Embed Size (px)
Citation preview
THIAGO BERNARDINO DA SILVEIRA
DOSIMETRIA IN VIVO UTILIZANDO EPID
Dissertação aprovada para obtenção do Grau
de Doutor pelo Programa de Pós-Graduação
em Radioproteção e Dosimetria do Instituto
de Radioproteção e Dosimetria da Comissão
Nacional de Energia Nuclear na área de Física
Médica.
Orientador:
Dr. Luiz Antônio Ribeiro da Rosa
Rio de Janeiro – Brasil
2018
T
610.153
S587d
Silveira, Thiago Bernardino da
Dosimetria in vivo utilizando EPID/ Thiago Bernardino da Silveira. Rio de Janeiro: IRD, 2018.
VIII, 89 f.: il.; tab.; 29,7 cm.
Orientador: Dr. Luiz Antônio Ribeiro da Rosa
Tese (Doutorado) - Instituto de Radioproteção e Dosimetria, Rio de Janeiro, 2018.
Referências bibliográficas: f. 65-70
Notas: Anexos em CD
1. Física Médica 2.Radioterapia 3Dosimetria in vivo 4. EPID 5.Portal Dosimetry 6. Dosimetria por
transmissão I. Título
i
AGRADECIMENTOS
À Bianca, por ser minha inspiração e alegria diárias, minha confidente e
companheira. Que suportou todas as minhas oscilações de animação e reclamações sobre
o doutorado e, mesmo assim, não somente discutiu pontos importantes do trabalho
comigo, como revisou os dois artigos e contribui imensamente para a melhoria do
conteúdo destes. Você é uma luz na minha vida.
À minha família, em especial minha irmã e minha tia Ana Maria, que sempre me
deram suporte e consideram todas minhas realizações como suas próprias.
À minha mãe, cujo papel foi fundamental para que eu suportasse as tormentas do
meu caminho e graças a quem não desisti de cumprir mais esta empreitada.
Aos meus amigos de infância, Thiago, Raphael e Paulo, que de longe
acompanham todo meu crescimento e sempre me dão forças para continuar evoluindo.
Aos meus companheiros de trabalho, físicos staffs do INCA, por todo o
comprometimento demonstrado e colaboração em meus momentos de ausência para
cumprir os compromissos do doutorado.
Ao meu orientador, que me assistiu e apoiou nesta longa jornada de oito anos
desde o início do mestrado, sempre muito solícito e disposto.
À toda equipe de técnicos de radioterapia do INCA que participaram ativamente
das medidas de dose nos pacientes, sem as quais eu não teria conseguido realizar meu
trabalho, em especial Jorge Alonso, Gláucia Cavalcante, Rafael Barros, Bruno e Márcia.
Aos meus queridos residentes do INCA que sempre me estimulam a dar meu
melhor e que comprem com presteza e esmero as tarefas árduas que lhes entrego,
inclusive no acompanhamento das irradiações dos pacientes alvos deste estudo. Em
especial às minhas queridas ex-residentes e amigas Laura Emília e Herminiane
Vasconcellos.
Por fim, aos pacientes do INCA que participaram da pesquisa por todo o apoio e
compreensão ao se submeterem de livre e espontânea vontade ao estudo.
ii
RESUMO
A dosimetria in vivo é uma ferramenta essencial para avaliar a confiança e determinar
erros de entrega de dose em radioterapia. Muitos detectores foram utilizados com este
objetivo, porém o método mais promissor é a dosimetria por retroprojeção da dose
transmitida pelo paciente. O objetivo primário desta tese foi implantar um algoritmo
simples de obtenção da dose no isocentro de tratamento de um objeto simulador utilizando
reconstrução de dose retroprojetada medida com auxílio de um Dispositivo Eletrônico
para Imagens Portais (EPID). Adicionalmente, objetivou-se implantar clinicamente este
algoritmo para realização de dosimetria in vivo em tratamentos de radioterapia de
próstata. Este algoritmo foi desenvolvido em linguagem MATLAB, realizando a
calibração das imagens do EPID para dose absoluta, via processo de deconvolução, além
de incorporar todas as contribuições de espalhamento e atenuação devido à interação dos
fótons com o objeto simulador. O método foi validado utilizando 19 planos de tratamentos
de pacientes com 104 campos totais de tratamento irradiados em um objeto simulador,
obtendo a dose de referência através da medida de uma câmera de ionização. Para as
medidas in vivo, foram selecionados doze pacientes com tumores de próstata. Estes foram
tratados no acelerador linear Varian Trilogy, empregando energias nominais de 6 e 10
MV e técnicas com posicionamento de gantry estático, após planejamento no sistema de
planejamento (TPS) Eclipse. Verificações pré-tratamento foram realizadas utilizando
irradiação direto do EPID. Durante os tratamentos, a dose transmitida pelo paciente foi
coletada utilizando o EPID posicionado a 50 cm atrás deste. Este conjunto de imagens,
juntamente com a tomografia por feixe cônico (CBCT) diária, foram utilizadas como
parâmetros principais de entrada do algoritmo de retroprojeção. Comparações entre doses
in vivo e doses planejadas foram realizadas campo a campo e para dose diária no
isocentro. A validação final do método apresentou desvio médio entre as doses calculadas
por retroprojeção e doses determinadas pela câmera de ionização de 1,86% (DP de 1,00%)
e -0,94% (DP de 0,61%) para 6 e 10 MV, respectivamente. As análises campo a campo
normalizadas apresentaram desvios menores que 2% para 89% dos dados para feixes de
6 MV e 94% para feixes de 10 MV. Um total de 161 frações diárias de tratamento foram
alvo da dosimetria in vivo, aproximadamente 13 por paciente. O desvio de dose médio
entre a dose prevista pelo TPS para o isocentro e a dose reconstruída por retroprojeção
foi de -3,3% (DP = 2,2%). Quando comparados doses medidas versus doses prescritas
para o isocentro de tratamento, 96% dos resultados apresentaram desvio absoluto inferior
à 7%, enquanto 4% apresentaram desvio absoluto superior a 7%. Estes maiores desvios
medidos foram analisados detalhadamente. O método de investigação procurou falhas nas
três maiores fontes de incerteza do tratamento: erro no posicionamento do paciente,
mudança significativa na anatomia do paciente entre simulação e tratamento e problemas
no desempenho do aparelho de tratamento. Cinco desvios encontrados originaram-se de
problemas de desempenho do aparelho na entrega da dose na região do isocentro, gerando
erros no cálculo dos fatores de correção do algoritmo, porém considerados como desvios
na entrega da dose. O sexto desvio se tratou de uma quebra de protocolo por parte dos
técnicos de radioterapia. Concluiu-se que a dosimetria in vivo por retroprojeção das doses
transmitidas é um método eficiente para aprimorar a segurança em radioterapia,
conseguindo identificar com sucesso erros provenientes do desempenho dos aparelhos,
posicionamento incorreto ou mudanças anatômicas importantes do paciente.
iii
ABSTRACT
In vivo dosimetry is an essential tool to test confidence and to determine errors during
dose delivery in radiotherapy. Many detectors have been used with this aim, although the
most promising method is back-projection of transit dosimetry. The primary aim of this
work was to implement a simple algorithm to evaluate isocenter dose in a phantom using
the back-projected transmitted dose acquired using an Electronic Portal Imaging Device
(EPID). The final purpose was to clinically implement that algorithm to do in vivo
dosimetry for prostate radiotherapy treatments. This algorithm was developed in
MATLAB language, to calibrate EPID measured dose in absolute dose, using a
deconvolution process, and to incorporate all scattering and attenuation contributions due
to photon interactions with phantom. The method was validated employing 19 patient
treatment plans with 104 clinical irradiation fields projected on the phantom and
measuring dose using an ionization chamber as reference. For in vivo measurements
twelve patients were selected. They were treated with a Varian Trilogy linear accelerator,
using 6 and 10 MV nominal energies and gantry static techniques, after being planned
using an Eclipse treatment planning system (TPS). Pre-treatment verification was made
using direct EPID irradiation. During the treatment, transmitted dose was acquired using
EPID positioned 50 cm beyond the patient. The image set and daily cone-beam computed
tomography (CBCT) were used as main input parameter to the back-projection algorithm.
