ITRM20130314A1 - Sistema per radioterapia provvisto di un programma per il calcolo della intensità di un fascio di elettroni. - Google Patents

Sistema per radioterapia provvisto di un programma per il calcolo della intensità di un fascio di elettroni.

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ITRM20130314A1
ITRM20130314A1 IT000314A ITRM20130314A ITRM20130314A1 IT RM20130314 A1 ITRM20130314 A1 IT RM20130314A1 IT 000314 A IT000314 A IT 000314A IT RM20130314 A ITRM20130314 A IT RM20130314A IT RM20130314 A1 ITRM20130314 A1 IT RM20130314A1
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IT
Italy
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intensity
phase
electron beam
zone
irradiation
Prior art date
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IT000314A
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Marcello Benassi
Sandro Carpino
Andrea Marco D
Giuseppe Iaccarino
Antonella Soriani
Lidia Strigari
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Ist Fisioterap Ospitalroma
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Description

Sistema per radioterapia provvisto di un programma per il calcolo dell’intensità di un fascio di elettroni
La presente invenzione riguarda un sistema di radioterapia provvisto di un programma per il calcolo dell’intensità di un fascio di elettroni.
Più dettagliatamente, l’invenzione concerne un sistema o apparecchiatura del tipo detto, studiato e realizzato in particolare per simulare il calcolo dell’intensità di un fascio di elettroni somministrabile in radioterapia intra-operatoria da realizzare durante l’asportazione di massa tumorale ma che può essere usato per qualsiasi trattamento di radioterapia intra-operatoria, di cui sia necessario il calcolo dell’intensità del fascio di elettroni da somministrare.
Com’à ̈ ben noto, attualmente, a seguito di un intervento di chirurgia conservativa, ossia dopo l’asportazione di una parte del corpo in cui à ̈ presente una massa tumorale, si ricorre alla radioterapia convenzionale a fasci esterni che convoglia raggi X ad alta energia attraverso la cute per rilasciare la dose di raggi X prestabilita all’interno della zona da irradiare al fine di sterilizzare la parte residua, in particolare il letto tumorale, ossia la zona del corpo in cui era presente la lesione tumorale prima della resezione chirurgica, in modo da ridurre il rischio di ricadute locali.
Generalmente, nella radioterapia convenzionale, la dose totale prescritta viene somministrata in più frazioni, comportando per il paziente la necessità di accedere decine di volte alla struttura sanitaria.
Appare evidente come questa procedura sia onerosa sia per i notevoli disagi sia comporta ai pazienti che per il forte impatto economico ed organizzativo che comporta ai reparti di radioterapia.
Inoltre, in questo tipo di trattamenti, generalmente erogati tramite fotoni, non à ̈ possibile evitare completamente l’irraggiamento dei tessuti e degli organi sani in prossimità delle zone tumorali, rischiando di compromettere la normale funzionalità di tali organi e tessuti.
Si à ̈ quindi recentemente sviluppata la radioterapia intra-operatoria (IORT) come tecnica sostitutiva e/o integrativa della radioterapia convenzionale.
La IORT consiste principalmente nella somministrazione, durante l’intervento chirurgico di asportazione della massa tumorale, di un’unica alta dose di radiazione, erogata direttamente sul letto tumorale, con lo scopo di sterilizzare le cellule tumorali residue dopo resezione chirurgica.
I principali benefici della IORT risiedono nel fatto che, utilizzando fasci di elettroni di adeguata energia, à ̈ possibile erogare direttamente sul volume bersaglio, durante l’intervento chirurgico in singola seduta di trattamento, una dose curativa risparmiando contemporaneamente i tessuti sani che possono essere completamente schermati o temporaneamente allontanati dalla zona trattata durante l’irraggiamento.
In particolare, la IORT viene già utilizzata abitualmente nel trattamento di alcuni tumori superficiali (mammella, testa, collo) e profondi (prostata, retto) comportando notevoli benefici per il Servizio Sanitario Nazionale o Regionale in quanto si riducono sensibilmente le liste di attesa dei pazienti per l’accesso ai reparti di radioterapia, in quanto il trattamento viene effettuato in un’unica seduta, contestualmente all’intervento chirurgico.
Dall’esperienza clinica si evince che l’efficacia biologica della somministrazione in dose singola à ̈ maggiore dell’effetto che avrebbe la stessa dose somministrata in forma frazionata. Secondo stime radiobiologiche (Strandquist 1994, Okunieff 1999) una singola dose IORT potrebbe produrre un effetto tumoricida circa 2 o 3 volte maggiore rispetto alla stessa dose somministrata in un ciclo completo di radioterapia esterna frazionata.
Infatti, la netta riduzione del tempo che intercorre tra l’escissione chirurgica del tumore e l’irradiazione del tumore diminuisce sensibilmente il rischio di ricrescita della massa tumorale dovuto alle cellule tumorali residue, con indubbi vantaggi clinici e logistici per il paziente.
Questa metodica à ̈ essenziale nei casi in cui l’azione chirurgica di rimozione della massa tumorale non sia pienamente efficace o risulti difficoltosa a causa della presenza di strutture o organi critici che potrebbero essere danneggiati o recisi durante l’intervento, o qualora sia presente un alto rischio di infiltrazione microscopica del letto tumorale.
Inoltre, à ̈ possibile evitare che il fascio di radiazioni interessi gli organi sani, che possono essere opportunamente schermati e protetti durante l’intervento.
Attualmente, il valore della dose rilasciata al letto tumorale viene verificato mediante misure di dosimetria “in vivo†, ponendo un rivelatore di dose in un punto di riferimento significativo all’interno del campo di radiazione ovvero nell’apertura del letto tumorale.
