MXPA01001370A - Metodo para la preparacion de un plan de terapia con radiacion - Google Patents

Abstract

La presente invención se refiere a un método para determinar un plan de tratamiento con radiación para sistema de radioterapia que proporciona rayos individuales múltiples de radiación modulada en intensidad, iterativamente optimizada por la fluencia de un grupo inicial de tales rayos, por una función que requiere conocimientoúnicamente de la dosis prescrita y la dosis resultante de las fluencias de los rayos particulares. De esta manera, se elimina la necesidad de almacenar distribuciones de dosis individuales de cada rayo.

Description

MÉTODO PARA LA PREPARACIÓN DE UN PLAN DE TERAPIA CON RADIACIÓN ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN La presente invención se refiere en general a la planificación de terapia con radiación para el tratamiento de tumores, y es adecuada para máquinas de terapia con radiación que proporcionan haces de radiación angostos, modulados en intensidad, independientes . La terapia con radiación involucra el tratamiento del tejido tumoral con radiación de alta energía de acuerdo a un plan de tratamiento. El plan de tratamiento controla la colocación de la radiación y el nivel de dosis, de modo que el tejido tumoral recibe una dosis suficiente de radiación, mientras que la radiación al tejido circunvecino y no tumoral adyacente es mínima. La terapia con radiación modulada en intensidad (IMRT) trata a un paciente con rayos múltiples de radiación, cada uno de los cuales puede ser independientemente controlado en intensidad y/o energía. Los rayos son dirigidos de diferentes ángulos alrededor del paciente y se combinan para Ref: 127117 proporcionar un patrón de dosis deseado. Típicamente, la fuente de radiación consiste ya sea de rayos X de alta energía, electrones provenientes de ciertos aceleradores lineales, o rayos gamma provenientes de radioisótopos altamente enfocados tales como Co60. Los métodos para la producción de rayos modulados en intensidad de radiación, son bien conocidos en la técnica e incluyen el método de tensión y disparo (Xia, P., Verhey, L.J., "Multileaf Collimation Leaf Sequencing Algorithm for Intensity Modulated Beams with Múltiple Static Segments", Medical Physics, 25:1424-34 (1998)), la técnica de ventana deslizante (Borfeld, y colaboradores, "Realization and Verification of Three-Dimensional Conformal Radiotherapy With Modulated Fields", Int ' 1 J. Radiat. Oncol. Biol. Phys., 30:899-908 (1994)), la terapia de arco modulado en intensidad (Yu, C. X., "Intensity-Modulated Are Therapy With Dynamic Multileaf Collimation: An Alternative to Tomotherapy", Physics in Medicine & Biology, 40:1435-49 (1995)), y la tomoterapia secuencial (axial), (Carol y colaboradores, "The Field-Matching Problem as it Applies to the Peacoc Three Dimensional Conformal System for Intensity Modulation", Int'l J. Radiat. Oncol, Biol. Phys., 34: 183-87 (1996) ) . Un método IMRT altamente preciso utiliza un haz en abanico plano que órbita al paciente en el plano del haz, para tratar una rebanada simple del paciente a un tiempo. Antes de alcanzar al paciente, el haz en abanico se hace pasar a través de un colimador de hojas múltiples (MLC) que consiste de una serie de hojas opacas. Conforme la fuente de radiación gira alrededor del paciente, las hojas de tungsteno se mueven dentro y fuera del haz de radiación modulando la intensidad de los rayos individuales del haz en abanico. Un valor de intensidad para cada rayo del haz en abanico a cada ángulo del haz en abanico, alrededor del paciente y para cada trozo o rebanada del paciente, es definido por un sinograma de tratamiento. El sinograma de tratamiento es preparado por un médico con base en un mapa de dosis que indica la cantidad de dosis de radiación y su localización a todo lo largo del paciente. La preparación de un sinograma de tratamiento a partir de un mapa de dosis es extremadamente complicada. Los ejemplos incluyen el recocido simulado (Langer M. y Morrill S., "A Comparison of Mixed Integer Programming and Fast Simulated Annealing For Optimized Beam Weights in Radiation Therapy", Medical Physics, 23:957-64 (1996)), la programación lineal (Langer M. y Leong J., "Optimization of Beam Weights Under Dose-Volume Restrictions, Int'l. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys., 13:1225-60 (1987)), la programación no lineal (Bortfeld y colaboradores, "Methods of Image Reconstruction From Projections Applied to Conformal Radiotherapy" Phys. Med. Biol., 35:1423-34 (1990)), la programación de número entero mixto (Langer M. And Morrill S., "A Comparison of Mixed Integer Programming and Fast Simulated Annealing For Optimized Beam Weights in Radiation Therapy", Medical Physics, 23:957-64 (1996)), y la retroproyección filtrada iterativa (Holmes y colaboradores, "An Iterative Filtred Backproj ection Inverse Treatment Planning Algorith for To otherapy", Int'l J. Radiat Oncol. Biol. Phys., 32:1215-1225 (1995)). Otro método es el método de la "Probabilidad Dinámicamente Penalizada" sugerido por Llacer y descrito en la Patente de los Estados Unidos No. 5,602,892. Muchos de estos métodos colocan cargas severas a la memoria de la computadora. Por ejemplo, en aplicaciones de tomoterapia, un plan de tratamiento con radiación de tamaño medio frecuentemente involucrará intensidades de almacenamiento superiores a 91,000 rayos de radiación. El rastreo de la dosis proporcionada por estos rayos puede requerir el almacenamiento de más de 2.7 X 1011 elementos de dosis.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN La presente invención proporciona un método y un aparato para generar sinogramas de tratamiento a partir de mapas de dosis. Más específicamente, la presente invención proporciona un método para optimizar un plan de tratamiento con radiación para una máquina de radioterapia que proporciona radiación independientemente controlada, a lo largo de una pluralidad de rayos j dirigidos hacia un paciente para administrar la dosis Ddi Wj a los voxeles i. En un primer paso, una dosis total prescrita Dp a los voxeles i en un área de tratamiento, es recibida de un médico y un valor de fluencia wj es asignado a cada rayo j . Una dosis total efectiva Dd ± producida en cada voxel i con los valores de fluencia asignados Wj , es luego calculada. Los valores de fluencia Wj son luego modificados de acuerdo a una función de actualización de la dosis prescrita Dp ± y la dosis efectiva Dd± sin referencia a la dosis por fluencia de energía, dij , distribuida a cada voxel por el rayo dado. Finalmente, los valores de fluencia modificados Wj son utilizados para controlar la máquina de radioterapia. De este modo, un objetivo de la invención es proporcionar un método para determinar los valores de fluencia de rayos múltiples utilizados en una sesión de terapia con radiación sin la necesidad de almacenar valores de dosis parcial para cada rayo. En una modalidad, la función de actualización puede ser una proporción de la dosis prescrita Dp i y la dosis efectiva Dd'¿ para cada voxel i que recibe radiación desde un rayo dado j o por ej emplo : w(k + 1 ) = donde Wj (k+ 1 ) y Wjk son los valores de fluencia antes y después de la modificación de la fluencia de los rayos y a es una aproximación predeterminada de dosis por magnitud de fluencia de energía, ¿ j . De este modo, un objetivo adicional de la invención es proporcionar un método computacionalmente simple para modificar las fluencias de los rayos tal como pueda ser rápidamente ejecutado en una computadora electrónica. Mediante el uso de una aproximación de dosis por fluencia de energía, d±j , o dosis por cualquier magnitud relacionada a la fluencia de energía, son evitados los problemas anteriormente descritos de almacenar y calcular la dosis parcial. En una modalidad alternativa, la función de actualización puede ser una proporción de la dosis prescrita Dp¿ y la dosis efectiva Dd2 para cada voxel i que recibe radiación proveniente del rayo j dado, o por ejemplo: w- p D donde W? ( k + l ) Wi son los valores de fluencia antes y después de la modificación del paso (d) . De este modo, un objetivo adicional de la invención es proporcionar una función para modificar las fluencias de los rayos para converger, para producir la dosis deseada que no tiene el término de dosis parcial D2j . El anterior y otros objetivos y ventajas de la invención aparecerán a partir de la siguiente descripción. En la descripción, se hace referencia a los dibujos anexos, los cuales forman una parte de la misma y en los cuales es mostrada a manera de ilustración una modalidad preferida de la invención. Tal modalidad no representa necesariamente el alcance completo de la invención, no obstante, y debe hacerse referencia a las reivindicaciones en la presente para interpretar el alcance de la invención .