Comparisons between in vivo and planned isocenter dose were realized for each field and
daily isocenter dose. Final method validation presented average percent deviations
between isocenter doses calculated by back-projection and isocenter doses determined
with ionization chamber of 1,86% (SD of 1,00%) and -0,94% (SD of 0,61%) for 6 and
10 MV, respectively. Normalized field by field analysis showed deviations smaller than
2% for 89% of all data for 6 MV beams and 94% for 10 MV beams. A total of 161 in vivo
isocenter daily doses were evaluated, about 13 measurements per patient. The mean
deviation between TPS predicted doses at isocenter and back-projected reconstructed
doses was -3.3% (SD = 2.2%). When comparing evaluated isocenter dose values and
prescribed doses, 96% of the results showed absolute deviations lower than 7%, while
4% of the results showed absolute deviations higher than 7%. These last deviations were
analyzed in detail. Failures were investigated due to three sources of uncertainty, namely,
incorrect patient positioning, significant changes in patient anatomy between the
simulation of his treatment and the treatment itself, and problems in the performance of
the treatment equipment. Five deviations were caused by an equipment performance
problem at central axis region, generating miscalculation of in vivo algorithm correction
factors, which were considered as dose delivery error. The sixth deviation was a break in
the CBCT acquiring protocol caused by the therapists. It was concluded that in vivo
dosimetry by back-projection of transmitted doses is an effective method to improving
safety in external beam radiation therapy and successfully identifying errors due to
equipment performance, incorrect patient positioning or significant anatomical changes.
iv
ÍNDICE DE FIGURAS
Figura 1: Acelerador linear Trilogy com EPID aS500-II em posição de uso. ............... 10
Figura 2: Ilustração esquemática da metodologia de retroprojeção da dose transmitida.
A fluência incidente (seta vermelha) interage com o objeto simulador ou paciente, é
transmitida (seta verde) e coletada no EPID. A dose medida é computacionalmente
corrigida e retroprojetada para o isocentro de tratamento (seta amarela). ............... 11
Figura 3: Curvas de probabilidade de controle tumoral e dano ao tecido normal, bases
para os fracionamentos de dose em radioterapia. .................................................... 15
Figura 4: Pastilhas de LiF (TLD). .................................................................................. 19
Figura 5: LiF (TLD) em pó. ........................................................................................... 19
Figura 6: Exemplos de diodos semicondutores com capa de build-up. ......................... 20
Figura 7: Camadas internas do IDU. .............................................................................. 22
ARTIGO Nº 1
Figure 1: On the left, axial image showing incidence angles for one of the treatment plans
used, with isocenter positioned on the IC15 chamber. On the right, coronal image
on IC plane highlighting the chamber delineation to compute dose on dose-volume
histogram. ................................................................................................................ 36
Figure 2: Normalized output factor of 6 MV (left) and 10 MV (right) photons for
ionization chamber and EPID, before and after scattering compensation by
deconvolution and absolute calibration. ................................................................. 37
Figure 3: Air scattering between phantom and EPID versus pixel intensity summation.
Fitted curves for nominal energies 6 and 10 MV are presented. ............................ 38
Figure 4: Correction due to radiation scattering inside the phantom as a function of
irradiated field size (using 300 monitor units irradiation), for 15 cm phantom
thickness. ................................................................................................................. 39
Figure 5: Percent differences between DFEPID and DFCI distribution in field by field
analisys. ................................................................................................................... 40
ARTIGO Nº 2
Figure 1: In vivo to planned dose absolute deviations distribution. .............................. 52
Figure 2: In vivo isocenter dose to planned dose ratio per patient and fraction for 6 MV
treatments, highlighting tolerance levels. ............................................................... 53
Figure 3: In vivo isocenter dose to planned dose ratio per patient and fraction for 10 MV
treatments, highlighting tolerance levels. ............................................................... 53
Figure 4: Planned structures projected on axial slice of a CBCT image showing relevant
differences on body contour on lateral side edges. ................................................. 55
Figure 5: Results of gamma analysis of composite fields using 2% / 3mm / 20% TH
parameters where green region are approved and orange reproved areas,
respectively. Images A and B evidencing poor agreement for patients 4 and 10
compared to excellent results for patients 3 and 9 (images C and D), mainly on
central axis region that are aimed on back-projection in vivo reconstruction. ...... 56
v
ÍNDICE DE TABELAS
Tabela 1: Estudos nos quais a rotina de dosimetria in vivo foi realizada ao início dos
tratamentos.* ........................................................................................................... 21
ARTIGO Nº 1
Table 1: Factors obtained by iterative process to define Kernel shape curves to describe
EPID scattering. ...................................................................................................... 37
Table 2: Scattering due to the phantom thickness normalized by primary dose inside
phantom for a fixed 10x10 cm2 field irradiation. .................................................... 39
Table 3: Scattering due to the radiation intensity normalized by primary dose inside
phantom for a fixed 15 cm phantom thickness. ....................................................... 39
ARTIGO Nº 2
Table 1: Summary of patient data. .................................................................................. 53
Tabela 1: Estudos nos quais a rotina de dosimetria in vivo foi realizada ao início dos
tratamentos.* .......................................................................................................... 21 Table 1: Factors obtained by iterative process to define Kernel shape curves to describe
EPID scattering. ...................................................................................................... 37 Table 2: Scattering due to the phantom thickness normalized by primary dose inside
phantom for a fixed 10x10 cm2 field irradiation. ................................................... 39 Table 3: Scattering due to the radiation intensity normalized by primary dose inside
phantom for a fixed 15 cm phantom thickness. ...................................................... 39 Table 1: Summary of patient data. ................................................................................. 53
vi
LISTA DE ABREVIATURAS
AAPM – Associação Americana de Físicos em Medicina
aS ou aSi – Silício Amorfo
CBCT – Tomografia por feixe cônico
DVH – Histograma Dose-Volume
EPID – Dispositivos Eletrônicos de Imagens Portais
ESTRO – Sociedade Europeia de Radioterapia e Oncologia
IAEA – Agência Internacional de Energia Atômica
ICRU – Comissão Internacional de Unidades e Medidas de Radiação
IDU – Unidade de Detecção de Imagem
IGRT – Radioterapia Guiada por Imagem
IMRT – Radioterapia com intensidade modulada
INCA – Instituto Nacional de Câncer
MLC – Colimador Multi-lâminas
OSL – Luminescência por Estimulação Ótica
SBRT – Radioterapia Esterotáxica Corpórea
SRS – Radiocirurgia Estereotáxica
TC – Tomografia Computadorizada
TLD – Detector por Luminescência Térmica.