Un esempio di arte nota più vicina all’invenzione in oggetto à ̈ rappresentato dalla domanda di brevetto europea EP 2269693 che concerne un sistema di simulazione e di pianificazione di un trattamento IORT ed il metodo corrispondente.
Detto sistema comprende una unità centrale di elaborazione per la gestione del sistema e dell’interfaccia con l’utilizzatore, una pluralità di unità monitor o schermi per mostrare le immagini e periferiche deputate a raccogliere informazioni relative alle operazioni intraprese dall’utilizzatore.
Il sistema comprende inoltre un modulo di simulazione della deformazione subita dagli organi e dai tessuti limitrofi, durante il trattamento IORT, implementato mediante algoritmi di calcolo dell’intensità di radiazione applicata durante il trattamento IORT, algoritmi per il calcolo istantaneo dell’intensità della radiazione applicata durante il trattamento IORT e mezzi per registrare le operazioni dell’utilizzatore e mezzi per generare un report dosimetrico.
Detto sistema tuttavia si limita a simulare e pianificare un trattamento IORT in modo da stimare l’intensità di radiazione che sarà necessaria durante il trattamento stesso, basandosi su un report dosimetrico relativo all’intera durata del trattamento.
Tuttavia, la IORT attualmente praticata presenta ancora notevoli limiti e svantaggi.
Un primo svantaggio à ̈ rappresentato dalla inadeguata accuratezza del calcolo dell’intera distribuzione di dose erogata in tempo reale nei distretti irradiati con il rischio di inficiare gli studi clinici volti a determinare le relazioni doseeffetto.
Inoltre, non sono ancora commercialmente disponibili strumenti atti a conformare il fascio di radiazione ossia strumenti che consentano di ottenere fasci di forma e dimensione variabili in modo da adattarsi al distretto da trattare, in particolare a bersagli clinici irregolari, che si hanno ad esempio nel caso dei sarcomi degli arti inferiori.
Inoltre, a causa della conformazione attuale degli strumenti, non à ̈ possibile trattare letti tumorali con estensioni maggiori dei 10-12 cm.
Un altro svantaggio à ̈ rappresentato dalla impossibilità di conoscere l’esatta disposizione della zona da trattare o “target clinico†e delle strutture radiosensibili da salvaguardare durante la fase operatoria in quanto non à ̈ disponibile un sistema di acquisizione delle immagini in tempo reale o “imaging on-line†.
Un ulteriore svantaggio à ̈ rappresentato dalla impossibilità di conoscere, visualizzare e documentare la reale distribuzione della dose erogata alla zona da trattare ed alle strutture radiosensibili in quanto non à ̈ disponibile un programma di pianificazione del trattamento o “treatment planning system†(TPS), basato sull’acquisizione delle immagini in fase chirurgica, nelle situazioni morfologiche più complesse e caratterizzate da un’ampia estensione della zona da trattare, come ad esempio i tumori della testa e del collo.
Un ultimo svantaggio à ̈ rappresentato dalla impossibilità di personalizzare il trattamento IORT, immediatamente prima dell’erogazione della dose, in funzione della reale geometria del distretto anatomico di riferimento, modificato considerevolmente dall’intervento chirurgico a causa dell’asportazione della massa tumorale.
Alla luce di quanto sopra, à ̈, pertanto, scopo della presente invenzione quello di realizzare un sistema di radioterapia provvisto di un programma per il calcolo in tempo reale dell’intensità del fascio di elettroni inviabile ad un paziente nella zona sottoposta ad asportazione chirurgica, contestualmente all’intervento chirurgico che tiene conto del calcolo esatto dell’intensità del fascio di elettroni già inviata e della conformazione della regione da trattare durante e a seguito dell’asportazione chirurgica.
Un altro scopo dell’invenzione à ̈ quello di effettuare un calcolo previsionale del piano di trattamento IORT il quale permette di disporre di informazioni riguardanti l’intensità del fascio di elettroni inviabile alla zona da trattare ed informazioni riguardanti gli organi sani ai fini dell’ottimizzazione del trattamento.
Un altro scopo dell’invenzione à ̈ quello di realizzare un sistema di pianificazione del trattamento TPS che utilizzi il valore dell’intensità del fascio di elettroni registrato durante la prima metà dell’erogazione per la determinazione accurata delle unità monitor, che sono una grandezza proporzionale alla dose rilasciata.