BREVE DESCRIPCIÓN DE LAS DIVERSAS VISTAS DE LOS DIBUJOS La figura 1 es una vista en perspectiva del montaje del sistema de obturador utilizado en la presente invención, que muestra las hojas del obturador y sus accionadores accionados; La figura 2 es una sección transversal del sistema obturador de la figura 1 a lo largo de la línea 2-2, que muestra el aspecto trapezoidal de cada hoja del obturador para un haz de radiación en abanico, y los rieles guía para soportar las hojas del obturador cuando éstas se mueven; La figura 3 es un diagrama de bloques que muestra los elementos de una máquina de terapia con radiación que incorpora un explorador de CT convencional y el sistema de obturador de la presente invención, y que incluye una computadora adecuada para controlar el sistema obturador por la presente invención. La figura 4 es una representación simplificada del pórtico de la máquina de terapia con radiación de la figura 3, que muestra las variables utilizadas en el cálculo de un modelo con paciente; La figura 5 es un diagrama de flujo del proceso de optimización de los valores de fluencia de rayos por la presente invención. La figura 6 incluye dos ilustraciones de un sistema basado en DVH útil en guiar la optimización. La figura 6a es una ilustración de un sistema de penalidad basado en DVH descrito por Bortfeld y colaboradores, "Clinically Relevant Intensity Modulation Optimization Using Physical Criteria", presentado en la XII Conferencia Internacional sobre el Uso de Computadoras en Terapia con Radiación, Salt Lake City, Utha, Estados Unidos de América, 1997 (no publicado), en donde la región sombreada corresponde a la zona que es penalizada. La figura 6b es una generalización de la penalidad DVH de Bortfeld. Cada región considerada tiene un peso diferente en el esquema de penalización . La figura 7a es una distribución de dosis de una planta de tratamiento en donde fue asignado un peso de 0.95 al volumen de tratamiento y un peso de 0.05 fue asignado a las áreas sensibles.

La figura 7b es el histograma de volumen de dosis acumulativa correspondiente a la distribución de dosis de la figura 7a. La figura 8a es una distribución de dosis de un plan de tratamiento que incluye una especificación DVH que requiere que sea agregada una penalidad si más de 15% del área sensible excede una dosis de 0.4. La figura 8b es el histrograma de volumen de dosis acumulativa correspondiente a la distribución de dosis de 8a. La figura 9a es una distribución de dosis de un plan de tratamiento en donde fue aplicada una penalidad basada en DVH si más de 25% del área sensitiva excediera una dosis de 0.1. La figura 9b es la solución ilustrada a la función objetiva correspondiente a la distribución de dosis de 9a donde la línea sólida es la suma de las diferencias cuadradas entre las dosis administradas y prescritas sobre todos los pixeles en el tumor y en el área sensible. La línea discontinua es el valor del mismo cómputo sobre todos los pixeles tumorales y únicamente aquellos pixeles en el área sensible que son penalizados.