VMAT – Terapia Volumétrica em Arco Modulado
vii
SUMÁRIO
1. INTRODUÇÃO ...................................................................................................... 9
2. FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA ....................................................................... 12
2.1. Alta tecnologia em radioterapia ....................................................................... 12 2.1.1. Técnicas de modulação da intensidade do feixe – IMRT e VMAT ............. 13
2.1.2. A tendência ao hipofracionamento e escalonamento das doses ................... 14
2.2. Dosimetria in vivo em radioterapia ................................................................. 17 2.2.1. TLDs. ............................................................................................................ 18
2.2.2. Diodos ........................................................................................................... 19
2.3. Dispositivos Eletrônicos para Imagens Portais (EPIDs) ................................ 21 2.3.1. Características do aS500-II ........................................................................... 22
2.3.2. Emprego clínico dos EPIDs .......................................................................... 23
2.3.3. Dosimetria in vivo utilizando EPID ............................................................. 24
3. Estrutura da tese ................................................................................................... 26
ARTIGO Nº 1 ............................................................................................................... 27
A SIMPLE METHOD TO BACK-PROJECT ISOCENTER DOSE OF
RADIOTHERAPY TREATMENTS USING EPID TRANSIT DOSIMETRY ...... 27
1. INTRODUCTION ............................................................................................ 29
2. MATERIALS AND METHODS ..................................................................... 30 2.1. Linear accelerator and EPID............................................................................ 30
2.2. The back-projection dose algorithm at isocenter ............................................. 31
2.2.1. EPID scattering correction and absolute calibration ........................... 31
2.2.2. Correction of EPID response after phantom interaction .................... 32
2.2.3. Primary dose calculation in the phantom.............................................. 33
2.2.4. Calculation of scattering dose contribution inside phantom ............... 34
2.2.5. Final dose at treatment isocenter ........................................................... 35
2.3. Isocenter back-projection algorithm validation ............................................... 35
3. RESULTS .......................................................................................................... 37 3.1. Correction due to inner scattering in EPID and absolute calibration .............. 37
3.2. EPID outcome correction after phantom interaction ....................................... 38
3.3. Scattering correction inside the phantom ........................................................ 38
3.4. Validation of isocenter back-projection algorithm .......................................... 40
4. DISCUSSION .................................................................................................... 40 4.1. The back-projection dose algorithm at the isocenter ....................................... 40
4.2. Isocenter back-projection algorithm validation ............................................... 42
CONCLUSION ......................................................................................................... 42
REFERENCES ......................................................................................................... 43
ARTIGO Nº 2 ............................................................................................................... 45
IN VIVO DOSIMETRY FOR PROSTATE RADIOTHERAPY TREATMENTS
USING EPID BACK-PROJECTED DOSE ............................................................... 45
1. INTRODUCTION ............................................................................................ 47
2. MATERIALS AND METHODS ..................................................................... 48 2.1. Linear accelerator and EPID............................................................................ 48
2.2. The back-projection dose algorithm at isocenter ............................................. 48
2.2.1. Anatomical information for input algorithm parameters ................... 50
2.3. Patient selection and treatment planning ......................................................... 50
2.3.1. Treatment section workflow ................................................................... 51
3. RESULTS AND DISCUSSION ....................................................................... 51
viii
Case 1: Patient 1 – Single fraction low dose measured. ..................................... 54
Case 2: Patient 11 – Systematic underdosage and high average dose deviation
from prescription – Anatomy misinformation. .................................................... 54
Cases 3 and 4: Patients 4 and 10 – Systematic underdosage and high average
dose deviation from prescription – problems on machine performance. ........... 55
CONCLUSIONS ....................................................................................................... 57
REFERENCES ......................................................................................................... 58
CONCLUSÃO ............................................................................................................... 60
REFERÊNCIAS ........................................................................................................... 62
APÊNDICE A – ALGORITMO UTILIZADO EM LINGUAGEM MATLAB
PARA REALIZACÃO DA RETROPROJEÇÃO DA DOSE NO ISOCENTRO. . 68
APÊNDICE B – PARECER CONSUBSTANCIADO DO CEP E TERMO DE
CONSENTIMENTO LIVRE E ESCLARECIDO (TLCE) EMPREGADO NA
PESQUISA. ................................................................................................................... 75
9
1. INTRODUÇÃO
A Radioterapia sempre foi uma área da medicina intimamente relacionada à
tecnologia e ao desenvolvimento de novos equipamentos e acessórios e, ao longo dos
últimos anos, este desenvolvimento foi ainda mais significativo.
O objetivo primeiro da radioterapia, como modalidade terapêutica loco-regional,
é atingir uma boa cobertura tumoral poupando ao máximo os tecidos vizinhos. Os avanços
tecnológicos recentes deram origem às técnicas modernas com o uso de modulação da
intensidade do feixe de tratamento como no caso das técnicas de Radioterapia de
Intensidade Modulada (IMRT) e Radioterapia Volumétrica Modulada em Arco (VMAT).
Além da inserção destas técnicas de tratamento, houve uma crescente preocupação com
a precisão do posicionamento diário do paciente para garantir que dose altamente
conformada seja realmente entregue aos tecidos tumorais, recebendo os tecidos sadios
próximos ao volume alvo a menor dose possível. Esta preocupação incentivou o
desenvolvimento de acessórios práticos e confiáveis para a verificação do posicionamento
dos pacientes, dentre eles, o Dispositivo Eletrônico para Imagens Portais (EPID).
Tendo em vista essas evoluções e com o objetivo de manter-se na vanguarda da
radioterapia no Brasil, o Instituto Nacional de Câncer (INCA) completou a instalação de
um acelerador linear Trilogy (figura 1), um dos modelos mais avançados da fabricante
Varian Medical Systems (Palo Alto, CA, EUA), no final de 2009. Este aparelho pode
realizar técnicas de Radioterapia Guiada por Imagem (IGRT) com tomografia em
quilovoltagem e também técnicas de Gating respiratório. Ademais, ele possui um EPID
modelo aS500-II com matriz de detectores do tipo fotodiodos imersos em uma camada
de silício amorfo, habilitado para medir matrizes de dose acumuladas, interpretadas pelo
programa Portal Dosimetry. Este último é um componente do ambiente ARIA e que
funciona junto às demais abas de trabalho do sistema de planejamento Eclipse, versão
13.6.
O sistema de dosimetria adquirido pelo INCA, utilizando o EPID, é um dos
pioneiros no Brasil e a sua implementação para uso dosimétrico foi tema de uma
dissertação de mestrado recente [1].
Concebido para facilitar a verificação de posicionamento dos pacientes, os EPIDs
foram posteriormente alvo de estudos sobre sua função como dosímetro. Ao longo da
evolução dos modelos, firmou-se cada vez mais esta característica, consequência da
evolução dos parâmetros de estabilidade, precisão e reprodução da sua leitura,
principalmente nos modelos baseados em silício amorfo.
10
Figura 1: Acelerador linear Trilogy com EPID
aS500-II em posição de uso.