Forma pertanto oggetto specifico della presente invenzione un sistema per radioterapia provvisto di un programma per il calcolo dell’intensità di un fascio di elettroni, il sistema può comprendere un acceleratore di elettroni mobile, equipaggiato con un applicatore atto a convogliare un fascio di elettroni secondo una intensità predefinibile su una zona, una apparecchiatura di acquisizione di immagini, atta ad individuare detta zona, una unità di controllo integrata, comprendente un visualizzatore di immagini bidimensionali e tridimensionali ed un elaboratore, collegato a detto acceleratore di elettroni ed a detta apparecchiatura di acquisizione di immagini, e un dispositivo attivo di rivelazione di radiazioni, posizionabile in detta zona, e collegabile con detta unità di controllo integrata, in cui detto elaboratore à ̈ equipaggiato con un programma per il calcolo di una intensità di detto fascio di elettroni inviabile su detta zona comprendente le seguenti fasi:
(i) impostare una prima intensità di detto fascio di elettroni, in base ai parametri caratteristici di funzionamento e geometrici di detto acceleratore di elettroni e/o calcolati mediante metodo Monte Carlo ed in base ad almeno una immagine predefinita di detta zona, da erogare mediante detto acceleratore di elettroni in un primo irraggiamento;
(ii) azionare detto acceleratore di elettroni per rilasciare un primo fascio di elettroni, corrispondente ad una frazione di detta prima intensità impostata in detta fase, in detto primo irraggiamento;
(iii) rilevare un’intensità reale di detto primo fascio di elettroni durante detto primo irraggiamento, mediante detto dispositivo di rilevazione di radiazioni posto in corrispondenza di detta zona;
(iv) effettuare una acquisizione di almeno una immagine di detta zona mediante detta apparecchiatura di acquisizione di immagini;
(v) calcolare una intensità intermedia di detto fascio di elettroni, sulla base di detta almeno una immagine rilevata in detta fase (iv) e di detta un’intensità reale di detto primo fascio di elettroni rilevata in detta fase (iii); e
(vi) confrontare detta prima intensità della fase (i) con detta intensità intermedia della fase (v) per calcolare una intensità finale di detto fascio di elettroni, da inviare su detta zona (Z) in un secondo irraggiamento successivo a detto primo irraggiamento. Ulteriormente secondo l’invenzione, il calcolo di detta intensità finale della fase (vi) avviene utilizzando la seguente equazione:
 k 
 ∑ Ï l ∆ z
f (i, j,k) =gi, j , l= 1 
 k ∆ z 
 
ï£ ï£ ̧
in cui f (i, j, k ) à ̈ la matrice rappresentativa della intensità finale della fase (vi) inviabile in detto secondo irraggiamento, l’indice k individua la profondità nel mezzo attraversato, g(i, j, l ) à ̈ la matrice originaria di dati relativi a detta prima intensità impostata in detta fase (i), Ï là ̈ la densità elettronica relativa all’acqua e ∆zà ̈ la dimensione del voxel di detta almeno una immagine acquisita in detta fase (iv) lungo l’asse di detto fascio di elettroni e i e j individuano il punto di inizio del percorso della radiazione su detta zona.
Preferibilmente secondo l’invenzione il calcolo di detta funzione f (i, j, k ) à ̈ realizzato mediante simulazioni statistiche, di tipo Monte Carlo, effettuate su dati di riferimento raccolti in un database di distribuzioni dell’intensità di un fascio di elettroni in acqua, secondo varie geometrie di riferimento di detta zona e geometrie costruttive di detto acceleratore di elettroni mobile.
Ancora secondo l’invenzione, detta frazione inviata in detto primo irraggiamento nella fase (ii) corrisponde a circa la metà di detta prima intensità della fase (i).
Ulteriormente secondo l’invenzione, dette fasi dalla (i) alla (iv) possono essere eseguite ricorsivamente in modo che, ad ogni nuova ricorsione, l’intensità finale calcolata nella fase (iv) della ricorsione precedente coincide con una prima intensità impostabile nella fase (i) della ricorsione successiva.
Preferibilmente secondo l’invenzione, detto un dispositivo attivo di rivelazione di radiazioni à ̈ un dosimetro attivo come mosfet o diodo o diamante ed à ̈ corredato di un repere radiopaco o ipoecogeneo per essere reso visibile durante detta fase (iv).
Preferite forme realizzative sono definite nelle rivendicazioni dipendenti.
La presente invenzione verrà ora descritta a titolo illustrativo ma non limitativo, secondo le sue preferite forme di realizzazione, con particolare riferimento alle figure dei disegni allegati, in cui: la figura 1 mostra il sistema oggetto dell’invenzione;
la figura 2 mostra il sistema di imaging per descrivere la geometria del distretto da trattare ed il posizionamento relativo dell’applicatore dell’acceleratore rispetto al paziente;
la figura 3 mostra una rappresentazione della zona trattata con applicatore;
la figura 4 mostra una ulteriore rappresentazione della zona trattata con applicatore;
la figura 5 mostra una simulazione di una distribuzione tridimensionale in fase operatoria calcolata mediante un metodo statistico;
la figura 6 mostra una regione, avente una particolare conformazione, trattata da un applicatore;
la figura 7 mostra una regione, avente una ulteriore particolare conformazione, trattata da un applicatore;
la figura 8 mostra una regione, avente una ulteriore particolare conformazione, trattata da un applicatore;
la figura 9 mostra un prototipo di conformatore di fascio in cui la figura A mostra una vista dal basso e la figura B mostra una vista laterale;
la figura 10 mostra una rappresentazione schematica dell’algoritmo impiegato nella presente invenzione; e
la figura 11 mostra uno schema a blocchi dell’algoritmo.
Nelle varie figure le parti simili verranno indicate con gli stessi riferimenti numerici.
Facendo riferimento alla figura 1, il sistema S comprende un acceleratore di elettroni mobile dedicato A, una apparecchiatura di acquisizione delle immagini B che permette l’acquisizione delle immagini intraoperatorie durante l’intervento chirurgico, differenti da quelle pre-operatorie, permettendo la precisa localizzazione sia della zona Z da trattare che dell’applicatore D per l’erogazione della radiazione.
Il sistema S comprende inoltre una unità di controllo integrata E comprendente un visualizzatore di immagini 2D e 3D ed un elaboratore in cui risiede un programma di pianificazione del trattamento o “treatment planning system†(TPS), in grado di interfacciarsi sia con il visualizzatore di immagini per l’elaborazione delle immagini necessaria al calcolo dell’intensità del fascio di elettroni appropriato sia con l’acceleratore A per la gestione dell’attività radioterapica specifica e dei parametri tecnici.
Il sistema S comprende inoltre un dispositivo F di controllo e verifica basato su una misura in vivo effettuata in tempo reale con rivelatori di radiazioni attivi di piccola dimensione, come per esempio diodi o transistor MOSFET, che si interfaccia con il sistema integrato E.
