traslación, ya que el vector diferencial

Ecuación (6)

entre el punto de perforación rcAx del haz central y el centro esférico rwLP del cuerpo de medición no depende de los desplazamientos del EPID en su plano X-Y. La tolerancia de la coordenada vertical se tiene en cuenta en el estiramiento céntrico desde el plano de la imagen hasta el plano isocentral por la distancia corregida Foco-EPID en la ecuación (1). También se pueden tener en cuenta las tolerancias de los tres grados de libertad angulares. Las desviaciones medidas para el ángulo del brazo de soporte, el ángulo del colimador y el ángulo de la mesa pueden tenerse en cuenta mediante la introducción de datos en caso de utilizar un software adecuado, contribuyendo a la corrección de errores como parte de un algoritmo.

En la radiocirugía y la irradiación estereotáctica de precisión no se suelen utilizar campos de irradiación rectangulares o cuadrados debido a las estructuras irregulares del tejido a irradiar. Para estos casos, los campos de irradiación se limitan mediante las láminas de un colimador multilámina (MLc). Según una variante de realización del método según la invención en la que se utiliza un M Lc, las posiciones del haz central entre varios pares de láminas de una MLC se determinan por tanto en la dirección X. Así, se puede prever que en el caso de utilizar un MLC los pasos d) a h) del método según la invención se realicen para cada par de láminas del MLC que limita el campo de irradiación. Se puede prever además que los pares de láminas exteriores no se utilicen para el análisis, ya que los gradientes de dosis allí se ven perturbados por los fotones extraviados del sistema de diafragma hasta el límite de campo en la dirección Y.

Para determinar la posición del haz central en la dirección Y se evalúan dos perfiles de dosis para los campos de irradiación formados por diafragmas de bloque o el MLC, que se recortan como imágenes especulares respecto a la línea de simetría de la coordenada X. Los planos de medición de simetría especular, así como el promedio aritmético de las posiciones individuales del haz central en ambas direcciones X e Y, tienen la ventaja de que cualquier error angular eventual del colimador se equilibra en el resultado mediante el promedio. Otra ventaja es que el cuerpo de medición provoca menos interferencias de campo, ya que los puntos de dosis del 50% de los perfiles de dosis que interesan están a mayor distancia del cuerpo de medición o del puntero Winston-Lutz.

Según otra variante de realización ventajosa del método según la invención se ajusta un ángulo del brazo de soporte t 0° cuando se varía el ángulo de la mesa de soporte del paciente para obtener una información sobre el cambio vertical de la posición del cuerpo de medición. Preferentemente se ajusta al variar el ángulo de la mesa de soporte del paciente un ángulo del brazo de apoyo de 30°, siendo posible un ángulo de la mesa de soporte del paciente en el rango entre 0° y 90°. Del mismo modo, un ángulo del brazo de soporte de -30° permite un ángulo de la mesa de soporte del paciente en un rango entre 0° y - 90°. Alternativamente, en el caso de que se utilice un sistema de posicionamiento del paciente fijo en el espacio independiente del dispositivo de radioterapia, el isocentroide de la mesa puede determinarse alternativamente sin mover el brazo de soporte. En la variante anterior, la variación del ángulo de la mesa se determina con los ángulos discretos (-90:30:90)°. La posición del brazo de soporte es de 0°, de modo que el cabezal de irradiación no se encuentra en los dos campos de irradiación útiles del sistema de rayos X externo. En el caso de utilizar el sistema de posicionamiento del paciente ExacTrac 6.0.6 (BRAINLAB AG, Feldkirchen, Alemania), la posición espacial del cuerpo de medición, que puede ser un puntero Winston-Lutz de la empresa BRAINLAB AG (Feldkirchen, Alemania), es determinada radiológicamente para cada ángulo de mesa ajustado en la etapa de verificación Detectar el puntero Winston-Lutz con la funcionalidad Análisis del puntero Winston-Lutz. Los valores negativos de los desplazamientos del cuerpo de medición con respecto al isocentro ideal del dispositivo de radioterapia se almacenan vectorialmente en el archivo WL_Test.log. Se trata de datos en forma de documento de texto que puede leer el paquete de software MATLAB®. En los datos del archivo, las columnas 15-17 contienen el vector de desplazamiento dependiente del ángulo de la mesa,

[ — WLshiJlLat — WLshiftLong. — WLshijt Vert\ Ecuación (7)

que en el sistema inicial tiene la forma

Ecuación (8) El desplazamiento

Ecuación (9)

del haz central respecto al isocentro ideal del dispositivo de radioterapia se conoce a partir de la determinación del isocentroide dependiente del ángulo del brazo de soporte y no cambia con el ángulo de la mesa. Así, el vector de desplazamiento (vector de distancia) del haz central del cuerpo de medición es la suma vectorial

Ecuación (10) con la que se describe el isocentroide de la mesa de posicionamiento del paciente en el sistema inercial.

Según un desarrollo posterior del método según la invención se puede determinar de las desviaciones individuales en las tres direcciones espaciales X, Y y Z un isocentroide global. Para ello se procede del modo siguiente: Después de haber determinado, para cada grado de libertad angular, la geometría del isocentroide con las características

• desviación del haz central respecto al puntero de Winston-Lutz en las tres direcciones espaciales X, Y y Z como función de un ángulo

• la desviación radial absoluta del haz central con respecto al puntero de Winston-Lutz como función de un ángulo,

• coordenadas espaciales del isocentroide,

• diámetro máximo del isocentroide en las tres direcciones espaciales y

• radio máximo global del isocentroide

en el sistema de coordenadas fijo en el espacio (sistema inercial), se puede determinar un isocentroide global con todos los resultados. Esto puede lograrse considerando las condiciones de medición dependientes del ángulo en su conjunto:

• El isocentroide del brazo de soporte se determina con un ángulo de 0° del colimador y de la mesa.