A necessidade da criação de um programa de dosimetria in vivo foi indicada e
defendida pela Comissão Internacional de Unidades e Medidas em Radiação [2,3] para a
realização de técnicas avançadas com modulação do feixe e também para as técnicas
conformais. A dosimetria in vivo é o único procedimento de, realmente, se averiguar o
processo de entrega da dose diretamente ao paciente. Diferentes tipos de sistemas
dosimétricos foram empregados para este fim [4], seja para medidas em fantomas quanto
em pacientes. Entre eles é possível citar os dosímetros termoluminescentes (TLD), os
dosímetros de luminescência por estimulação óptica (OSL), as câmaras de ionização, os
diodos e os filmes radiocrômicos.
O objetivo desta tese é implantar uma metodologia simples de retroprojeção de
dose no isocentro, pela realização de medidas dosimétricas in vivo da dose transmitida
pelo paciente e coletada no EPID (figura 2). Dividiu-se o objetivo principal em duas
etapas, cada uma fornecendo conteúdo para um artigo original. O primeiro artigo descreve
o algoritmo computacional criado (apresentado na íntegra no Apêndice A) para
retroprojeção da dose e sua validação através de medidas em objeto simulador. O segundo
artigo, teve como objetivo analisar as medidas in vivo realizadas em 12 pacientes com
câncer de próstata tratados entre 2016 e 2017 no INCA, assim como avaliar o
procedimento quanto à sua eficiência na detecção de erros na entrega da dose.
11
Figura 2: Ilustração esquemática da metodologia de retroprojeção da dose
transmitida. A fluência incidente (seta vermelha) interage com o objeto
simulador ou paciente, é transmitida (seta verde) e coletada no EPID. A
dose medida é computacionalmente corrigida e retroprojetada para o
isocentro de tratamento (seta amarela).
12
2. FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA
2.1. Alta tecnologia em radioterapia
As técnicas e modalidades de tratamento em radioterapia evoluíram enormemente
nos últimos 50 anos. Cada vez mais, tratamentos são personalizados e ajustados às
necessidades individuais dos pacientes. A utilização de prescrições, tamanhos de campo
e blocos de proteção de dimensões fixas estão cada vez mais no passado. E grande parte
desta evolução se iniciou com a disseminação da simulação tridimensional (3D), com
emprego de uma tomografia computadorizada (TC) no planejamento.
A inserção da TC de simulação na radioterapia permitiu aos radio-oncologistas
delimitar de forma mais precisa a região alvo de tratamento ao mesmo tempo em que
propiciou, verdadeiramente, a avaliação das doses entregues em órgãos sadios adjacentes.
Foi possível, então, correlacionar de forma estatística as probabilidades de complicações
do tratamento em função da dose recebida pelos órgãos de risco e, também, criar uma
ferramenta crucial para a análise quantitativa dos planejamentos que é o histograma dose-
volume (DVH).
A evolução iniciada pela inserção da simulação 3D veio acompanhada do
crescimento vertiginoso das aplicações de informática. Sendo assim, uma era de alta
complexidade computacional e refinamento dos algoritmos de cálculo teve início,
concomitantemente com uma maior preocupação com a segurança e o gerenciamento de
todo o fluxo de tratamento em radioterapia.
Para acompanhar este panorama de evolução, a ICRU publicou dois protocolos,
números 62 e 83 [2,3], como guias de prescrição e registro das doses entregues aos
pacientes submetidos à radioterapia. Definindo, assim, uma padronização para o
delineamento de volumes alvos e órgãos de risco.
Dentro do cenário de atualização dos sistemas de planejamento computacionais e
evolução dos algoritmos de cálculo de dose, deu-se abertura à modernização das técnicas
de entrega de dose. Por volta da década de 90 surgiram os primeiros trabalhos
empregando tratamentos com intensidade modulada do feixe de radiação (IMRT). No
início dos anos 2000, foram propostas técnicas com novos graus de liberdade e modulação
aos tratamentos de radioterapia, como por exemplo as técnicas de intensidade modulada
em arco (IMAT) [5] e intensidade volumétrica modulada (VMAT).
Ao mesmo tempo em que as técnicas de tratamento evoluíram, cresceu a
preocupação com a garantia da reprodução dos tratamentos diários e com a segurança do
13
paciente. Abriu-se espaço para o avanço das técnicas de posicionamento e verificação
baseadas em imagem ou radioterapia guiada por imagem (IGRT). Estas técnicas
empregam dispositivos de aquisição de imagem integrados aos aceleradores lineares para
realizar uma aquisição prévia ou durante o tratamento. Dentre as modalidades de imagem
mais utilizadas estão a radiografia digital, via raios-X de energia na faixa de quilovolts
(kV) ou com a energia de tratamento de megavolts (MV), e a reconstrução de uma
tomografia computadorizada por feixe cônico (CBCT). Os sistemas de detecção de
imagem mais empregadas na atualidade utilizam detectores matriciais com base em
silício amorfo (aSi) e os dispositivos mais conhecidos para obtenção de imagens MV de
posicionamento são os EPIDs.
2.1.1. Técnicas de modulação da intensidade do feixe – IMRT e VMAT
A radioterapia com intensidade modulada é uma das técnicas de tratamento mais
empregadas pelos serviços de ponta em radioterapia e possui diversas vantagens quando
comparada aos tratamentos conformados. Duas de suas características principais são: a
alta conformação da distribuição de dose e a existência de altos gradientes de dose em
distâncias bem pequenas.
Desde o seu surgimento, foram várias as abordagens desenvolvidas pelos
diferentes fabricantes para atingir a modulação ideal dos feixes de tratamento. E,
juntamente com as diferentes abordagens, evoluíram os sistemas de planejamento e
algoritmos de cálculo para estimar as doses administradas.
As modalidades de IMRT mais comuns utilizam os colimadores de múltiplas
lâminas (MLC) com movimentação durante a entrega da dose. Estas técnicas de IMRT
com emprego de MLC são divididas em duas categorias, segundo o tipo de movimento
das lâminas: MLC dinâmico, ou Sliding-window e múltiplos segmentos estáticos, ou Step-
and-shoot.
A modalidade mais utilizada para os tratamentos de IMRT no INCA é a Sliding-
window, caracterizada pela movimentação de lâminas com velocidade variável enquanto
o acelerador entrega a dose com taxa aproximadamente constante. Esta técnica é
altamente dependente da constância e estabilidade das lâminas do MLC e requer
procedimentos específicos e complexos de controle da qualidade. Como rotina no setor
de radioterapia do Instituto Nacional de Câncer, emprega-se testes diários de
reprodutibilidade e identificação de erros aleatórios no MLC.
14
No ano de 1995, Yu propôs a aplicação de uma nova técnica de modulação do
feixe de radiação, não mais restrita ao MLC, mas que variava também a taxa de entrega
da dose e inseria movimento dinâmico ao gantry, chamada de IMAT [5], cuja adaptação
para emprego de um arco completo único ficou conhecida como VMAT. No INCA, esta
técnica foi inserida na rotina de tratamentos do acelerador linear Trilogy no ano de 2012
e, na atualidade, já representa quase 80% do volume total de tratamentos deste aparelho.
Ela introduz uma série de vantagens dosimétricas e práticas em relação ao IMRT
tradicional, conforme comprovam estudos em literatura [6-7], além de reduzir
significativamente o tempo de tratamento em comparação com o IMRT.