Il programma TPS integrato con l’acceleratore A consente di acquisire le immagini prodotte dal visualizzatore di immagini da utilizzarsi in sede operatoria per la delineazione di regioni di interesse utili come guida durante l’intervento chirurgico.
Il sistema S permette di effettuare uno studio previsionale del piano IORT in tempo reale, basato su un calcolo accurato derivante dall’elaborazione delle immagini, finalizzato al calcolo dell’intensità del fascio di elettroni inviabile alla zona Z da trattare ed ai tessuti limitrofi.
Il TPS à ̈ basato sull’acquisizione e sull’elaborazione di immagini, attraverso adeguati codici di calcolo per la co-registrazione delle immagini stesse, durante le fasi pre-operatoria di simulazione del trattamento, intra-operatoria e postoperatoria.
Durante la fase pre-operatoria di simulazione del trattamento, il TPS si avvale dei dati dosimetrici caratteristici dell’acceleratore A, quali la percentuale di dose profonda, detta “Percentage Depth Dose†(PDD) ed i profili relativi a ciascun valore di energia ed a ciascun tipo di applicatore D.
La simulazione si avvale inoltre delle geometrie degli applicatori D e dei dispositivi modificatori di fascio che sono sistemi aggiuntivi da porre al termine dell’applicatore D per conformare il campo.
Gli algoritmi del TPS si avvalgono del supporto di simulazioni Monte Carlo e di misure sperimentali dosimetriche in condizioni reali.
Il TPS comprende inoltre algoritmi di calcolo per lo studio dell’interazione tra i fasci di elettroni IORT ed i tessuti del paziente attraversati, finalizzati al calcolo dell’intensità del fascio di elettroni emessi in fase intra-operatoria.
Il programma TPS comprende inoltre modelli 3D di segmentazione anatomica, che consentono la visualizzazione degli organi e le intensità elettroniche in modo tridimensionale.
Inoltre, il sistema S garantisce uno scambio dei dati e delle informazioni tra i diversi dispositivi creando una piattaforma unica dedicata realizzata utilizzando lo standard DICOM per le immagini e standard proprietari con l’acceleratore A.
Il sistema S ha un funzionamento che differisce in base alle diverse fasi in cui opera, in particolare: nella fase preliminare di acquisizione dei dati, “pre-planning†, si acquisiscono delle immagini di tomografia computerizzata (CT) della sezione anatomica C oggetto dell’intervento chirurgico utilizzando un qualunque sistema di imaging CT convenzionale.
Queste immagini vengono poi utilizzate per la realizzazione e l’ottimizzazione del piano di trattamento pre-operatorio calcolando, mediante il modulo TPS, una prima intensità del fascio di elettroni, tenendo conto dei parametri caratteristici di funzionamento e geometrici dell’acceleratore di elettroni A e/o calcolati mediante metodo Monte Carlo, da erogare mediante l’acceleratore di elettroni A in un primo irraggiamento.
Durante la fase intra-operatoria, l’apparecchiatura di acquisizione delle immagini B acquisisce in tempo reale le immagini tridimensionali/volumetriche post intervento chirurgico che vengono inviate al TPS con l’obiettivo di determinare la densità elettronica dei tessuti della zona Z da trattare al fine di differenziare l’efficacia del trattamento rispetto al tessuto tumorale ed agli organi sani.
Questi dati consentono di calcolare le distribuzioni dell’intensità del fascio di elettroni anche tenendo conto della presenza di modificatori di fascio o superfici e/o volumi con geometria irregolare e quindi di ottenere, visualizzare e documentare la distribuzione dell’intensità del fascio di elettroni rilasciata ai tessuti durante la IORT.
Il dispositivo F rileva l’intensità reale del primo fascio di elettroni in vivo erogato durante il trattamento IORT.
Questa misura viene confrontata con il valore della prima intensità del fascio di elettroni calcolata ed impostata prima del trattamento per poi modificare/adattare la dose erogata in tempo reale, evitando possibili dosi indebite, calcolando una intensità finale del fascio da erogare in un secondo irraggiamento.
Poiché l’erogazione del trattamento IORT à ̈ realizzata in due parti successive, un primo irraggiamento ed un secondo irraggiamento, secondo un percorso di irraggiamento spezzato, nell’ambito della stessa seduta chirurgica, le misurazioni effettuate dal dispositivo F in vivo durante la prima parte dell’erogazione vengono utilizzate per ottimizzare l’erogazione dell’intensità del fascio di elettroni durante la seconda parte.
Durante la fase post-operatoria, i calcoli dosimetrici del TPS vengono supportati dalla simulazione Monte Carlo al fine di verificare l’accordo con il calcolo dosimetrico del TPS in condizioni reali, ovvero utilizzando le immagini ed informazioni acquisite durante la fase intra-operatoria.
Il calcolo dell’intensità del fascio di elettroni fa riferimento ad un database di distribuzioni di dose in acqua, calcolate mediante simulazioni Monte Carlo o determinate sperimentalmente, in varie geometrie di riferimento.
Per ciò che concerne le simulazioni Monte Carlo, la distribuzione dell’intensità del fascio di elettroni in acqua e le grandezze di campo del fascio incidente discendono dalla descrizione totalmente dettagliata e sono caratteristici dell'acceleratore mobile lineare IORT usato, sia in termini di geometrie che materiali costruttivi.
A partire dalle distribuzioni dell’intensità del fascio di elettroni in acqua, le scelte di esecuzione del calcolo sono due.