• El isocentroide del colimador se determina con un ángulo de 0° del brazo de soporte y de la mesa.

• El isocentroide de la mesa se determina a mitad con 30° o -30° del ángulo del brazo de soporte y a mitad con 0° del ángulo del colimador.

A partir de la representación del isocentroide como función del ángulo del brazo de apoyo se pueden representar las desviaciones adicionales máximas posibles del isocentro debido a la variación del ángulo del colimador y a la variación del ángulo de la mesa como bandas de dispersión en dirección positiva y negativa sobre el ángulo del brazo soporte. La evaluación con respecto a las coordenadas espaciales y el diámetro máximo respectivamente el radio máximo, se actualiza finalmente. Además, las distancias entre ejes, que según la norma DIN 6875 - Parte 2 deben medirse al menos cada seis meses, se determinan entre los tres ejes de rotación. Las bandas de dispersión tienen un componente negativo y otro positivo. Su determinación requiere en primer lugar un mapeo desde el sistema de coordenadas del EPID al sistema de coordenadas inicial para las desviaciones del isocentro de la variación del ángulo del colimador:

Ecuación (11)

La matriz de mapeo se conoce a partir de la ecuación (5), donde B = G es el ángulo del brazo de apoyo. El vector de localización

Ecuación (12)

se compone de los componentes de la desviación del isocentro. Las bandas de dispersión negativas dan lugar a

A A '.c o fG ) — min (AisofC. C)| - .Y/solG. 0 = 0») .

Cf [-175*.+175*] Ecuación (13)

m in \Y,so(G.C)\-Y¡So(G'C = V) ,

Cf 1-175°. 175«] Ecuación (14)

AZ/S0(G) = min [Z/so(G. C)] - Z¡so[G. C - (P) .

Ce[-175*.+17S*| Ecuación (15)

En consecuencia, se obtienen las bandas de dispersión positiva según

AA7*0(0 = max [X,so(G.C)\ - X,S0(G. C = <f) ,

C€|-17S4. m"| Ecuación (16)

AYj^C) = max

Ce [-175°.+ 175*) [YIS0(G. C)}-YIS0(G.C = 0o) ,

Ecuación (17)

AZlviC) = max \ 1 Z,so(G. C)| -ce|-t7s*.+m#) ' ZIS0 (G. C = (f)

Ecuación (18)

Preferentemente, el intervalo del ángulo del colimador para la búsqueda de extremos en las ecuaciones (13) a (18) puede definirse con Ce [-90°, 90°], dado que todos los ángulos del colimador óptimos para el tratamiento de los pacientes se encuentran en este rango. Las bandas de dispersión para la variación del ángulo de la mesa se obtienen de manera análoga a las siguientes ecuaciones (13) a (18), definiendo el ángulo del colimador C por el ángulo de la mesa T y los intervalos para la búsqueda de extremos mediante Te [-90°, 90°].

En el marco del método según la invención, los isocentroides pueden minimizarse mediante optimización. La minimización por optimización es concebible para el

• isocentroide del brazo de soporte en el caso de que se utilice un colimador circular y un sistema de posicionamiento externo del paciente externo

• isocentroide combinado del brazo soporte y el colimador en caso de que se utilice un sistema de posicionamiento del paciente externo

• isocentroide combinado del brazo de soporte y la mesa de posicionamiento del paciente en el caso de que se utilice un colimador circular sin sistema de posicionamiento del paciente, y/o

• isocentroide global en caso de que no esté disponible ni un colimador circular ni un sistema de posicionamiento del paciente.

Si se utiliza un sistema de posicionamiento del paciente radiológico independiente junto con el dispositivo de radioterapia, se puede prescindir del isocentroide de la mesa de posicionamiento del paciente, ya que éste detecta y corrige todas las desviaciones del haz central dependientes del ángulo de la mesa. En caso de utilizar colimadores circulares, el ángulo del colimador C suele ser C = 0° = constante.

Ecuación (19)

Para la limitación del campo con un MLC pueden agruparse las variables de optimización en el vector, siendo ^{x c l o}el desplazamiento de la línea central de las láminas e yJo el desplazamiento de la mandíbula del par de diafragmas Y. La primera componente de este vector también puede ser el desplazamiento de la mandíbula del par de diafragmas X, si se trata de limitar el campo de irradiación. La segunda componente también puede ser idéntica a 0 si la limitación del campo en la dirección Y se consigue únicamente mediante las láminas del MLC. Cuando se utilizan colimadores circulares, la ecuación (19) incluye sus desplazamientos. Los isocentroides enumerados anteriormente, es decir, el isocentroide del brazo de soporte, el isocentroide combinado del brazo de soporte y el colimador, el isocentroide combinado del brazo de soporte y la mesa del paciente y el isocentroide global, son funciones del ángulo G del brazo de soporte. El isocentroide del brazo soporte solitario está compuesto por los componentes

Ecuación (20)

Los isocentroides combinados pueden describirse en cada dirección espacial mediante dos funciones que las limitan en la dirección negativa y en la positiva, respectivamente:

90 ]

Ecuación (21)

El ángulo del colimador C y el ángulo de la mesa T de la mesa de posicionamiento del paciente pueden variar dentro del intervalo especificado. La gama de valores del ángulo C del colimador puede limitarse a ± 90°, dado que normalmente todos los ángulos óptimos del colimador se encuentran dentro de este rango.