La figura 10a es una distribución de dosis de un plan de tratamiento de la próstata donde el objetivo centralmente localizado incluye la próstata y las vesículas seminales. Por arriba de la próstata está la vejiga y por debajo está el recto. La línea discontinua es la línea de isodosis a 95%. La figura 10b es el histrograma de volumen de dosis acumulada correspondiente a la distribución de dosis de 10a. Las dos especificaciones para el recto se muestran con la DVH cuadrada y las dos especificaciones para la vejiga son indicadas con diamante sobre la DVH.

DESCRIPCIÓN DETALLA DE LA INVENCIÓN Equipo de Radioterapia Mientras que la presente invención encuentra uso con cualquier máquina de terapia con radiación capaz de irradiar a un paciente a ángulos múltiples con un gran número de haces de radiación angostos, controlados en fluencia, en la modalidad preferida, la invención hace uso de un. sistema tipo colimador de hojas múltiples. Con referencia a la figura 1, tal máquina 10 de terapia con radiación incluye una fuente de radiación 12 que produce un haz de radiación 14' en general cónico, que emana de un punto focal 18 y dirigido hacia un paciente 17 (no mostrado en la figura 1) . El haz de radiación cónico 14' es colimado por una máscara opaca rectangular 16 construida de un grupo de cuchillas del sistema de obturador rectangular para formar un haz de radiación en abanico 14, en general plano, centrado alrededor de un plano 20 del haz de radiación en abanico. Un sistema obturador 22 está centrado en el haz de radiación en abanico 14 y alrededor del plano 20 del haz de radiación en abanico antes de que el haz de radiación sea recibido por el paciente 17, e incluye una pluralidad de hojas trapezoidales adyacentes 30 las cuales conjuntamente forman un arco de radio constante alrededor del punto focal 18. Cada hoja está construida de un material radio-opaco denso tal como plomo, tungsteno, cerio, tántalo o aleación relacionada. Las hojas 30 son mantenidas en los manguitos 24, de modo que cada hoja 30 puede deslizarse completamente dentro de su manguito correspondiente 24 para bloquear el rayo 28 asociado con ese manguito 24. Preferentemente, las hojas 30 del sistema obturador 22 subtienden el haz de radiación en abanico, completo, para dividir el haz de radiación en abanico en un grupo de rayos 28 en forma de losa, adyacentes, a ángulos de desplazamiento f. Cuando la hoja 30 bloquea su rayo correspondiente 28, se refiere a que éste está en el estado cerrado. Los manguitos 24 son de longitud amplia para permitir que cada hoja 30 se deslice fuera de la trayectoria del haz de radiación en abanico para dejar su rayo 28 correspondiente completamente no obstruido y todavía ser guiado por el manguito 24. En esta posición de no aseguramiento, se hace referencia a que una hoja está en el "estado abierto". Cada hoja 30 puede moverse rápidamente entre su estado abierto y cerrado por medio de un accionador electromagnético 32 similar a un relevador primario, conectado a la hoja 30 por un miembro deslizador 34. La fluencia pasada por el rayo 28 puede ser controlada al cambiar el régimen de trabajo del movimiento de la hoja, que es la proporción del tiempo entre el cual ésta está en el estado abierto, en oposición al estado cerrado. Con referencia a la figura 2, las hojas 30 son soportadas y guiadas dentro de los manguitos 24 por las lengüetas de guía 36 ajustadas dentro de las muescas 38, cortadas a lo largo de los bordes de las hojas 30. Las muescas 38 permiten que las lengüetas guía 36 retengan deslizablemente las hojas 30 dentro de los manguitos 24 durante el movimiento entre los estados abierto y cerrado. Con referencia ahora a la figura 3, la fuente de radiación 12 está montada sobre un pórtico 44, girando éste último dentro del plano 20 del haz de radiación en abanico alrededor de un centro de rotación 45 en el paciente 17, de modo que el haz de radiación 14 en abanico puede irradiar una rebanada del paciente 17 a partir de una variedad de ángulos de pórtico ?. La fuente de radiación 12 es controlada por un módulo de control de radiación 48 el cual enciende o apaga el haz de radiación 14 bajo el control de una computadora 51. Un control 52 del sistema de obturador dirigido por un cronómetro que genera señales de posición deseadas, proporciona la excitación eléctrica a cada electromagneto para controlar, separadamente, los accionadores 32 para mover cada una de las hojas 30 dentro y fuera de su manguito 24 correspondiente y el rayo 38 (ver también figura 1). El control 52 del sistema de obturador mueve la hoja 30 del sistema obturador 22 rápidamente entre sus estados abierto y cerrado ya sea para atenuar completamente o no proporcionar atenuación a cada rayo 28. Las gradaciones en la fluencia de cada rayo, como son necesarias para el perfil de fluencia, son obtenidas al ajustar la duración relativa durante la cual cada hoja 30 está en la posición cerrada, en comparación a la duración relativa durante la cual cada hoja 30 está en la posición abierta para cada ángulo de pórtico. La proporción entre los estados cerrado y abierto o el "régimen de trabajo" para cada hoja 30 afecta la energía total pasada por una hoja dada 30 a cada ángulo de pórtico, y de este modo controla la fluencia promedio de cada rayo 28. La habilidad para controlar la fluencia promedio a cada ángulo de pórtico permite el control preciso de la dosis proporcionada por el haz de radiación 14 a través del volumen irradiado del paciente 17 por los métodos de planificación de terapia que van a ser descritos más adelante. El control 52 del sistema de obturador también se conecta con la computadora 51 para permitir el control del programa del sistema obturador 22 que va a ser descrito.