Una prima stima rapida della distribuzione dell’intensità del fascio di elettroni, risultante dalla geometria di irraggiamento scelta, viene ottenuta selezionando per ogni collimatore (definito da diametro e angolo di taglio) ed energia del fascio, la corrispondente matrice dell’intensità del fascio di elettroni e applicando un algoritmo rapido di calcolo del percorso radiologico equivalente, del tipo “raytracing†.
I dati ottenuti tramite scansioni CT vengono utilizzati per determinare il percorso equivalente in acqua attraverso il calcolo di integrali noti per uno specifico raggio attraverso la disposizione regolare nello spazio del CT
I<=>∫f(x (l )<,>y (l )<,>z (l ) )dl
raggio
dove I à ̈ il percorso equivalente da calcolare e f(x(l), y(l), z(l)) à ̈ la densità elettronica relativa all’acqua.
Indicando la funzione del voxel come f(i, j, k), dove per voxel si intende un pixel volumetrico, ossia i voxel sono considerati come i volumi di intersezione di set di piani paralleli ed equamente spaziati, di indici (i, j, k), e la lunghezza contenuta in tale voxel come l(i, j, k), l’integrale I precedente può essere discretizzato secondo la formula
I<=>∑ j ∑l<(>i, j,k<)>f<(>i, j , k
i ∑<)>
k
dove{i, j,k } ∈ raggio.
Il calcolo diretto di questa equazione comporta l’uso di un algoritmo che scala con il numero dei termini nella somma, che corrisponde al numero dei voxel nella disposizione regolare nello spazio del CT.
Facendo riferimento alla figura 10a, i pixel della scansione CT sono considerati come le aree definite dalle intersezioni di set ortogonali di linee parallele, equi-spaziate, in particolare due famiglie di rette parallele, come mostrato in figura 10b.
Vengono calcolate le intersezioni del raggio AB, che rappresenta la radiazione, con le linee parallele equispaziate.
Poiché le linee sono equispaziate, à ̈ necessario determinare solamente la prima intersezione e generare tutte le altre ricorsivamente.
Le intersezioni del raggio AB con le rette sono date dall’unione di due insiemi equispaziati, un insieme per le rette orizzontali (in tratto continuo) e uno per le rette verticali (tratteggiate).
Facendo riferimento, per esempio, alla figura 10a, le intersezioni tra il raggio AB e le linee consistono di due gruppi, un primo gruppo per le intersezioni con le linee orizzontali (triangoli) ed un secondo gruppo per le intersezioni con le linee verticali (cerchi).
Le intersezioni del raggio AB con i pixel sono identificate dall’unione di questi due gruppi di intersezioni.
L’identificazione di tale insieme unione consente di determinare il cammino radiologico.
Da questa identificazione, consegue la possibilità di ricavare la disposizione regolare nello spazio tridimensionale del CT.
Il raggio dal punto A al punto B può essere rappresentato secondo le formule note: Χ (α )=ΧA+ α (ΧB− ΧA),Υ (α )=ΥA+ α (ΥB− ΥA),Ζ (α )=ΖA+ α (ΖB− ΖA) dove XA, YA, ZAsono le coordinate del punto A e , XB, YB, ZBsono le coordinate del punto B, X(α), Y(α), Z(α) sono le coordinate del punto in esame lungo il percorso da A a B.
Il parametro α, che individua la frazione del percorso da A a B, à ̈ zero al punto A e pari all’unità al punto B.
Le intersezioni del raggio AB con i lati della disposizione regolare dei voxel nello spazio del CT sono mostrate in figura 10.
Facendo riferimento alla figura 11a, se entrambi i punti A e B cadono al di fuori della disposizione regolare nello spazio del CT, allora i valori parametrici corrispondenti ai punti di intersezione del raggio con i bordi sono dati da αmin e αmax.
Tutte le intersezioni del raggio AB con le singole linee devono avere valori parametrici che cadono nel range compreso tra αmin e αmax.
Facendo riferimento alla figura 10b, il punto A à ̈ all’interno della disposizione regolare nello spazio del CT ed il valore di αmin à ̈ pari a zero.
Facendo riferimento alla figura 10c, se il punto B à ̈ all’interno della disposizione regolare, allora αmax à ̈ pari a uno.
Facendo riferimento alla figura 10d, nel caso in cui entrambi i punti A e B sono all’interno della disposizione regolare nello spazio del CT, αmin à ̈ pari a zero e αmax à ̈ pari a uno.
La soluzione all’intersezione del raggio con il voxel del CT deriva immediatamente in quanto corrisponde ai valori parametrici delle intersezioni, nel range compreso tra αmin e αmax del raggio con ciascun set ortogonale di piani paralleli ed equispaziati.
Per ognuno dei piani coordinati si ottiene un set di valori del parametro α e si uniscono ordinatamente i tre set di valori parametrici in un unico insieme; per esempio, dalla unione ordinata dei set (1, 4, 7); (2, 5, 8) e (3, 6, 9) si ottiene il set complessivo (1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9). La lunghezza del raggio contenuta da un particolare voxel, in unità di lunghezza di raggio, à ̈ data dalla differenza tra due valori parametrici adiacenti del set complessivo.
Per ciascuna lunghezza di intersezione del voxel, si ottengono gli indici dei corrispondenti voxel e i prodotti della lunghezza e della densità sono sommate al di sopra di tutte le intersezioni per ottenere il cammino radiologico. Una descrizione più dettagliata dell’algoritmo à ̈ data di seguito.
Per una disposizione regolare nello spazio del CT di (Nx–1, Ny–1, Nz–1) voxel, il set ortogonale di piani paralleli equispaziati può essere descritto con le seguenti formule note:
Χplane(i )=Χplane(1 )+ (i − 1 ) dx(i = 1,……, Nx)
Υplane(j )=Υplane(1 )+ (j − 1 ) dy(j = 1,……, Ny)
Ζplane(k )=Ζplane(1 )+ (k − 1 ) dz(k = 1,……, Nz)
dove dx, dy, e dz sono le distanze tra i piani x, y, z rispettivamente.