Ambas as técnicas de modulação do feixe requerem um verificação pré-
tratamento, que é um assunto frequente na literatura e também preconizada por protocolos
internacionais [3]. Diferentes são as formas de realizar tal procedimento, sendo as mais
comuns realizadas com o emprego de matrizes de detectores de radiação, filmes
dosimétricos e EPIDs. Esta verificação tem o intuito de avaliar se o acelerador linear e
seu MLC têm a capacidade de reproduzir, dentro de uma margem de tolerância, os
resultados calculados nos sistemas de planejamento e, ao mesmo tempo, detectar
possíveis erros no tratamento antes da realização do mesmo.
A verificação pré-tratamento empregada por grande parte dos serviços de
radioterapia é a análise comparativa de matrizes de dose planar, planejadas versus
irradiadas, seja campo a campo ou com doses totais, e várias são as metodologias para
quantificar as diferenças entre estas distribuições de dose, sendo o Índice Gama, proposto
por Low e colaboradores [8], a mais difundida.
2.1.2. A tendência ao hipofracionamento e escalonamento das doses
A evolução das técnicas de tratamento e modalidades de imagem para verificação
de posicionamento dos pacientes fez com que as pesquisas em radioterapia revisitassem
conceitos antes dados como ultrapassados, como, por exemplo, o hipofracionamento
extremo.
Os tipos de fracionamento mais comuns em radioterapia são classificados da
seguinte forma:
a) Fracionamento convencional - doses diárias entre 1,8 e 2,0 Gy em dias
consecutivos;
b) Hipofracionamento moderado - doses diárias entre 2,5 e 3,0 Gy em dias
consecutivos;
15
c) Hipofracionamento extremo - doses diárias de 6 a 18 Gy em dias
alternados;
d) Dose única - doses de 15 a 24 Gy em aplicação única.
A fundamentação teórica para os fracionamentos em radioterapia vem da
radiobiologia. Segundo o modelo linear-quadrático e curvas de sobrevida celular versus
dose de tratamento, os tecidos tumorais são mais sensíveis à radiação do que os tecidos
sadios até um limiar de dose (figura 3). Este modelo assume que existem dois
componentes atuantes na morte celular após exposição à radiação, um proporcional à dose
absorvida (descrito pela constante ) e outro proporcional ao quadrado da dose absorvida
(descrito pela constante ). Para cada tipo de tecido há uma dose para qual estas duas
componentes de atuação na morte celular se igualam, e esta dose é conhecida como razão
/. Observando as curvas de sobrevida celular conclui-se que, tumores apresentam
resposta precoce à radiação, traduzida em uma razão / grande, da ordem de 10, já os
tecidos sadios têm resposta lenta, traduzida em razão / aproximada de 3 [9]. Desta
forma, o tipo de fracionamento mais aplicado historicamente em radioterapia foi o
fracionamento convencional. Porém, novas pesquisas indicam que alguns tipos de
tumores, principalmente de próstata e mama, apresentam uma razão / aproximada de
1,5 [10] e 5,0 [11], respectivamente, o que os torna menos sensíveis ao fracionamento
convencional e alvos atrativos para hipofracionamentos moderados ou extremos.
Figura 3: Curvas de probabilidade de controle tumoral e dano ao tecido
normal, bases para os fracionamentos de dose em radioterapia.
Historicamente, o tratamento hipofracionado foi testado para diversos sítios,
porém com resultados insatisfatórios devido ao alto índice de complicações decorrentes
Dose de radiação (Gy)
Pro
bab
ilid
ade
de
con
tro
le (
%)
Controle Tumoral
Dano ao
tecido normal
16
das altas doses em tecidos sadios. Isto aconteceu, basicamente, pela ausência de
metodologias eficientes de concentração e conformação de dose aos órgãos de risco,
numa época em que a técnica 3D conformacional era a tecnologia de vanguarda. A
capacidade de realmente alcançar níveis eficientes de conformação somente foi atingida
com as técnicas de IMRT e VMAT.
Neste cenário, a técnica de radioterapia estereotáxica corpórea (SBRT) surgiu
como uma extrapolação do conceito de radiocirurgia estereotáxica (SRS), utilizada desde
1950 para tratamentos de tumores e metástases cerebrais, porém contemplando o
tratamento de outros sítios pelo corpo, e.g. tumores de pulmão e coluna. A SBRT combina
alta conformação de doses das técnicas moduladas com precisão de posicionamento via
IGRT e hipofracionamento extremo para atingir resultados terapêuticos superiores em
cursos de tratamentos acelerados. Está comprovada na literatura para tratamentos de
neoplasias de pulmão em estágio inicial [12-13] e também para metástases de pulmão
[14-15] e coluna vertebral [16-17]. Atualmente alguns trabalhos para aplicação de SBRT
para tumores de próstata estão em andamento [18-19] com uso de doses diárias variando
de 6,1 Gy em 7 frações alternadas a 7,25 Gy em 5 frações.
Já o hipofracionamento moderado apresenta-se como prática consolidada para os
tratamentos de tumores de próstata e mama em diversos serviços de radioterapia pelo
mundo. Há três grandes protocolos de estudo comparativo de não inferioridade para estes
tratamentos de próstata: CHHiP (fracionamento de 60 Gy em 20 frações) [20], RTOG
0415 (fracionamento de 70 Gy em 28 frações) [21] e PROFIT (fracionamento de 60 Gy
em 20 frações) [22], sendo que o grupo de trabalho do protocolo CHHiP divulgou
recentemente um relatório de seguimento de cinco anos dos pacientes com resultados
animadores [23]. Para os tratamentos de mama, o protocolo mais difundido é o RTOG
1005 [24], que propôs o fracionamento de 40 Gy em 15 frações para tratamento de mama
isolada, com possibilidade de reforço integrado de 48 Gy com 3,2 Gy/dia.
Esta tendência atual de uso de hipofracionamento moderado e, principalmente,
hipofracionamento extremo reforça ainda mais a necessidade de um bom programa de
controle da qualidade nos serviços de radioterapia. Uma vez que, para fracionamentos
curtos, um erro de entrega da dose em uma só fração pode culminar em um efeito adverso
grave ou fatal, ou mesmo gerar uma perda terapêutica difícil de ser compensada nas
demais frações de tratamento. Sendo assim, estas modalidades de tratamento curtas se
tornam alvo prioritário e demandam implantação de um programa de dosimetria in vivo
institucional.
17
2.2. Dosimetria in vivo em radioterapia
A dosimetria in vivo envolve a leitura direta da dose de radiação aplicada ao
paciente durante a radioterapia. O seu objetivo é garantir que o tratamento transcorreu de
acordo com planejamento prévio, respeitando a prescrição médica. Segundo a Agência
Internacional de Energia Atômica (IAEA) [25], o objetivo primário da dosimetria in vivo
é o controle da qualidade de todo o processo da radioterapia, sendo assim, uma parte
importante do manejo da qualidade do serviço de radioterapia. Este relatório da IAEA
descreve bem a capacidade de um bom programa de dosimetria in vivo:
“Dosimetria in vivo é usada para uma verificação completa da cadeia de preparação e
entrega do tratamento. Desta forma, ela mede a dose de radiação para o paciente, que
pode ser afetada por várias variáveis ao longo de todo processo da radioterapia. Os
resultados globais das medidas de doses dos pacientes fornecem a informação necessária
para obter a precisão e exatidão do planejamento e entrega da dose para um sítio
específico de tratamento, ou para determinada máquina de radioterapia. Dosimetria in
vivo é também uma ferramenta para a detecção de erros sistemáticos e de prevenção de
exposições indesejadas aos pacientes submetidos à radioterapia...” [25]
Ainda que um método extremamente eficiente na detecção de erros, a dosimetria
in vivo não impede a exposição acidental de uma determinada fração de tratamento, dado
que as medidas são provenientes de um tratamento já realizado.