Un sistema 11 de formación de imagen tomográfica, opcional, que emplea una fuente 46 de rayos X y un arreglo 50 detector opuesto puede ser ventajosamente montado sobre el mismo pórtico 44 que la fuente de radiación 12 para producir una imagen tomográfica o en rebanada de la rebanada irradiada del paciente 17 antes de la terapia de radiación para fines de planificación o durante el tratamiento. Alternativamente, tal formación de imagen tomográfica puede ser realizada sobre una máquina separada y las rebanadas alineadas de acuerdo a los puntos fiduciales sobre el paciente 17. Un módulo 54 de control de pórtico proporciona las señales necesarias para hacer girar el pórtico 44 y por lo tanto para cambiar la posición de la fuente de radiación 12 y el ángulo q de pórtico del haz de radiación en abanico 14 para la terapia con radiación, así como para la fuente 46 de rayos X de tomografía por computadora, y el arreglo detector 50 también acoplado al pórtico 44. El módulo de control 54 del pórtico se conecta con la computadora 51 de modo que el pórtico puede ser girado bajo el control de la computadora y también proporcionar en la computadora una señal que indica el ángulo q del pórtico para ayudar en ese control. Los módulos de control para el sistema 11 de formación de imagen tomográfica incluyen: el módulo 56 de control de rayos X para encender y apagar la fuente 46 de rayos X y el sistema 58 de adquisición de datos para recibir los datos provenientes del arreglo detector 50 con el fin de construir una imagen topográfica. Un reconstructor 60 de imagen que comprende típicamente un procesador de arreglo a alta velocidad o similar, recibe el dato proveniente del sistema 58 de adquisición de datos con el fin de ayudar en la "reconstrucción" de una imagen de tratamiento tomográfico a partir de tal dato de acuerdo a los métodos bien conocidos en la técnica. El reconstructor 60 de imagen puede también utilizar las señales 59 detectoras de radiación, postpaciente para producir una imagen de absorción tomográfica que va a ser utilizada para la verificación y para fines de planificación de terapia futura, como se describe con más detalle más adelante . Una terminal 62 que comprende un teclado y la unidad de pantalla 63 permite que un operador introduzca programas y datos a la computadora 51 y controle la máquina 10 de terapia de radiación y el sistema 11 de formación de imagen tomográfica, y muestre las imágenes proporcionadas por el reconstructor 60 de imagen sobre la unidad de pantalla 63. Un sistema 64 de almacenamiento en masa, que es ya sea una unidad de disco magnético o una unidad de cinta, permite el almacenamiento de los datos recolectados por el sistema 11 de formación de imagen tomográfica y el detector 53 de radiación post-paciente para el uso posterior. Los programas de computadora para operar la máquina 10 de terapia con radiación serán en general almacenados en el sistema 64 de almacenamiento en masa y cargados en la memoria interna de la computadora 51 para el procesamiento rápido para el uso de la máquina 11 de terapia con radiación. La fuente de radiación 12 puede ser un acelerador lineal excitado en el modo pulsado con los pulsos en sincronía con el convertidor de digital a analógico del sistema 58 de adquisición de datos, de modo que puede ser obtenido un grupo de vistas durante la apertura y cierre del obturador. Si cada proyección de radiación a un ángulo q de pórtico dado durante la radioterapia es de un segundo, la velocidad de pulso del acelerador lineal puede ser doscientas veces por segundo proporcionando estudio de movimiento en tiempo real, del movimiento de las hojas 30, con base en la fluencia cambiante que sale de la hoja y que entra al paciente 17. Durante la operación de la máquina 11 de terapia con radiación, el control 52 del sistema obturador recibe desde la computadora 51 un sinograma de tratamiento que comprende un perfil de fluencia para cada ángulo ? de pórtico. El sinograma de tratamiento describe la intensidad o la fluencia de cada rayo 28 del haz de radiación 14, que es deseado para cada ángulo ? de pórtico a una posición dada de la mesa de soporte del paciente (no mostrada) como se traduce a través del haz de radiación 14. Con referencia ahora a la figura 4, un sistema obturador proporciona control de un número total J de rayos 28 identificados por el índice variable j = 1 a J. Cada rayo 28 generado por el sistema obturador 22 pasa a través del paciente 17 a lo largo de la línea central 66 del rayo para ser detectado por el detector de radiación 53 postpaciente, que tiene elementos detectores.