Le quantità dx, dy, e dz corrispondono anche alle lunghezze dei lati del voxel.
I valori parametrici αmin e αmax si ottengono dall’intersezione tra il raggio AB e i lati della disposizione regolare nello spazio del CT.
Dalle equazioni precedenti, i valori parametrici corrispondenti ai lati si ottengono come segue:
se (XB – XA) ≠ 0
αx(1 )=[Χplane(1 )−ΧA ]/ (ΧB− ΧA)
αx(Nx)=[Χplane( Nx)−ΧA ]/ (ΧB− ΧA)
con espressioni simili per αy(1), αy(Ny), αz(1), αz(Nz).
Se il denominatore (XB – XA) dell’equazione à ̈ pari a zero, allora il raggio à ̈ perpendicolare all’asse x e i corrispondenti valori di αx sono indefiniti.
Stessa cosa vale per αy e αz.
Se i valori di αx αy o αz sono indefiniti, allora quei valori vengono semplicemente esclusi in tutta la discussione successiva.
In termini di valori parametrici, dati sopra, le quantità αmin e αmax, sono determinate dalle seguenti formule note: αmin=max{0,min[αx(1 ),αx(Nx) ],min[αy(1 ),αy(Ny)],min[αz(1 ) , αz( Nz) ] } αmax=min{1,max[αx(1 ),αx(Nx) ],max[αy(1 ),αy(Ny)],max[αz(1 ) , αz( Nz) ] } dove le funzioni min e max, selezionano dalle liste dei corrispondenti argomenti, i termini minimo e massimo, rispettivamente.
Se αmax à ̈ minore o uguale ad αmin, allora il raggio non interseca la disposizione regolare nello spazio del CT.
Tra tutti i piani intersecanti, ce ne sono solo alcuni che hanno valori parametrici nel range compreso tra αmin e αmax.
Dalle equazioni precedenti, i range degli indici (imin, imax), (jmin, jmax) e (kmin, kmax), corrispondenti a questi particolari piani, sono dati dalle seguenti espressioni:
per (XB – XA) > 0
imin= Nx−{Χplane(Nx)−[ αmin(ΧB− ΧB) ] } / dx
imax=1+[Χ1+ αmax(ΧB−ΧA)− Χplane(1 )]/ dx
per (XB – XA) < 0
imin= Nx−[Χplane(Nx)− αmin(ΧB−ΧA)− Χ1 ]/ dx
imax=1+[Χ1+ αmin(ΧB−ΧA)− Χplane(1 )]/ dx
con espressioni simili per jmin, jmax, kmin, e kmax.
Per un dato range di indici (imin, imax), (jmin, jmax) e (kmin, kmax), i set dei valori parametrici {ax}, {<a>y}e<{az }>, corrispondenti alle intersezioni delraggio con i pini sono dati dalla seguente espressione: per (XB – XA) > 0
{αx} ={αx(imin),...., αx( imax) };
per (XB – XA) < 0
{αx} ={αx(imax),...., αx( imin) };
dove:
αx(i )=[Χplane(i )−ΧA ]/ (ΧB−ΧA)= αx(i−1 )+[ dx/ (ΧB− ΧA) ]
con un’analoga espressione per<{ay }>e<{az }>.
I set<{ax }>,<{ay }>e<{az }>sono ordinati ciascuno inordine crescente.
Ogni termine, in ciascun set corrisponde all’intersezione del raggio con un particolare piano. Le intersezioni del raggio con i voxel si trovano
raggruppando i set<{ax }>,<{ay }>e<{az }>, in un unico set.
Per includere il caso in cui uno o entrambi i punti estremi del raggio possono essere all’interno della disposizione regolare nello spazio del CT, i valori parametrici di αmin e αmax vengono aggiunti al set parametrico unico.
I termini αmin e αmax e i set raggruppati<{ax }>,{<a>y}e<{az }>vengono espressi dal set {α} secondo laformula nota
{α }={αmin,merge[{αx}, {αy}, {αz}],αmax} ={α (0 ) ,..., α (n ) }
dove l’ultimo termine ha un indice n dato da:
n= (imax−imin+1 )+ (jmax−jmin+1 )+ (kmax− kmin+1 ) 1
due termini adiacenti nel set {α} si riferiscono alle intersezioni del raggio con un particolare voxel.
Per due intersezioni m e m-1, la lunghezza l(m) del voxel à ̈ data dall’espressione nota
l (m )=dA,B[α (m )− α ( m −1 ) ]
(m = 1,….,n)
in cui la quantità dA,B corrisponde alla distanza del punto A dal punto B,
d =[ (Χ<2 2>
B−ΧA) (ΥB−ΥA) (Ζ<2 1/ 2>
A ,B B− ΖA) ]
Il voxel<[i (m ),j (m ) ,k (m ) ]>che corrisponde alle intersezioni m e m-1 Ã ̈ quello che contiene il punto medio delle due intersezioni.