Outra característica importante da dosimetria in vivo é a possibilidade de fazer um
registro real das doses recebidas pelos pacientes em radioterapia, mesmo que não sejam
identificadas variações importantes ou desvios significativos em relação à dose prescrita.
A metodologia mais bem estabelecida na literatura para a sua realização é a
medida da dose de entrada na pele dos pacientes empregando dosímetros de estado sólido,
principalmente diodos. Nesta metodologia uma série de correções deve ser aplicada para
obtenção da dose estimada dentro do volume alvo do paciente. Apresenta-se como um
método eficaz para a identificação de erros provenientes da calibração do feixe, uso
incorreto de acessórios, movimentação inesperadas das lâminas do MLC e diferenças de
distância no posicionamento do paciente. Já a dosimetria in vivo por transmissão, ou de
saída, é um método que detecta todos os tipos de erros indicados acima e, adicionalmente,
fornece informação sobre alterações na anatomia do paciente, como perda ou ganho de
peso. Porém, ambas as metodologias estão limitadas a verificações pontuais. Neste
campo, a evolução dos sistemas de detecção de imagem tipo EPID vem se popularizando
como ferramenta para realização de medidas in vivo. Uma vez que, além de possuir alta
resolução espacial, representa uma matriz de pontos avaliados, permitindo, assim,
18
avaliações mais complexas planares ou mesmo reconstruções tridimensionais. Além
disso, talvez a característica mais interessante do emprego dos EPIDs para dosimetria in
vivo seja a praticidade, já que este se encontra agregado ao aparelho de tratamento, possui
manipulação automatizada na maioria dos casos e, finalmente, pode ser usado sem
contato ou preparo específico do paciente.
A falta de praticidade pode ser uma das justificativas para explicar porque, apesar
de recomendada por órgãos de referência, a dosimetria in vivo ainda se encontra pouco
difundida e implantada em rotina clínica nos serviços de radioterapia pelo mundo. Mesmo
considerando a existência de vários sistemas comerciais de dosimetria in vivo, as
metodologias empregando diodos ou detectores de leitura indireta, como os TLD e OSL,
ainda são pouco utilizadas fora do ambiente de pesquisa. Desta forma, e como medida de
incentivo, a IAEA [25], a Associação Europeia para Radioterapia e Oncologia (ESTRO)
[26] e a Associação Americana de Físicos em Medicina (AAPM) [27] publicaram
relatórios e guias de implantação clínica de dosimetria in vivo em radioterapia. Fruto
destes documentos, em conjunto com a literatura pertinente, abaixo são descritas
suscintamente as características e experiências em dosimetria in vivo utilizando alguns
sistemas comerciais.
2.2.1. TLDs.
Os dosímetros termoluminescentes ou TLDs são dosímetros que se baseiam no
princípio físico de que os elétrons produzidos pela interação de fótons com o meio, desde
que providos com energia suficiente, podem interagir e ficar armadilhados em materiais
que apresentam estados metaestáveis.
Depois de irradiados, os TLDs devem ser estimulados termicamente para
produção de fótons ópticos. Estes fótons são coletados por um aparato de detecção, que
quantifica esta emissão, permitindo, assim, uma associação com a dose absorvida pelo
detector. Uma característica importante a ser considerada no uso dos TLDs está no fato
de que o registro da dose se perde depois de realizada a leitura. Por outro lado,
empregando um tratamento térmico e calibrações adequadas o dosímetro TL pode ser
utilizado inúmeras vezes.
Os dosímetros TL podem ser encontrados em diversas formas físicas e químicas,
sendo a composição mais comum para uso em radioterapia o fluoreto de lítio dopado com
magnésio e titânio (LiF:Mg,Ti), normalmente fornecido em pó ou em pastilhas (figura 4
e 5).
19
Figura 4: Pastilhas de LiF (TLD).
Figura 5: LiF (TLD) em pó.
A resposta TL, de modo geral, apresenta ótima linearidade com a dose e pequena
dependência energética [28]. Além disso, uma boa calibração em dose, usualmente
referenciada a uma medida com câmara de ionização, associada a um bom aparato óptico
de leitura, permite se alcançar resultados com precisão e exatidão na faixa de 1 a 2% [29].
Nos últimos 40 anos, os TLDs têm sido empregados como metodologia
consolidada para verificações in vivo em radioterapia [30-32].
2.2.2. Diodos
A maioria dos diodos semicondutores é feita de silício dopado. Dependendo do
tipo de material da dopagem, este pode ser um diodo tipo “n” ou “p”. De toda forma, faz-
se necessária a criação de uma junção tipo p-n para configurar suas características
dosimétricas. Desta forma, durante uma irradiação do detector, são criados pares elétron-
20
lacuna, que se movem sob a ação do campo elétrico na região de depleção do diodo. A
corrente elétrica gerada pela movimentação destas cargas elétricas pode ser coletada e
correlacionada com a dose absorvida via uma curva de calibração.
Os diodos são detectores sensíveis e, por conta disto, estes dispositivos são
comercializados na forma encapsulada, que, além de proteger o detector, ainda fornece
capa de build-up que facilita obtenção de condição de equilíbrio eletrônico de partículas
(figura 6). A resistência interna e sensibilidade dos diodos apresenta variação com a
temperatura, sendo assim é recomendada a quantificação deste efeito durante a calibração
do dispositivo ou a utilização de materiais isolantes junto ao detector, de modo a evitar
variações bruscas de temperatura, como, por exemplo, ao contato com a pele dos
pacientes.
Figura 6: Exemplos de diodos semicondutores
com capa de build-up.
Em geral, os diodos semicondutores são ótimas escolhas para a dosimetria in vivo
em radioterapia devido a sua alta sensibilidade, boa resolução espacial proferida graças
ao pequeno volume de detecção, resposta instantânea e robustez. Há uma série de
publicações sobre emprego destes dosímetros [32-36] e protocolos com orientações sobre
calibração e utilização dos diodos em dosimetria in vivo [27].
Marion Essers e Bem Mijnheer realizaram uma revisão crítica da literatura sobre
dosimetria in vivo em 1999 [29], na qual apresentaram uma tabela com resultados de
diversos estudos (tabela 1). Os resultados incluem doses projetadas em um ponto dentro
do paciente e também doses superficiais, empregando tanto TLDs quanto diodos.