Planeación del Tratamiento Con referencia a la figura 5, la generación del plan de tratamiento de radioterapia óptimo de acuerdo a la presente invención, comienza con la identificación de un mapa de dosis prescrito D±p que proporciona la cantidad de dosis deseada a diferentes voxeles i dentro de una rebanada, como se indica por el bloque de proceso 100. Típicamente estos diferentes voxeles i son agrupados en áreas que incluirán una o más áreas de tejido tumoral donde es requerida alta dosis y una o más áreas de tejido sensible donde la dosis debe ser limitada por debajo de un valor predeterminado. El mapa de dosis prescrito Dip es almacenado dentro de la memoria de la computadora como un arreglo de elementos, manteniendo cada elemento un valor digital. El método para introducir el mapa de dosis D P puede incluir el mostrar visualmente la vista tomográfica del paciente sobre la pantalla de la terminal y trazando manualmente alrededor del área tumoral utilizando una bola rastreadora o dispositivo de entrada similar, como es bien comprendido en la técnica. Pueden ser utilizados algoritmos de relleno de área, estándares, para transferir los valores de dosis asignados a cada región de trazo, al elemento apropiado en el arreglo de memoria que representa el mapa de dosis deseado. Cada elemento del mapa de dosis D±p define la dosis deseada a un voxel i dentro de una rebanada de un paciente . Un valor de fluencia Wj de cada rayo j de cada haz a cada ángulo ? de pórtico que producirá la dosis deseada a cada voxel i, debe entonces ser determinado como es indicado por el bloque de proceso 102. Este proceso es uno de iteración; un valor de fluencia inicial arbitrario w-, para los rayos es seleccionado, el cual es luego modificado repetidamente hasta que son obtenidos los valores optimizados . Entre más cercanas estén fluencias iniciales w3 seleccionadas para los rayos j , a los valores finales, más rápida puede ser completada la optimización. Por esta razón, en una modalidad de la presente invención, una biblioteca de planes de tratamiento de radioterapia, previos, es seleccionada para escoger un plan de tratamiento, para tratar a un paciente que tiene un arreglo similar de tejido tumoral y tejidos sensitivos. La similitud entre el paciente, el plan de tratamiento previo y el plan actual proporcionarán valores de fluencia iniciales Wj para los rayos que son una aproximación estrecha a los rayos necesarios para la aplicación de radioterapia actual. La biblioteca puede consistir de varios planes de tratamiento diferentes almacenados dentro de un sistema de almacenamiento de datos, tal como una computadora, y tienen un catálogo de diversos volúmenes de tratamiento de diferentes formas y tamaños. Como es representado por el bloque de proceso 104, la dosis distribuida D± d que podría ser proporcionada por las fluencias de rayo iniciales Wj , es enseguida determinada por técnicas convencionales. Como es mostrado en la patente de los Estados Unidos No. 5,317,616 expedida el 31 de Mayo de 1994, incorporada por referencia en la presente, una determinación de Terma, energía total liberada por unidad de masa puede ser determinada a lo largo de cada rayo, con base en la fluencia del rayo y las propiedades del paciente. La Terma para un voxel dado puede ser acumulada para cada rayo y cada ángulo de haz y luego la Terma total para cada voxel es convolucionada con uno o varios núcleos de dispersión, precomputados, para determinar la dosis a ese voxel. El o los núcleos pueden representar la dispersión sobre el intervalo de un ángulo de haz desde diferentes ángulos de haz, y de este modo en una operación convolución proporcionan el cálculo de la dosis para todos los ángulos de haz. El o los núcleos pueden ser computados por técnicas convencionales tales como la simulación de Monte Cario. La convolución de la Terma con el o los núcleos de dispersión proporciona una cuenta precisa de la dispersión lateral que es de importancia particular en casos tales como radioterapia a la cabeza y al cuello o a la mama, de campo tangencial donde el volumen irradiado es pequeño. En general, la Terma de cada rayo no es guardada ni es la dosis parcial administrada a un voxel por un rayo simple guardado, proporcionando de este modo ahorros de memoria sustanciales. En el bloque de proceso 106, la dosis administrada Di d calculada en el bloque de proceso 104, es comparada con la dosis prescrita Dip introducida en el bloque de proceso 100 y cada fluencia de rayo ajustada por una función de actualización con relación a una proporción de una función de la dosis prescrita D±p sobre una función de la dosis efectiva D?d para cada voxel i que recibe radiación desde el rayo j dado. En una primera modalidad, la función de actualización es una proporción de la media geométrica para la dosis prescrita D±p y la dosis efectiva Did para cada voxel i que recibe radiación del rayo j dado, y puede ser ilustrada como sigue: p Di d donde Wj (k + 1 ) y w3 k son los valores de fluencia antes y después de la modificación, y n es el número total de voxeles. Como se puede observar a partir de la inspección de la ecuación (1), únicamente los valores de dosis para los voxeles son requeridos, y las dosis parciales contribuidas por los rayos particulares j , no son necesarias y de este modo no necesitan ser almacenadas como se anotó anteriormente . Se puede observar analíticamente que este primer método de actualización de proporción, cuando se aplica repetidamente (al repetir los bloques de proceso 104 y 106 utilizando en cada iteración del bloque de proceso 104 los valores de fluencia modificados provenientes del bloque de proceso previo 106), que una función objetiva Oj (w) tiende a ser optimizada: Oj (w) = + 1 "DiE (2) la cual a una aproximación del primer orden es Alternativamente, en una segunda modalidad, la función de actualización para modificar los pesos de haz puede ser una proporción de la suma a la dosis prescrita Dip y la dosis efectiva Di para cada voxel i que recibe radiación desde el rayo dado, y puede ser ilustrada como sigue: ? <ZDiP i donde wj <k + 1 ) y Wjk son los valores de fluencia antes y después de la modificación, y es una aproximación predeterminada de la dosis por fluencia de energía dij ) , o la dosis por cualquier magnitud relacionada a la fluencia de energía, del rayo dado es modificado. Alternativamente a puede ser una dosis de profundidad de eje central, no constante almacenada y luego averiguada para servir como una aproximación para dij . Al no almacenar los valores efectivos de dij , los requerimientos de memoria son todavía significativamente reducidos. En el factor de actualización, la inclusión de d j serviría normalmente para colocar la mayor importancia sobre aquellos voxeles que reciben la más alta dosis. La aproximación utilizada puede influir en la proporción de velocidad de conversión del algoritmo, pero la distribución de dosis completa determinada por iteración mantendrá la precisión de una computación de dosis realizada utilizando la técnica de convolución/superposición . Se puede mostrar analíticamente que cuando este segundo método de actualización es aplicado repetidamente por bloque de proceso 108, (al repetir los bloques de proceso 104 y 106 utilizando en cada iteración del bloque de proceso 104 los valores de fluencia modificados a partir del bloque de proceso previo 106), que la función objetiva siguiente Oj (w) tiende a alcanzar la optimización: 0 (w) = S (DiP -Di d) n (5) donde n es un exponente que tiene un valor de 2. En un enfoque similar, Oj (w) puede ser optimizado utilizando n que tiene valor de n > 2. Esta ecuación minimiza la suma de la magnitud de la diferencia entre las dosis administradas y las dosis prescritas. La naturaleza convexa de esta función objetiva dicta que cualquier mínimo local es también el mínimo global. Con una función objetiva convexa tal como ésta, no es garantizado el uso de técnicas de optimización estocást icas .