Gli indici<[i (m ),j (m ) ,k (m ) ]>si ricavano mediante le seguenti espressioni note
i (m )=1+[ΧA+ αmid(ΧB−ΧA)− Χplane(1 )]/ dx
j (m )=1+[ΥA+ αmid(ΥB−ΥA)− Υplane(1 )]/ dy
k (m )=1+[ΖA+ αmid(ΖB−ΖA)− Ζplane(1 )]/ dz
dove αmid à ̈ dato dall’espressione:
αmid=[α (m )+ α ( m−1 ) ]/ 2
I<=>∫f(x (l )<,>y (l )<,>z (l ) )dl
L’integrale I raggio può essere ora espresso come:
m = n m = n
I=∑l<(>m<)>f<[>i<(>m<)>,j<(>m<)>,k<(>m<) ]>=dA,B<[>α<(>m<)>− α<(>m −1<) ]>f<[>i<(>m<)>,j<(>m<)>,k<(>m<) ]>
m = 1 ∑ m = 1
dove n à ̈ dato da<n= (i>max<−i>min<+1 )+ (j>max<− j>min<+1 )+ (k>max<− k>min<+1 ) 1>l(m) à ̈ dato da<l (m )= dA, B[α (m )− α ( m −1 ) ]>
e gli indici<[i (m ), j (m ) ,k (m ) ]>sono ricavabili da
i (m )=1+[ΧA+ αmid(ΧB−ΧA)− Χplane(1 )]/ dx
j (m )=1+[ΥA+ αmid(ΥB−ΥA)− Υplane(1 )]/ dy
k (m )=1+[ΖA+ αmid(ΖB−ΖA)− Ζplane(1 )]/ dz
L’algoritmo può essere schematizzato nel diagramma di flusso riportato di figura 11.
Per un problema tipico, il relativo ammontare di tempo richiesto dall’elaborazione al computer, per ciascuna fase dell’algoritmo, à ̈ riportato in termini di rispettive percentuali, sulla destra di ciascun blocco descrittivo della fase in oggetto.
Tale algoritmo, applicato ad una matrice dati delle densità elettroniche, ottenuta a partire da uno o più studi di imaging del paziente, ne estrae in ogni punto il percorso radiologico equivalente in acqua e lo utilizza per campionare la matrice dell’intensità del fascio elettronico di input.
Il risultato di questa operazione di campionamento viene poi proiettato voxel per voxel, su un’immagine radiologica del paziente rappresentativa del trattamento in studio.
Le immagini utili per la determinazione della simulazione di dose sono ottenute in fase di studio/pianificazione del trattamento, usando una immagine morfologica pre-operatoria, durante la fase operatoria, l’immagine precedente à ̈ opportunamente deformata e/o co-registrata con quella acquisita in fase operatoria prima del trattamento IORT.
Il calcolo può essere effettuato anche direttamente sull’immagine 3D acquisita in sala operatoria.
Un calcolo più accurato della dose viene invece ottenuto attraverso una formula analitica mediante la quale vengono parametrizzati i dati Monte Carlo, i cui parametri sono stati ottenuti con metodi statistici a partire dalla distribuzione di dose ottenuta da simulazione Monte Carlo o in alternativa dalle misure sperimentali.
Mediante questa parametrizzazione, i dati calcolati con Monte Carlo o misurati risultano esprimibili in una rappresentazione analitica integrale, applicando la formula fit analitico da dati sperimentali o Monte Carlo.
La distribuzione di dose percentuale profonda
lungo l'asse centrale del fascio à ̈ stata rappresentata
mediante la formula nota:
dove à ̈ la profondità del massimo della distribuzione
e sono i parametri del fit.
Inoltre, la distribuzione di dose percentuale profonda nella regione esterna all’applicatore si ottiene mediante la formula originale:
dove p1, p2 e zoutsono parametri di fit.
Il profilo di dose del raggio “pencil beam†à ̈ rappresentato da una gaussiana la cui sigma varia con la profondità in acqua ed à ̈ separabile in due
componenti , dove à ̈ la componente geometrica dovuta alla divergenza del pencil beam
all'uscita del collimatore e à ̈ la componente dovuta allo scattering multiplo coulombiano.
L'espressione analitica della componente
geometrica à ̈ data da mentre per la componente di scattering si ha
dove sono i parametri ottenuti nel fit dei dati sperimentali o Monte Carlo.
Quest’ultima formula à ̈ la parte rilevante dell’invenzione per il calcolo di dose.
Le distribuzioni, sperimentali o generate dal Monte Carlo, quando sono gestite nella forma di “Look Up Tables†ovvero di matrici tridimensionali della forma g(i, j, l ), vengono ri-campionate per tenere conto delle disomogeneità incontrate dagli elettroni lungo il loro cammino secondo lo schema descritto di seguito.
Indicando con f (i, j, k ) la matrice dell’intensità del fascio di elettroni e con k l'indice che individua la profondità nel mezzo attraversato, si ha
 k 
 ∑ Ï l ∆ z
f (i, j,k) =gi, j , l= 1 
 k ∆ z 
 
ï£ ï£ ̧
dove g(i, j, l ) à ̈ la matrice di dati originaria, Ï là ̈ la densità elettronica relativa all'acqua e ∆zà ̈ la dimensione del voxel lungo l'asse del fascio, i e j individuano il punto di inizio del percorso della radiazione su detta zona (Z).
L'informazione sulla densità, ottenuta dalle immagini preoperatorie del paziente, viene utilizzata per modificare i parametri della rappresentazione analitica in modo da descrivere più fedelmente l'effetto sulla distribuzione dell’intensità del fascio di elettroni delle diverse densità incontrate dal fascio di elettroni.
La verifica dosimetrica on-line avviene ponendo il dosimetro F in uno o più punti di interesse all’interno della breccia operatoria da trattare.
Il dosimetro attivo F (quale mosfet, diodi, diamante) à ̈ reso visibile dal sistema di imaging intraoperatorio (esempio corredato di un repere radiopaco, ipoecogeneo, o altro) e il valore della lettura à ̈ utilizzato per il confronto con il dato pianificato.