Observou-se que a dosimetria in vivo foi capaz de identificar desvios de dose acima de
5% em relação à prescrição em aproximadamente 4% dos tratamentos, média
21
considerando os estudos, sendo a maioria destes desvios de origem estatística. Os autores
concluem que é razoável estimar que o percentual de pacientes de radioterapia que
recebem tratamentos com desvios de dose em relação à prescrição superiores à 5% é da
ordem de 0,5 a 1,0%. Este valor é conservador e considera o emprego de aceleradores
lineares modernos que possuam sistemas de gravação e verificação (R&V), a existência
de um programa de garantia da qualidade efetivo e técnicas de tratamento mais
convencionais. Para cenários diferentes, este intervalo de desvios de dose pode chegar a
10% dos pacientes. Além disso, somente metade dos desvios de entrega de dose acima de
5% identificados seria efetivamente detectada utilizando outras modalidades de
verificação que não a dosimetria in vivo.
Tabela 1: Estudos nos quais a rotina de dosimetria in vivo foi realizada ao início dos
tratamentos.*
Referência Nº de
pacientes
Ponto de
medida Erros >5%
Erros
sistemáticos >5%
Lahtine et al. [37]
Noel et al. 1987 [38]
Noel et al. 1995 [39]
Calandrino et al. [40]
Lanson et al. [41]
1991
792
7519
650
378
Entrada (pele)
Interno
Interno
Entrada (pele)
Interno
197 (9,0%)
17 (2.1%)
654 (8.7%)
-
-
57 (2.9%)
7 (0.9%)
49 (0.65%)
3 (0.45%)
3 (0.8%)
* Retirada e traduzida do trabalho de Essers et al. [29], página 251.
2.3. Dispositivos Eletrônicos para Imagens Portais (EPIDs)
A precisão necessária para a boa reprodutibilidade dos tratamentos em
radioterapia quanto ao posicionamento diário dos pacientes foi amplamente abordada por
diversos estudos em décadas passadas e a estratégia da realização de verificações através
de imagens portais difundida pelo mundo [42-43].
Primariamente, estas imagens eram obtidas com a utilização de filmes
radiológicos ou similares aprimorados para o uso em oncologia. Entretanto, a evolução
tecnológica permitiu a substituição deste método de detecção por outros mais diretos, seja
com o uso de fluoroscopia ou de matrizes de câmaras de ionização líquidas. Já nos anos
1990 surgiram os primeiros EPIDs baseados em câmaras tipo CCD e deu-se início às
pesquisas com semicondutores. Esta evolução culminou nos modelos mais recentes de
matrizes de fotodiodos imersos em silício amorfo (aSi).
22
2.3.1. Características do aS500-II
A nomenclatura aS500-II foi determinada pela Varian para o sistema duplo
constituído pela unidade de detecção de imagem (IDU) modelo 20 e o sistema de
aquisição de imagens de terceira geração (IAS3). Sendo o IAS3 responsável pelas
interfaces entre o acelerador, o IDU e o braço mecânico do Portal, modelo Exact Arm no
Trilogy do INCA. Algumas das características do detector dependentes do sistema de
aquisição de imagens são: número de frames por segundo e saturação do detector.
A unidade de detecção de imagem é composta por três camadas (figura 7), sendo
a mais superficial de 1 mm de cobre, usada para remover fótons de baixas energias e
elétrons produzidos no paciente. A segunda camada é de material cintilador, o oxissulfeto
de gadolínio dopado com térbio (Gd2O2S:Tb), de espessura micrométrica. O material
cintilador converte parte da energia depositada no mesmo em luz visível e esta é coletada
pelos fotodiodos da terceira camada. Estes fotodiodos são compostos de silício amorfo e
estão depositados sobre um transistor de filme fino (TFT) em uma matriz de 512 x 384
elementos em uma área de 40 x 30 cm². O sinal eletrônico obtido em cada elemento é lido
separadamente e o processamento de todos os sinais em conjunto dá origem à imagem
bruta do EPID [44].
Figura 7: Camadas internas do IDU.
A espessura água equivalente do IDU é de aproximadamente 1 cm. A resolução
espacial obtida nas imagens com este modelo de EPID é de 0,784 mm e o sistema de
aquisição de imagens permite a medida de trinta frames por segundo.
Vários foram os estudos publicados sobre a caracterização dos EPIDs baseados
em silício amorfo dos mais diversos fabricantes dentre eles um trabalho de Van Esch e
colaboradores [45] sobre o EPID modelo aS500 com sistema de aquisição IAS2. Os
autores mostraram que a saturação do detector é um fator altamente relevante para
23
medidas com o EPID próximo ao isocentro do aparelho. Este efeito torna-se mais
importante com o aumento da taxa de dose, podendo gerar erros de até 25%. Esta
saturação foi bastante reduzida, segundo o fabricante, com a adoção do sistema de
aquisição de imagens IAS3, tornando-se perceptível somente para taxas de dose
superiores a 1000 cGy/min. A análise da linearidade do detector em função da dose
mostrou um desvio menor do que 2%, quando comparada àquela obtida com câmara de
ionização para um número de unidades monitoras acima de trinta. Para valores menores
de unidades monitoras, o desvio pode chegar a 6%. As medidas de dependência da leitura
do EPID com a taxa de dose foram feitas variando a posição do portal e apresentaram
uma concordância superior a 98% com a adoção da câmara de ionização como dosímetro
de referência. A concordância mostrou-se superior a 99% quando os resultados foram
comparados àqueles obtidos teoricamente com o emprego da lei do inverso do quadrado
da distância.
A durabilidade e a resistência dos detectores tipo aSi foram investigadas por
Antonuk e colaboradores [46]. Estes autores reportaram uma variação de apenas 1,3% na
leitura de referência do portal após uma irradiação de 104 Gy.
A dependência espectral do detector aSi foi analisada por Kirkby e colaboradores
[47] e foi constatada alta sensibilidade para baixas energias, 6 MeV ou menos,
justificando assim a inserção de placas metálicas antes do cintilador.
A caracterização das propriedades dos modelos de EPID baseados em silício
amorfo e seu melhor conhecimento pela comunidade científica ajudaram a impulsionar a
sua aplicação como dispositivo único para verificações pré-tratamento de tratamentos
dinâmicos. O seu desempenho comparado ao filme dosimétrico para avaliações relativas
foi abordado por alguns autores [44,48]. Concomitantemente, uma metodologia
diferenciada foi desenvolvida e implementada comercialmente pela Varian para cálculo
de doses previstas para o EPID dentro do sistema de planejamento a partir do trabalho de
Van Esch e colaboradores [45].
2.3.2. Emprego clínico dos EPIDs
Em adição ao uso rotineiro do EPID para realização de imagens portais, novas
aplicações têm sido propostas ao longo dos últimos anos para explorar sua potencialidade
como dosímetro ou mesmo sua alta resolução espacial como um substituto prático para
verificações mecânicas antes realizadas com filmes.
24
Os modelos mais recentes de EPID possuem características de estabilidade e
repetitividade mais acuradas para o uso dosimétrico, principalmente os modelos baseados
em silício amorfo. Sendo assim, seu uso para verificação de parâmetros de estabilidade
do feixe, como simetria, planura e rendimento relativo também foi alvo de estudo [49].
Budgell e colaboradores [50] abordaram a capacidade de medida do EPID para baixas
doses, comparando seus resultados com aqueles obtidos com uma câmara de ionização
para campos relacionados a poucas unidades monitoras, usualmente empregados na
modalidade de tratamento de IMRT por múltiplos segmentos.