El método de actualización puede ser además modificado para hacer a la función objetiva más robusta. Específicamente, la función de actualización puede ser modificada para aplicar factores de ponderación para cada región del paciente, por la siguiente ecuación: En esta ecuación, Ct es un factor de ponderación asignado a un área de tumor y CR es un factor de ponderación designado a un área sensitiva. T denota el volumen del tumor y R indica el área sensitiva. Como antes los valores dij pueden ser aproximados por un valor constante a o por valores averiguados en una tabla que se aproximan a dij . En esta aplicación, la penalidad para la sobredosificación de un voxel en el volumen tumoral puede ser ajustada igual a la penalidad para la subdosificación del mismo voxel. El honesto, no obstante, implementar factores de ponderación que coloquen un mayor énfasis ya sea sobre la subdosificación o la sobredosificación, produciendo de este modo un resultado clínicamente más aceptable . El uso de los factores de ponderación es también aplicable a las estructuras sensitivas. Una posibilidad incluye la optimización donde los voxeles subdosificados son asignados con un peso de cero. Como resultado, los voxeles en el área sensitiva son únicamente penalizados y éstos reciben una dosis mayor que la dosis de tolerancia asignada. En otra modalidad más, la flexibilidad de la técnica iterativa es además mejorada al considerar un histograma de volumen de dosis acumulativa (DVH) para cada volumen de tratamiento. Para una estructura particularmente sensitiva o sensible, el usuario puede especificar un punto sobre el DVH que indique el límite de dosis (Dmax) y una fracción de la estructura sensitiva (Vmax) que es permitida exceder ese límite. Una posible implementación de las consideraciones del volumen de dosis puede estar basada en una técnica desarrollada por Bortfeld y colaboradores, "Clinically Relevant Intensity Modulation Optimization Using Physical Criteria", presentado en la XII Conferencia Internacional sobre el Uso de Computadoras en Terapia con Radiación, Salt Lake City, Utha, Estados Unidos de América, 1997 (no publicada) . Con una penalidad basada en DVH, se puede obtener una dosis objetivo uniforme y una distribución de dosis clínicamente aceptable en las áreas sensitivas. La penalidad basada en DVH guía la optimización, pero su especificación no es un constreñimiento absoluto. Un factor de ponderación puede también ser agregado a cada especificación DVH con lo cual se incrementa la penalidad para una violación. Al incrementar el factor de ponderación relativo asignado a una penalidad, efectivamente surge la importancia de cumplir la especificación DVH. Una penalidad basada en DVH es particularmente útil con órganos que son paralelos por naturaleza. Esto es debido a que con las coordenadas paralelas, el oncólogo desea frecuentemente sacrificar una porción del órgano para obtener una distribución de dosis favorable en el tumor. La presente técnica de optimización explica la penalidad basada en DVH y el cómputo de los factores de actualización. Previamente todos los voxeles en las áreas sensitivas fueron asignados con una dosis de tolerancia. Las consideraciones de volumen de dosis, no obstante, únicamente requieren la inclusión de un número selecto de voxeles de área sensitiva para la optimización. De acuerdo a esta modalidad, un voxel en la estructura sensitiva es penalizado si éste recibe una dosis entre Dmax y D' . D' es la dosis efectiva a la cual Vma? es excedida. Esto es ilustrado en las figuras 6a y 6b. Los voxeles penalizados representan los voxeles de las áreas sensitivas que reciben la dosis en exceso más pequeña por arriba de Dmax/ y son penalizados debido a que éstos requieren la más pequeña reducción en la dosis con el fin de satisfacer la especificación DVH. En consecuencia, el subgrupo de voxeles penalizados cambiará con cada iteración . La penalidad puede ser agregada con base en cualquier criterio. Por ejemplo, es probable que un practicante pueda elegir agregar una penalidad si más de un cierto porcentaje de la región en riesgo excede una dosis especificada. De igual modo, la penalidad podría ser agregada a la función objetivo si no se cumpliera una cierta condición. Bajo esta modalidad, el algoritmo determina una vez por iteración, si la especificación DVH ha sido cumplida. Si la especificación no ha sido cumplida, es agregada una penalidad a la función objetiva. La penalidad es aplicada a los voxeles en el RAR con la dosis en exceso más pequeña por arriba Dp?rm. Con referencia a la figura 6a, la región sombreada corresponde a estos voxeles. Los voxeles son elegidos debido a que éstos requieren el cambio más pequeño en la dosis para cumplir la especificación DVH. En esta modalidad, la ecuación (6) puede ser reescrita como: S Ct kjDip + ? ?i D VH CRdijDS ieT ícR vS + 1 = t,r* (7) (k) (M ? CtdijDi dd + ? ? 1 i DDVVHH C r,Rd jij Di i e T i c R donde ?i sirve como la penalidad DVH. En el ejemplo, anterior, la penalidad DVH fue aplicada a los voxeles localizados en la región sombreada de la DVH mostrada en la Figura 6a. Una penalidad DVH más generalizada es también posible. Para este procedimiento, el DVH es dividido en una serie de regiones de dosis. Cada región tiene su propio valor de penalidad, Á?DVH, utilizado para modificar el DVH de acuerdo a un plan deseado. Una forma típica de una penalidad DVH aplicada de acuerdo a este método de optimización, es utilizada en la figura 6b. En este caso, el proceso de optimización es dominado por valores de ?iDVB más grandes. La función gradual o en escalones mostrada en la Figura 6b es una representación del patrón de pesos que pueden ser aplicados, y las regiones donde éstos son aplicados. La ordenada, no obstante, no representa los valores efectivos. La penalidad basada en DVH no proporciona un constreñimiento difícil, sino que pretende únicamente guiar a la optimización. Un factor de ponderación puede ser agregado a cada especificación de DVH, con lo cual se incrementa la penalidad para una violación. Al incrementar los factores de ponderación relativos asignados a una penalidad, surge efectivamente la importancia de cumplir la especificación DVH. Una ventaja primaria de los métodos y aparatos de la presente invención es que éstos proporcionan la capacidad de realizar optimizaciones de dosis a gran escala, mientras que se minimizan los requerimientos de memoria de la computadora elegida. Los métodos son también flexibles, robustos y capaces de mejorar a través de la adición de factores de ponderación asignados a cada región del paciente, o a través de la adición de las consideraciones del volumen de dosis. Debido a su flexibilidad, la presente invención se beneficia además de su habilidad para funcionar eficientemente en conjunto con el cómputo de dosis basado en convolución/superposición . En los métodos descritos anteriormente, el factor de actualización puede ser calculado mediante la actualización únicamente de los voxeles localizados en la trayectoria primaria del rayo j dado. Este procedimiento al final dará como resultado planificación de optimización más rápida para tratamientos de radioterapia complicados tales como aquellos utilizados en tomoterapia.