Un vantaggio della presenta invenzione consiste nella possibilità di calcolare l’intensità del fascio di elettroni inviabile ad una zona da trattare per eliminare cellule tumorali residue, tenendo conto delle variazioni della morfologia della zona da trattare a seguito di intervento chirurgico e della radiazione già ricevuta dalla zona da trattare.
Un ulteriore vantaggio della presente invenzione consiste nella possibilità di tenere in considerazione la presenza di modificatori di fascio ai fini del calcolo dosimetrico tenendo conto dell’assorbimento della radiazione negli stessi.
La presente invenzione à ̈ stata descritta a titolo illustrativo, ma non limitativo, secondo le sue forme preferite di realizzazione, ma à ̈ da intendersi che variazioni e/o modifiche potranno essere apportate dagli esperti del ramo senza per questo uscire dal relativo ambito di protezione, come definito dalle rivendicazioni allegate.

Claims (6)

  1. RIVENDICAZIONI 1. Sistema (S) per radioterapia provvisto di un programma per il calcolo dell’intensità di un fascio di elettroni, il sistema comprendendo un acceleratore di elettroni (A) mobile, equipaggiato con un applicatore (D) atto a convogliare un fascio di elettroni secondo una intensità predefinibile su una zona (Z), una apparecchiatura di acquisizione di immagini (B), atta ad individuare detta zona (Z), una unità di controllo integrata (E), comprendente un visualizzatore di immagini bidimensionali e tridimensionali ed un elaboratore, collegato a detto acceleratore di elettroni (A) ed a detta apparecchiatura di acquisizione di immagini (B), e un dispositivo attivo di rivelazione di radiazioni (F), posizionabile in detta zona (Z), e collegabile con detta unità di controllo integrata (E), caratterizzato dal fatto che detto elaboratore à ̈ equipaggiato con un programma per il calcolo di una intensità di detto fascio di elettroni inviabile su detta zona (Z) comprendente le seguenti fasi: (i) impostare una prima intensità di detto fascio di elettroni, in base ai parametri caratteristici di funzionamento e geometrici di detto acceleratore di elettroni (A) e/o calcolati mediante metodo Monte Carlo ed in base ad almeno una immagine predefinita di detta zona (Z), da erogare mediante detto acceleratore di elettroni (A) in un primo irraggiamento; (ii) azionare detto acceleratore di elettroni (A) per rilasciare un primo fascio di elettroni, corrispondente ad una frazione di detta prima intensità impostata in detta fase (i), in detto primo irraggiamento; (iii) rilevare un’intensità reale di detto primo fascio di elettroni durante detto primo irraggiamento, mediante detto dispositivo di rilevazione di radiazioni (F) posto in corrispondenza di detta zona (Z); (iv) effettuare una acquisizione di almeno una immagine di detta zona (Z) mediante detta apparecchiatura di acquisizione di immagini (B); (v) calcolare una intensità intermedia di detto fascio di elettroni, sulla base di detta almeno una immagine rilevata in detta fase (iv) e di detta un’intensità reale di detto primo fascio di elettroni rilevata in detta fase (iii); e (vi) confrontare detta prima intensità della fase (i) con detta intensità intermedia della fase (v) per calcolare una intensità finale di detto fascio di elettroni, da inviare su detta zona (Z) in un secondo irraggiamento successivo a detto primo irraggiamento.
  2. 2. Sistema (S) secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che il calcolo di detta intensità finale della fase (vi) avviene utilizzando la seguente equazione:  k   ∑ Ï l ∆ z f (i, j,k) =gi, j , l= 1   k ∆ z    ï£ ï£ ̧ in cui f (i, j, k ) à ̈ la matrice rappresentativa della intensità finale della fase (vi) inviabile in detto secondo irraggiamento, l’indice k individua la profondità nel mezzo attraversato, g(i, j, l ) à ̈ la matrice originaria di dati relativi a detta prima intensità impostata in detta fase (i), Ï là ̈ la densità elettronica relativa all’acqua e ∆zà ̈ la dimensione del voxel di detta almeno una immagine acquisita in detta fase (iv) lungo l’asse di detto fascio di elettroni e i e j individuano il punto di inizio del percorso della radiazione su detta zona (Z).
  3. 3. Sistema (S) secondo la rivendicazione 2, caratterizzato dal fatto che il calcolo di detta funzione f (i, j, k ) à ̈ realizzato mediante simulazioni statistiche, di tipo Monte Carlo, effettuate su dati di riferimento raccolti in un database di distribuzioni dell’intensità di un fascio di elettroni in acqua, secondo varie geometrie di riferimento di detta zona (Z) e geometrie costruttive di detto acceleratore di elettroni (A) mobile.
  4. 4. Sistema (S) secondo una delle rivendicazioni precedenti, caratterizzato dal fatto che detta frazione inviata in detto primo irraggiamento nella fase (ii) corrisponde a circa la metà di detta prima intensità della fase (i).
  5. 5. Sistema (S) secondo una delle rivendicazioni precedenti, caratterizzato dal fatto che dette fasi dalla (i) alla (iv) possono essere eseguite ricorsivamente in modo che, ad ogni nuova ricorsione, l’intensità finale calcolata nella fase (iv) della ricorsione precedente coincide con una prima intensità impostabile nella fase (i) della ricorsione successiva.
  6. 6. Sistema (S) secondo una delle rivendicazioni precedenti, caratterizzato dal fatto che detto un dispositivo attivo di rivelazione di radiazioni (F) à ̈ un dosimetro attivo come mosfet o diodo o diamante ed à ̈ corredato di un repere radiopaco o ipoecogeneo per essere reso visibile durante detta fase (iv).
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