Según otra variante de realización ventajosa del método según la invención, se puede prever que todos los parámetros específicos del dispositivo que influyen en los isocentros espaciales se optimicen aplicando una o varias funciones objetivo predeterminadas. De este modo se puede proporcionar una corrección de los parámetros de la máquina. Ventajosamente la optimización puede llevarse a cabo mediante un software. Posibles funciones objetivo que pueden utilizarse para la optimización y que dependen de las variables en la ecuación (19), se refieren a las sumas, medias aritméticas, extremos e integrales sobre el ángulo del brazo de soporte de los cuadrados

• de las distancias X^{- is o}(G^í), Y^{- is o}(G^í), Z^{- is o}(G^í), X^{+is o}(G^í), Y^{+ is o}(GÍ), Z^{+ is o}(G^í),

• de los radios espaciales

• de los diámetros D^x(G^í), D^y(G^í) y D^{z (}G^í)

del isocentroide examinado en ángulos discretos del brazo de soporte G¡e [-180°,+180°].

Para los componentes del radio espacial se aplica:

Ecuación (22)

en el ángulo discreto del brazo de soporte Gi.

La definición de los diámetros es

con A € {A". }. Z} .

Ecuación (23) En el caso especial del isocentroide solitario del brazo soporte, las magnitudes geométricas que se pueden optimizar se definen como sigue:

• Las distancias X ^{is o}(G^í), Y ^{is o}(G^í) y Z ^{is o}(G^í).

• Los radios espaciales

• Los diámetros máximos

DK{Gf) - max[A'/so(G,j)] - min [í\¡so(G,)\

G i Cf«

con Ke{X,Y,Z}. Con las tres magnitudes geométricas y cuatro funciones cada una, pueden seleccionarse doce funciones objetivo diferentes para la optimización, por lo que algunas funciones objetivo son redundantes con respecto a la optimización:

Por lo tanto, en la búsqueda de la mejor optimización para una tarea de irradiación concreta no es necesario considerar todas las funciones objetivo, ya que las funciones de cada uno de los pares mencionados aquí arrojan resultados idénticos.

Durante la optimización, el vector de localización de las desviaciones del haz central en la ecuación (6) se varía según

Ecuación (24) en el sistema de coordenadas del detector (sistema de coordenadas EPID). Con la ayuda de las ecuaciones (5) y (6) se pueden determinar las desviaciones posicionales de los isocentroides en el sistema de coordenadas fijo en el espacio del dispositivo de radioterapia. En la ecuación deben sustituirse los ángulos B = G y y = C por el ángulo del brazo de soporte o el ángulo del colimador, respectivamente.

El vector xo es óptimo si para una de las funciones objetivo señaladas anteriormente, que contiene las variables de la ecuación (19) en forma cuadrática, se cumple:

Mínimo! _

Ecuación (25) Para ajustar los parámetros del colimador en un dispositivo de radioterapia pueden seleccionarse los parámetros optimizados en la ecuación (19) entre las distintas soluciones. Por ejemplo, se pueden seleccionar los que minimizan el radio espacial medio

Ecuación (26)

del haz central. Para el sistema de espacios de seguridad proporcionales e idénticos en todas las direcciones espaciales, con el cual un volumen tumoral se expande hasta el volumen de irradiación de modo que un tumor puede ser irradiado completamente incluso con imprecisiones de posicionamiento, movilidad del tumor y tolerancias de la máquina, sólo se minimizaría el diámetro máximo del isocentroide relevante:

m Gf,tx[Dx (Gi ),Dv (Gi ).D z (G't)| •

Ecuación (27)

Para resolver la tarea de optimización no lineal sin restricciones en la ecuación (25) se puede utilizar la subrutina fminsearch de MATLAB®. El esquema de cálculo utilizado es un algoritmo simplex del tipo Nelder-Mead para la búsqueda directa de mínimos.

Además, según una variante de realización ventajosa del método según la invención, se puede prever que las tolerancias geométricas del dispositivo de radioterapia se cuantifiquen y tengan en cuenta computacionalmente. Según otra variante de realización ventajosa del método según la invención, se puede prever que el campo de irradiación se aplique teniendo en cuenta valores adecuados de un tamaño de campo, un tiempo de relajación del brazo soporte, una dosis dependiente de la energía por campo de irradiación, y/o una distancia Foco-EPID.

Además, puede preverse una aplicación del método según la invención en un simulador de terapia, determinándose, corrigiéndose y minimizándose los isocentros espaciales.

La invención se explicará con más detalle a modo de ejemplo con ayuda de las siguientes figuras.