EJEMPLO 1.

Un plan de tratamiento con radiación fue optimizado para un volumen de tratamiento en forma de U invertida que rodea un área sensitiva rectangular. El volumen de tratamiento en forma de U fue cortado de un cuadrado de 5 cm por 5 cm, y el área sensitiva fue colocada en la concavidad de la U. El factor de actualización de la Ecuación 6 fue utilizado para incluir un factor de ponderación para el volumen de tratamiento (CT) y el área sensitiva (CR) del paciente. En esta ecuación, Ct y CR fueron ajustados a 0.96 y 0.05 respectivamente. Las figuras 7a y 7b representan los resultados a partir de esta simulación. El uso de los factores de ponderación dio como resultado un mejoramiento significativo en la distribución de dosis objetivo en comparación con los resultados obtenidos sin los factores de ponderación. Se observó que la distribución de dosis en el volumen de tratamiento fue mejorada al distribuir una dosis más alta a un mayor volumen de la estructura sensitiva. Al incrementar la dosis de la estructura sensitiva, la línea de isodosis de 90% fue expandida para concordar estrechamente con el límite del obj etivo .

EJEMPLO 2 Un plan de tratamiento con radiación fue optimizado de acuerdo a los métodos de la presente invención, al considerar un histograma de volumen de dosis acumulativa (DVH) . El DVH acumulativo proporcionó una penalidad basada en DVH la cual fue explicada en el cómputo del factor de actualización durante el proceso de optimización. Los factores de actualización fueron modificados para incluir una penalidad si un voxel especificado en la estructura sensitiva recibía una dosis entre Dmax y D* . D* fue definido como la dosis actual de la cual Dmax fue excedida . La caracterización de los voxeles penalizados es ilustrada en la figura 6. Los voxeles penalizados representan los voxeles sensitivos del área que recibe la dosis en exceso más pequeña por arriba de Dmax . Estos voxeles particulares fueron penalizados debido a que éstos requerían la más pequeña reducción en la dosis, con el fin de satisfacer la especificación DVH. En consecuencia, el subgrupo de voxeles penalizados cambia con cada iteración. Las figuras 8a y 8b representan los resultados de un proceso de optimización que utilizó una especificación de volumen de dosis en conexión con la Ecuación 5 discutida anteriormente. Para la geometría en forma de U invertida, se agregó una penalidad si más de 15% de la región en riesgo excedía una dosis de 0.4. Como es ilustrado en la Figura 8a, la línea de isodosis de 90% concuerda estrechamente con el límite de volumen de tratamiento .

EJEMPLO 3 La figura 9 representa los resultados de una simulación de optimización de tratamiento que involucra un volumen de tratamiento en forma de U y un sistema de penalidad basado en DVH. En esta simulación, se agregó una penalidad si más de 95% de las áreas sensitivas excedían una dosis de 0.1. La figura 9b representa el valor de la función objetivo sobre el curso de la optimización. La línea sólida describe el valor de la suma de las diferencias cuadradas entre la dosis prescrita y la efectiva sobre el volumen de tratamiento completo y las áreas sensitivas. La línea discontinua es la función objetiva efectiva que es minimizada cuando se emplea una penalidad basada en DVH. Específicamente, esta es la suma de las diferencias cuadradas entre la dosis administrada y la dosis prescrita, sobre todos los voxeles en el volumen de tratamiento, más la suma de las diferencias cuadradas entre la dosis administrada y el límite de dosis de los voxeles penalizados. Nótese que estas dos funciones disminuyen en valor con cada iteración sucesiva .