Muestran:

Figura 1 una imagen de dosis bidimensional de un cuerpo de medición esférico en un campo de irradiación limitado por MLC,

Figura 2a un perfil de dosis de una imagen de dosis bidimensional para explicar un ejemplo de realización del método según la invención,

Figura 2b el perfil de dosis de la figura 2a para explicar la definición de los puntos de dosis del 50%, Figura 3 una representación esquemática para la prueba metrológica de la resolución espacial alcanzada, Figura 4 perfiles de dosis del puntero Winston-Lutz como cuerpo de medición,

Figura 5 otros perfiles de dosis de un campo de irradiación limitado por MLC en la dirección X,

Figura 6 otros perfiles de dosis de un campo de irradiación limitado por MLC en la dirección Y,

Figura 7 una representación esquemática de la geometría de un isocentroide dependiente del ángulo del brazo de soporte de un dispositivo de irradiación

Figura 8 una representación gráfica de un isocentroide global

Para la explicación del método según la invención deben considerarse conjuntamente las figuras 1 ,2a y 2b.

En el método según la invención para la verificación y corrección basada en EPID del isocentro de un dispositivo de radioterapia,

que comprende al menos una mesa de posicionamiento del paciente giratoria alrededor de al menos un eje de la mesa, un brazo de soporte giratorio alrededor de un eje del brazo de soporte, un cabezal emisor de radiación para aplicar un haz terapéutico dispuesto en el brazo de soporte, un colimador para definir un campo de irradiación, un dispositivo para proyectar el isocentro radiológico y un sistema de registro digital (EPID) para adquirir imágenes de dosis mediante el haz terapéutico, se procede según los pasos siguientes:

a) se coloca un cuerpo de medición 13 en la posición de proyección del isocentro radiológico de un dispositivo de radioterapia

b) a continuación, se aplica un campo de irradiación para al menos un ajuste angular predeterminado del brazo de soporte, la mesa de posicionamiento del paciente y el colimador y

c) se adquiere una imagen de dosis del cuerpo de medición 13 con el EPID, como se muestra en Figura 1. La imagen de dosis de la Figura 1 es una imagen de dosis en escala de grises bidimensional grises de un campo de irradiación definido por MLC de tamaño 15 x 15 mm2 en MATLAB® (versión R2007a). El EPID utilizado tiene píxeles con una longitud de borde de 0.392 mm. El signo de referencia 13 caracteriza un cuerpo de medición esférico (puntero Winston-Lutz) con un diámetro conocido. El signo de referencia 14 caracteriza un límite del campo de irradiación causado por el colimador. En la imagen de dosis las zonas oscuras comprenden una menor dosis de energía aplicada que las zonas claras. Para determinar el punto central de la esfera del cuerpo de medición 13 mediante los planos de medición cruzados ortogonales 15, se determinan primero los dos límites de la esfera 1 y 2 en la dirección X y los dos límites de la esfera 16 y 17 en la dirección Y. Los límites de la esfera 1, 2, 16 y 17 pueden determinarse a partir de los perfiles de dosis, que se crean sobre la base de la imagen de dosis adquirida en el paso d) del método. Las figuras 2a y 2b muestran un perfil de dosis 5 en la dirección X de la imagen de dosis mostrada en la Figura 1. La curva caracterizada con el signo de referencia 6 en la figura 2a representa la pendiente del perfil de dosis a lo largo del eje X.

Además, en el paso e) del método se determina primero una posición central del cuerpo de medición 13 determinando un punto de inflexión 29 en el trazado del perfil de dosis 5 en al menos un límite previsto del cuerpo de medición 13 entre un máximo de dosis 19 y un mínimo de dosis 28 y un punto de inflexión 30 entre un mínimo de dosis 28 y un máximo de dosis 20. La determinación de los puntos de inflexión 29 y 30 puede tener lugar en la zona del punto de dosis del 50%, siendo el punto de dosis del 50% la posición en el trazado del perfil de dosis 5 en la que la dosis entre el mínimo de dosis 28 y los máximos de dosis 19 y 20 comprende el 50%. Preferentemente, el punto de dosis del 50% se determina entre dos píxeles, de los cuales un primer píxel representa una dosis inferior al 50% y un segundo píxel adyacente al primer píxel representa una dosis superior al 50%.

De modo análogo se puede proceder para determinar los límites del campo de irradiación, determinando un punto de inflexión 3 en el trazado del perfil de dosis 5 en al menos un límite previsto del campo de irradiación entre un mínimo de dosis 18 y un máximo de dosis 19 y un punto de inflexión 4 entre un máximo de dosis 20 y un mínimo de dosis 21. La determinación de los puntos de inflexión 3 y 4 puede llevarse a cabo en la zona del punto de dosis del 50%, siendo el punto de dosis del 50% la posición en el trazado del perfil de dosis 5 en la que la dosis entre los mínimos de dosis 18 y 21 y los máximos de dosis 19 y 20 comprende el 50%. Preferentemente, el punto de dosis del 50% se determina entre dos píxeles, de los cuales un primer píxel representa una dosis inferior al 50% y un segundo píxel adyacente al primero representa una dosis superior al 50%.

En el siguiente paso f) del método, los puntos de inflexión determinados se asignan a un límite de campo o a un límite del cuerpo de medición, respectivamente. En el ejemplo mostrado, el punto de inflexión 29 puede asignarse al límite de cuerpo 1 del cuerpo de medición 13 en la dirección X negativa y el punto inflexión 30 al límite de cuerpo 2 del cuerpo de medición 13 en la dirección X positiva. Del mismo modo pueden determinarse los límites de cuerpo del cuerpo de medición 13 en la dirección Y sobre la base de un perfil de dosis en la dirección Y. En la figura 1, los límites de cuerpo en la dirección Y están caracterizados con los signos de referencia 16 y 17. El punto de inflexión 3 puede asignarse al límite de campo situado en la dirección X negativa y el punto de inflexión 4 al límite de campo situado en la dirección X positiva. Del mismo modo, la determinación de los límites del campo en la dirección Y puede hacerse sobre la base de un perfil de dosis en la dirección Y.

Una vez definidos los dos límites de cuerpo del cuerpo de medición 13, se puede determinar la posición del punto central del cuerpo de medición 13 mediante la media aritmética de las dos coordenadas espaciales de los puntos límite. Preferentemente se utilizan las distancias de los límites de cuerpo en la dirección X y en la dirección Y para determinar la posición del punto central. Asimismo, una vez definidos los límites de campo 3 y 4, puede determinarse la posición del haz central mediante la media aritmética de las coordenadas espaciales de los puntos límite. Preferentemente, las distancias de los límites de campo en la dirección X y en la dirección Y se utilizan para determinar la posición del punto central.

En el paso siguiente g) del método, las posiciones del punto central del cuerpo de medición 13, así como del campo de irradiación en relación con el centro del EPID, se determinan con ayuda de los límites de campo asignados del cuerpo de medición 13, así como de los límites de campo asignados del campo de irradiación. Los pasos d) a g) se realizan para las direcciones X e Y. En el paso h) se proyecta el vector diferencial en el plano del EPID, que apunta desde el centro del cuerpo de medición 13 al punto de penetración del haz central a través del plano EPID, al plano isocéntrico según la ecuación (1). Los pasos b) a h) se realizan para todos los ángulos prescritos del brazo de soporte, del colimador y de la mesa (mesa de posicionamiento del paciente).

Por último, los componentes vectoriales del vector diferencial se utilizan para corregir el isocentro radiológico actual. El método de la invención logra una resolución espacial de 0.01 mm con un EPID estándar utilizado en la práctica clínica, lo que corresponde a una resolución 39.2 veces superior a la del EPID estándar.

Las condiciones de medición para el perfil de dosis mostrado en la figura 2 se determinaron de la siguiente manera: Ángulo del brazo de soporte = 0°, ángulo del colimador = 0°, ángulo de la mesa = 0°, tamaño nominal del campo = 15 x 15 mm², distancia Foco-EPID = 1.5 m (factor de aumento = 1.5), energía del fotón = 6 MeV y dosis irradiada = 12 MU. La dosis D es medida por el EPID en la unidad [CU] (unidad de dosis calibrada), siendo en condiciones de medición de calibración 1 CU = 1 Gy. Las magnitudes a^xy CAX^xson la anchura del campo o la posición del haz central en la dirección X. Para el mismo campo de irradiación sin puntero Winston-Lutz, los mismos valores fueron determinados para estas magnitudes. El gráfico se generó con MATLAB^®(versión R2007a).

La figura 2b muestra la definición de los cuatro puntos de dosis del 50% del perfil de dosis en la dirección X de la figura 2a que se necesitan para determinar los límites de cuerpo del cuerpo de medición, los límites del campo de irradiación, así como las posiciones del punto central del cuerpo de medición y del haz central. Todos los niveles de dosis del 50% se calculan como media aritmética de un mínimo de dosis local y un máximo de dosis local. La dosis del 100% se define como el menor de todos los máximos de dosis locales. Como mínimos de dosis se utilizan los valores más pequeños posibles para el cuerpo de medición y para el campo de irradiación. Si tanto la dosis máxima como la dosis mínima respectiva para el cálculo del punto de dosis del 50% es un mínimo, su valor de dosis también será mínimo. Aquí, cada punto de dosis del 50% se encuentra en la zona del punto de inflexión allí. Ambos aspectos aumentan el poder de resolución del método según la invención. El hecho de que un punto de dosis del 50% bajo sea ventajoso puede explicarse físicamente como sigue: Cuanto más bajo sea el punto de dosis del 50% del campo, menor será la interferencia causada por los fotones dispersos generados en el cuerpo de medición, ya que la distancia del cuerpo de medición al punto de dosis del 50% aumenta. Y viceversa, cuanto menor sea el punto de dosis del 50% del cuerpo de medición, menor será la interferencia causada por los fotones dispersos generados por el límite del campo (diafragmas de bloque, láminas de un MLC o un colimador esférico), ya que aumenta la distancia del límite del campo con respecto al punto de dosis del 50%. La figura 2b muestra un perfil de dosis para determinar las propiedades geométricas del campo de irradiación y del cuerpo de medición en la dirección X. Sin embargo, en el método según la invención se recortan para ello al menos dos perfiles de dosis diferentes de una imagen de dosis, cuyos perfiles tienen diferentes coordenadas Y. En la dirección Y, el procedimiento es el mismo. Esto también contribuye a la buena resolución o a la minimización de errores del método según la invención. Las ecuaciones de determinación son las siguientes:

D^100%=m in[D^max(-X), D^max(+X), D^max(-Y), D^max(+Y)],

D^min(campo)=0[CU],

D^50%(MK)=[D100%+D^min(MK)]/2, D^50%(campo)=[D^100%+D^min(campo]/2=D^100%/2,

AX(MK)=[X¹(MK)+X²(MK)]/2,

AY(MK)=[Y¹(MK)+Y²(MK)]/2,

ACAX^X=[X¹(campo)+X²(campo)]/2,

ACAX^y=[Y ¹(campo)+Y²(campo)]/2,

AX ^iso=ACAX^x-AX(MK),

AY ^iso=ACAX^y-AY(MK).