EJEMPLO 4 Fueron también probadas las especificaciones DVH sobre un plan de tratamiento simulado en próstata. En este caso, la próstata fue prescrita con una dosis de 80 Gy. Las especificaciones de DVH en el recto fueron: (1) agregar una penalidad si más de 15% del recto excede una dosis de 25 Gy y (2) agregar una penalidad si cualesquiera voxeles están por arriba de 50 Gy. Las especificaciones DVH para la vejiga fueron: (1) agregar una penalidad si más de 40% del volumen excede una dosis de 27 Gy y (2) penalizar todos los voxeles sobre 54 Gy. Los resultados de la simulación en próstata se muestran en la Figura 10. Nótese que la línea de isodosis de 95% se ajusta estrechamente al límite del objetivo. Las cuatro especificaciones DVH son trazadas gráficamente en la figura 10b. La descripción anterior ha sido aquella de una modalidad preferida de la presente invención, y será aparente para aquellos que practiquen la técnica, que pueden ser realizadas muchas modificaciones sin apartarse del espíritu y alcance de la invención. Con el fin de dar parte al público de las diversas modalidades que pueden caer dentro del alcance de la invención, se realizan las siguientes reivindicaciones.

Se hace constar que con relación a esta fecha, el mejor método conocido por la solicitante para llevar a la práctica la citada invención es el que resulta claro de la presente descripción de la invención .

Claims (18)

REIVINDICACIONES Habiéndose descrito la invención como antecede, se reclama como propiedad lo contenido en las siguientes reivindicaciones:

1. Un método para optimizar un plan de tratamiento con radiación para una máquina de radioterapia que proporciona radiación independientemente controlada a lo largo de una pluralidad de rayos j dirigidos hacia un paciente para administrar una dosis Di d = dij Wj a los voxeles i, caracterizado el método porque comprende los pasos de: a) identificar una dosis total prescrita D±p a los voxeles i en el área de tratamiento; b) asignar un valor de fluencia Wj para cada rayo j ; c) calcular una dosis total efectiva Di d producida en cada voxel i con los valores de fluencia asignados Wj del paso (b) ; d) para cada rayo j dado, modificar el valor de fluencia Wj del paso (b) de acuerdo a una función de actualización de la dosis prescrita Dip y la dosis efectiva D?d; y e) utilizar los valores de fluencia modificados W-¡ para controlar la maquina de radioterapia

2. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la función de actualización es una proporción de una función de la dosis prescrita Dip en el numerador, y una función de la dosis efectiva D?d en el denominador para cada voxel i que recibe radiación proveniente de un rayo j dado.

3. El método de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado porque la función de actualización es: ?aDS (k + l ) _ W? ?CtDi d donde Wj <k + 1 ) y Wjk son los valores de fluencia antes y después de la modificación del paso (d) , y a es una aproximación predeterminada de la dosis por magnitud de fluencia de energía, dij .

4. El método de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado porque a es un valor constante .

5. El método de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado porque los pasos (b) al (d) son repetidos en iteraciones múltiples, los valores de fluencia asignados del paso (b) toman los valores de fluencia modificados del paso precedente (d) .

6. El método de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado porque en el paso (d) únicamente los voxeles i a lo largo de la línea central del rayo dado j son considerados.

7. El método de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la función de actualización es una proporción de la media geométrica para la dosis prescrita Dip y la dosis efectiva Dí d para cada voxel i que recibe radiación desde el rayo j dado.

8. El método de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado porque la función es : p DS donde Wj (k + 1 > y wk j son los valores de fluencia antes y después de la modificación del paso (d) .

9. El método de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado porque los pasos (b) al (d) son repetidos en iteraciones múltiples, los valores de fluencia asignados del paso (b) toman los valores de fluencia modificados del paso (d) precedente.

10. El método de conformidad con la reivindicación 7, caracterizado porque en el paso (d) únicamente los voxeles i a lo largo de la línea central del rayo dado, son considerados.

11. El método de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado porque la función de actualización es: ? Ct aDip + ? CRaDip ieT ieR w- (k + 1 ) = Wi k (k) w Ct Di + ? CRaDS i e T i e R donde Wj (k + 1 ) y Wjk son los valores de fluencia antes y después de la modificación del paso (d) , Ct es un factor de ponderación asignado a un área tumoral, CR es un factor de ponderación asignado a un área sensitiva, y a es una aproximación predeterminada de la dosis por magnitud de fluencia de energía, dij .

12. El método de conformidad con la reivindicación 11, caracterizado porque a es un valor constante.

13. El método de conformidad con la reivindicación 11, caracterizado porque los pasos (b) al (d) son repetidos en iteraciones múltiples, los valores de fluencia asignados del paso (b) toman los valores de fluencia modificados del paso (d) precedente .

14. El método de conformidad con la reivindicación 11, caracterizado porque en el paso (d) únicamente los voxeles i a lo largo de la línea central del rayo j dado, son considerados.

15. El método de conformidad con la reivindicación 2, caracterizado porque la función de actualización es: S D H tdi DS + ?i CRdi jDS ie S C T ieR + ? *r* S (k) (k) ? Ctdij Di d + ? ?i DVH CRdij Di i e T ieR donde Wj (k+ 1 ) y Wjk son los valores de fluencia antes y después de la modificación del paso (d) , Ct es un factor de ponderación asignado a un área tumoral, CR es un factor de ponderación asignado a un área sensitiva, y iDVH es un valor de penalidad asignado a cada región del paciente, y a es una aproximación predeterminada de la dosis por magnitud de fluencia de energía, d J .

16. El método de conformidad con la reivindicación 15, caracterizado porque a es un valor constante.

17. El método de conformidad con la reivindicación 15, caracterizado porque los pasos (b) al (d) son repetidos en iteraciones múltiples, los valores de fluencia asignados del paso (b) toman los valores de fluencia modificados del paso (d) precedente .

18. El método de conformidad con la reivindicación 15, caracterizado porque en el paso (d) únicamente los voxeles i a lo largo de la línea central del rayo dado, son considerados.