Leyenda para las ecuaciones:

MK = cuerpo de medición o puntero de Winston-Lutz o esfera de tungsteno (el puntero de Winston-Lutz utilizado para la explicación en la realización ejemplar del método según la invención es un puntero comercial fabricado por BRAINLAB AG, Feldkirchen, Alemania)

Campo = campo de irradiación con una anchura de campo específica (dirección X) y una longitud de campo (dirección Y)

Sistema de coordenadas = sistema de coordenadas del EPID

D^ioo%= 100% de dosis de sustitución (véase dosis 100% de la norma IEC 60976)

D^50%(campo) = 50% de dosis para determinar la anchura y la longitud del campo mediante la tangente de inflexión allí localizada

D^50%(MK) = 50% de dosis de sustitución para determinar los límites del cuerpo de medición mediante la tangente de inflexión allí localizada

D^max(-X) = máximo de la dosis local del perfil X con una coordenada espacial negativa

D^max(+X) = máximo de la dosis local del perfil X con una coordenada espacial positiva

D^max(-Y) = máximo de dosis local del perfil Y con una coordenada espacial negativa

D^max(+Y) = máximo de dosis local del perfil Y con una coordenada espacial positiva

D^min(MK) = mínimo de dosis local de ambos perfiles de dosis en la zona del cuerpo de medición

D^min(-X) = mínimo de dosis local del perfil X en el borde del campo con una coordenada espacial negativa D^min(+X) = mínimo de dosis local mínima del perfil X en el borde del campo con una coordenada espacial positiva D^max(-Y) = máximo de dosis local del perfil Y con una coordenada espacial negativa

D^min(+Y) = mínimo de dosis local del perfil Y en el borde del campo con una coordenada espacial positiva D^min(campo) = mínimo de dosis uniforme de ambos perfiles de dosis en todos los bordes del campo X¹(MK)= límite del cuerpo de medición en la dirección X negativa

X²(MK)= límite del cuerpo de medición en la dirección X positiva

Y¹(MK)= límite del cuerpo de medición en la dirección Y negativa

Y²(MK)= límite del cuerpo de medición en la dirección Y positiva

X¹(campo) = posición del límite del campo en la dirección X negativa

X²(campo) = posición del límite del campo en la dirección X positiva

Y¹(campo) = posición del límite del campo en la dirección Y negativa

Y²(campo) = posición del límite del campo en la dirección Y positiva

AX(MK) = posición del punto central del cuerpo de medición en la dirección X con respecto al centro del EPID AY(MK) = posición del punto central del cuerpo de medición en la dirección Y con respecto al centro del EPID ACAX^x= posición del haz central del campo de irradiación en la dirección X con respecto al centro del EPID ACAX^y= posición del haz central del campo de irradiación en la dirección Y con respecto al centro del EPID AX ^iso= desviación del haz central con respecto al punto central del cuerpo de medición en la dirección X (medida en el plano del EPID)

AY ^iso= desviación central del haz en relación con el punto central del elemento de medición en la dirección Y (medida en el plano EPID)

Para detectar la resolución espacial de 0.01 mm que se puede conseguir con el método según la invención, se varían las posiciones de las láminas de un MLC con el menor tamaño de paso posible de 0.01 mm. En este caso, la determinación de la posición del haz central respectivo se lleva a cabo en un fantoma de agua de tamaño MP3 con un diodo de dosimetría de alta resolución tipo E 60012 como detector de dosis, un electrómetro de dos canales TANDEM y el programa de software MEPHYSTO® mc²fabricado por PTW GmbH (Friburgo, Alemania). A diferencia del método según la invención, en el que la distancia Foco-EPID es de 150 cm, la distancia foco-detector para la detección de la resolución espacial es de 100 cm. Al realizar la detección de la resolución espacial, se establece una energía de fotón = 6 MeV, una tasa de dosis = 400 MU/min, un tiempo de integración de la dosis por punto de medición = 1 s y un tamaño de paso del detector = 0.2 mm a 1 mm. La figura 3 muestra la detección de la resolución espacial. La determinación radiológica de las desviaciones del haz central AX^{c a x}o AY^{c a x}con respecto al isocentro teórico de un dispositivo de radioterapia en el gran fantoma de agua representa el estándar de oro en radioterapia. Los puntos negros marcan los desplazamientos del haz central entre un par de láminas situadas en el centro (aquí, n° 31) en la dirección X, determinados por el método de Winston-Lutz. Para ello, los pares de láminas que limitan el campo de irradiación se desplazaron de forma definida; el tamaño de paso más pequeño ajustable para el MLC "High-Definition 120" utilizado es de 0.01 mm. La línea de regresión asociada tiene la ecuación X ^{is o}=1.094-AX^{c a x}-0.217 mm. El coeficiente de correlación según Pearson asciende a r=0.9991 con p=0.0000 (probabilidad de no correlación) y, por tanto, indica una relación lineal casi ideal. Los resultados de las mediciones en el fantoma de agua grande MP3 se muestran como círculos negros. Con ambos métodos de medición se puede resolver el menor desplazamiento de la lámina ±0.01 mm. El gráfico ligeramente creciente de la desviación del haz central Y ^{is o}durante el ensayo de Winston-Lutz, que en este caso duró 15 min, demuestra la relajación del brazo de soporte a 0° como resultado de un momento de flexión positivo en torno al eje X fijo en el espacio que actúa sobre el brazo de soporte y el cabezal emisor de radiación. A |AX^{c a x}|^0.05 mm, los puntos negros del análisis de Winston-Lutz ya no se corresponden con los círculos negros de la medición MP3, ya que, en el primer caso, el medio en el borde del campo y en el campo no es homogéneo: aire, plástico y tungsteno frente a agua homogénea. El gráfico de la figura 3 se generó con MATLAB® (versión R2007a).

La figura 4 muestra los perfiles de dosis del puntero de Winston-Lutz como cuerpo de medición en la dirección X 7 y en la dirección Y 8 con los puntos de inflexión para definir los límites del cuerpo de medición en la dirección X 9 y 10, así como en la dirección Y 11 y 12. Las líneas verticales discontinuas 7.1 y 8.1 caracterizan la posición del punto central de la esfera en la dirección X (7.1) y en la dirección Y (8.1). El factor de estiramiento equivale a k-1 > 1 con la definición de la ecuación (1). El gráfico de la figura 4 se creó mediante MATLAB® (versión R2007a.

La figura 5 muestra cuatro perfiles de dosis de un campo de irradiación definido por MLC de un tamaño de 15x15 mm2 en la dirección X bajo los pares de láminas n° 29 a n° 32 con los puntos de inflexión 22 y 23, para definir los límites del campo de irradiación y con las posiciones de los haces centrales locales (líneas verticales discontinuas 24). El factor de estiramiento equivale a k-1 > 1 con la definición de la ecuación (1). El gráfico de la figura 5 se creó mediante MATLAB® (versión R2007a).

La figura 6 muestra otros dos perfiles de dosis de un campo de irradiación definido por MLC del tamaño 15x15 mm2 en la dirección Y entre los pares de láminas cerradas n° 27 y n° 34 con los puntos de inflexión 25 y 26, para definir los límites del campo y las posiciones de los haces centrales locales en la dirección Y (líneas verticales discontinuas 27). El factor de estiramiento es k-1 > 1 con la definición de la ecuación (1). El gráfico de la figura 6 se creó mediante MATLAB® (versión R2007a).

La figura 7 muestra un diagrama esquemático de la geometría de un isocentroide dependiente del ángulo del brazo de soporte de un dispositivo de radioterapia Novalis alimentado por TrueBeam™ STx (VARIAN Medical Systems, Inc., Palo Alto, California, EE.UU. y BRAINLAB AG, Feldkirchen, Alemania). Las líneas sólidas en los colores negro, gris oscuro y gris representan las desviaciones del haz central en relación con el cuerpo de medición en las direcciones X, Y y Z del sistema de coordenadas fijo en el espacio. Las líneas discontinuas marcan las coordenadas espaciales del isocentroide en dichas direcciones. Los diámetros en los ejes del sistema inercial, su máximo y las coordenadas espaciales también se indican como valores numéricos. Además, se muestra la magnitud del radiovector espacial como una función del ángulo del brazo de apoyo (línea gris claro) y se indica su máximo. Se generan representaciones de resultados análogas mediante MATLAB® (versión R2007a) tanto para los isocentroides solitarios dependientes del colimador y del ángulo de la mesa como para el isocentroide global, que combina los tres isocentroides solitarios. El gráfico se creó mediante MATLAB® (versión R2007a).

La figura 8 muestra una representación gráfica de la geometría del isocentroide global de un acelerador lineal de electrones médico Novalis alimentado por TrueBeam™ STx utilizando MATLAB®. Las líneas sólidas de color negro, gris oscuro y gris representan las desviaciones del haz central dependientes del ángulo del brazo de soporte con respecto al puntero Winston-Lutz en las direcciones X, Y y Z del sistema inercial. Los límites de las bandas de dispersión negativas y positivas adicionales para la rotación superpuesta del colimador se muestran como líneas de puntos finos y líneas discontinues. Si se añaden las desviaciones del haz central dependientes del ángulo de la mesa, las líneas correspondientes se muestran como líneas gruesas. La línea gris claro muestra el trazado dependiente del ángulo del brazo de soporte del radio máximo del isocentroide global. Las líneas de puntos marcan las coordenadas espaciales del isocentroide global. Los diámetros en los ejes del sistema inercial, sus máximos y las coordenadas espaciales también se emiten como valores numéricos. Además, el diagrama inferior derecho muestra las distancias espaciales de los ejes de rotación del colimador y de la mesa de apoyo con respecto al eje de rotación del brazo de apoyo.

Claims

REIVINDICACIONES

1. Método para la verificación, corrección y minimización basada en EPID del isocentro de un dispositivo de radioterapia que comprende, al menos, una mesa de posicionamiento del paciente, giratoria en torno a un eje de la mesa, un brazo de soporte, giratorio en torno a un eje del brazo de soporte, un cabezal emisor de radiación dispuesto en el brazo de soporte para generar un haz terapéutico, un colimador giratorio, un dispositivo de proyección de un isocentro radiológico y un sistema de registro digital (EPID) para la adquisición de imágenes de dosis mediante el haz terapéutico, en el que, según los siguientes pasos

a) se posiciona mediante el dispositivo de proyección, un cuerpo de medición en la posición de proyección en el isocentro radiológico actual del dispositivo de radioterapia,

b) se aplica un campo de irradiación definido por el colimador para al menos una posición angular predeterminada del brazo de soporte, de la mesa de posicionamiento del paciente y del colimador, adquiriendo en el proceso

c) con el EPID al menos una imagen de dosis común del cuerpo de medición y del campo de irradiación

d) se crea sobre la base de la imagen de dosis adquirida, un perfil de dosis respectivo para cada dirección del EPID dentro de un sistema de coordenadas del EPID, y

e) se determina en el trazado del perfil de dosis un punto de inflexión respectivo en los dos límites de cuerpo previstos del cuerpo de medición en la dirección X del sistema de coordenadas del EPID y en los dos límites previstos del cuerpo de medición en la dirección Y del sistema de coordenadas del EPID entre un mínimo de dosis local y un máximo de dosis local y entre un máximo de dosis local y un mínimo de dosis local, y

f) se asignan las posiciones determinadas de los puntos de inflexión a los límites de cuerpo del cuerpo de medición en la dirección X y en la dirección Y,

g) se determina sobre la base de los límites de cuerpo del cuerpo de medición asignados en la imagen de dosis, una posición del punto central del cuerpo de medición en relación con el centro del EPID, ejecutándose los pasos d) a g) de manera similar para los límites de campo y el punto central del campo de irradiación, y

h) se determina un vector diferencial a partir de una desviación posicional del punto central del cuerpo de medición con respecto al centro del EPID y de una desviación posicional del punto central de campo del campo de irradiación con respecto al centro del EPID y

i) se utilizan los componentes vectoriales del vector diferencial para corregir el isocentro radiológico actual, determinándose un isocentro espacial global del dispositivo de radioterapia a partir de las desviaciones individuales del haz central en las tres direcciones del espacio X, Y y Z de los tres isocentros espaciales del brazo de soporte, del colimador y de la mesa de posicionamiento del paciente, optimizándose todos los parámetros específicos del dispositivo de radioterapia que influyen en los isocentros espaciales mediante minimización de una función objetivo predeterminada.

2. Método según la reivindicación 1, caracterizado por que los pasos b) a h) del método se realizan para los grados de libertad angular de la mesa de posicionamiento del paciente, del brazo de soporte y del colimador con un incremento de 30° como máximo.

3. Método según cualquiera de las reivindicaciones 1 y 2 precedentes, caracterizado por que los vectores diferenciales que pueden determinarse a partir de las imágenes de dosis, que se originan en diversas posiciones angulares de la mesa de soporte del paciente, del brazo de soporte y del colimador, se utilizan para determinar el tamaño y la posición de los isocentros espaciales, utilizándose los componentes vectoriales de los vectores de localización de los isocentros espaciales para corregir el isocentro radiológico.

4. Método según cualquiera de las reivindicaciones precedentes 1 a 3, caracterizado por que el campo de irradiación se aplica teniendo en cuenta los valores mínimos de un tamaño de campo, un tiempo de relajación del brazo soporte, una dosis por campo de irradiación, y/o una distancia Foco-EPID.

5. Método según cualquiera de las reivindicaciones precedentes 1 a 4, caracterizado por que el o los puntos de inflexión se determina/n en el rango de un punto de dosis del 50% entre un mínimo de dosis y un máximo de dosis del perfil de dosis y/o en el rango de un punto de dosis del 50% entre un máximo de dosis y un mínimo de dosis del perfil de dosis.

6. Método según cualquiera de las reivindicaciones precedentes 1 a 5, caracterizado por que el o los puntos de inflexión se fija/n en el rango del punto de dosis del 50% preferentemente entre dos píxeles, de los cuales un primer píxel representa una dosis inferior al 50% y un segundo píxel, que es contiguo al primer píxel, representa una dosis superior al 50%.

7. Método según cualquiera de las reivindicaciones precedentes 1 a 6, caracterizado por que los vectores de localización de los isocentros espaciales se utilizan para calibrar un sistema de posicionamiento del paciente.

8. Método según cualquiera de las reivindicaciones precedentes 1 a 7, caracterizado por que los vectores de localización de los isocentros espaciales se utilizan para corregir el dispositivo de proyección.

9. Método según cualquiera de las reivindicaciones precedentes 1 a 8, caracterizado por que, cuando se utiliza un colimador multilámina (Multi-Leaf-Collimator MLC), las etapas d) a h) se realizan para cada par de láminas del MLC que definen el campo de irradiación.

10. Método según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 9 anteriores, caracterizado por que al variar el ángulo de la mesa de posicionamiento del paciente se ajusta un ángulo del brazo de soporte t 0°.

11. Método según cualquiera de las reivindicaciones precedentes 1 a 10, caracterizado por que los pasos del método d) a i) se realizan automáticamente y de modo controlado mediante un software.

12. Método según cualquiera de las reivindicaciones precedentes 1 a 11, caracterizado por que las tolerancias geométricas del dispositivo de radioterapia se cuantifican y se tienen en cuenta en los cálculos.

13. Método según cualquiera de las reivindicaciones precedentes 1 a 12, caracterizado por que, alternativamente, el isocentro de la mesa de soporte del paciente se determina en un ángulo del brazo de soporte = 0° mediante un sistema de posicionamiento radiológico del paciente independiente del dispositivo de radioterapia.

14. Utilización del método según las reivindicaciones precedentes 1 a 13 en un simulador de terapia, determinándose, corrigiéndose y minimizándose los isocentros espaciales.