Uma consequência natural do emprego dosimétrico dos EPIDs foi seu uso para
verificação pré-tratamento, originalmente em planejamentos conformais e,
posteriormente, em planejamentos modulados. São frequentes as publicações envolvendo
EPID para o controle da qualidade dos tratamentos de IMRT [44,51].
Recentemente, como uma evolução dos trabalhos mais antigos de verificação de
dose planar, vários estudos foram conduzidos na direção de utilizar o EPID na verificação
pré-tratamento de modalidades de tratamento volumétricas e moduladas (VMAT) [52-
53], através de comparações de doses previstas e irradiadas de maneira acumulativa.
Além desta última, outras vertentes em franca ascensão do emprego dos portais
são a dosimetria in vivo dos tratamentos e a estimativa de dose volumétrica a partir das
imagens obtidas pelo EPID.
2.3.3. Dosimetria in vivo utilizando EPID
Van Elmt e colaboradores [54] discutiram as mais diversas formas e abordagens
de dosimetria portal disponíveis na literatura, classificando-as de acordo com a posição
do detector, presença de objeto simulador ou paciente no caminho do feixe e localização
do cálculo da dose, seja no nível do próprio detector ou reconstruída para o nível do
paciente. As abordagens consideradas mais efetivas para identificação de erros na entrega
da dose são as que calculam a dose ao nível do paciente utilizando medidas de dose
transmitida, conhecidas como dosimetria in vivo por retroprojeção.
François e colaboradores [55] descreveram e implantaram uma metodologia de
dosimetria in vivo pontual correlacionando o sinal medido com um EPID da Varian
Medical Systems com a dose em água para um objeto simulador em diferentes condições.
Metodologia similar foi implantada por pesquisadores italianos liderados por Angelo
Piermattei, que corrigiram os efeitos de espalhamento da radiação interno no paciente
através do uso da razão tecido-máximo (TMR) [56-58]. Uytven e colaboradores [59]
25
empregaram uma metodologia diferente, utilizando a medida de dose no EPID,
manipulada computacionalmente, para obter a fluência de energia incidente e, de posse
desta, calcular a dose depositada no paciente utilizando um algoritmo do tipo cone-
colapsado, baseado no trabalho de Anders Ahnesjo [60].
Os pioneiros na utilização de dosimetria in vivo com EPID foram os pesquisadores
do The Netherlands Cancer Institute - Antoni van Leeuwenhoek Hospital, que
desenvolveram um algoritmo complexo e em tempo real para reconstrução de dose 3D,
para as mais diversas técnicas de tratamento, incluindo IMRT e VMAT, já implantado
clinicamente e cujos resultados cumulados de seis anos foram publicados em 2010 [61].
Certos autores [62-63] propõem, inclusive, a metodologia de dosimetria in vivo
bidimensional ou por reconstrução tridimensional como substituta da metodologia
tradicional de verificação pré-tratamento de feixes modulados utilizando doses planares.
Apesar de bem estudados e estabelecidos em alguns centros, a dosimetria in vivo
com EPID ainda é subutilizada, já que a maioria das soluções desenvolvidas envolvem
algoritmos e softwares “caseiros”, criados e estabelecidos para uso local. Seu potencial é
enorme, por ser uma metodologia que apresenta resultados confiáveis e cuja praticidade
de realização é muito superior aos métodos que empregam detectores de leitura indireta
ou afixados na pele dos pacientes. Além disso, favorece a análise da entrega de dose de
forma mais completa, podendo inclusive ser tridimensional e com significância clínica,
através da construção de histogramas dose-volume reais dos tratamentos diários.
26
3. ESTRUTURA DA TESE
Esta tese foi estruturada de forma a apresentar a metodologia, resultados e
discussão do trabalho efetuado no formato em que foi apresentado à comunidade
científica, através da submissão de dois artigos científicos originais sequenciais.
O primeiro artigo, denominado “A simple method to back-project isocenter dose
of radiotherapy treatments using EPID transit dosimetry”, objetivou descrever e detalhar
o método de retroprojeção de dose desenvolvido bem como apresentar os resultados da
validação deste método através de medidas em um objeto simulador e auxílio de uma
câmera de ionização de pequeno volume. Foi submetido à Brazilian Journal of Radiation
Sciences em 03 de setembro de 2017 e aceito para publicação em 16 de outubro de 2017,
portanto, o texto inserido na tese corresponde integralmente ao texto publicado.
O segundo artigo, denominado “In vivo dosimetry for prostate radiotherapy
treatments using EPID back-projected dose” objetivou descrever a metodologia
empregada na realização das medidas realizadas in vivo em pacientes do INCA entre 2016
e 2017, bem como discutir e analisar criticamente os resultados encontrados. Foi
submetido à Physica Medica como artigo original em 12 de janeiro de 2018.
A segunda parte da tese envolveu diretamente medidas in vivo com pacientes em
tratamento de neoplasia de próstata no acelerador linear Varian Trilogy do INCA.
Portanto, previamente a realização destas medidas, o projeto de pesquisa intitulado
“Dosimetria in vivo por retroprojeção utilizando EPID para pacientes com neoplasias de
próstata” foi devidamente submetido ao Comitê de Ética e Pesquisa (CEP) institucional,
através da plataforma online unificada chamada Plataforma Brasil do Ministério da
Saúde. Em 26 de maio de 2016, o CEP emitiu parecer consubstanciado de aprovação para
o projeto de pesquisa sob o número 1.556.593 (Apêndice B). Este parecer condicionou a
realização da pesquisa à apresentação de Termo de Consentimento Livre e Esclarecido
(TCLE) aprovado aos pacientes alvos da pesquisa. O modelo de TCLE utilizado objetivou
descrever os riscos e benefícios da pesquisa para o paciente e esclarecer ao mesmo todos
os pontos do procedimento ao qual ele seria submetido. A título de registro, o modelo de
TCLE aprovado e apresentado aos pacientes foi anexado a esta tese no Apêndice B.
27
ARTIGO Nº 1
A SIMPLE METHOD TO BACK-PROJECT ISOCENTER DOSE OF
RADIOTHERAPY TREATMENTS USING EPID TRANSIT DOSIMETRY
Braz J Rad Sci. 2017, 5(3), pp. 1-18. doi: 10.15392/bjrs.v5i3.319
Silveira, Thiago Bernardino1,2, Cerbaro, Bianca de Quadros2, da Rosa, Luiz Antônio
Ribeiro2.
1Instituto Nacional de Câncer, Seção de Física Médica, Praça da Cruz Vermelha 23,
Centro, 23230-130, Rio de Janeiro, Brasil. 2Instituto de Radioproteção e Dosimetria, CNEN, Av. Salvador Allende, Barra da
Tijuca, 22783-127, Rio de Janeiro, Brasil.
Submetido em 03 de Setembro de 2017, revisado em 14 de Outubro de 2017, aceito para
publicação em 16 de Outubro de 2017.
28
A SIMPLE METHOD TO BACK-PROJECT ISOCENTER DOSE OF RADIOTHERAPY
TREATMENTS USING EPID TRANSIT DOSIMETRY
ABSTRACT
The aim of this work was to implement a simple algorithm to evaluate isocenter dose in
a phantom using the back-projected transmitted dose acquired using an Electronic Portal
Imaging Device (EPID) available in a Varian Trilogy accelerator with two nominal 6
and 10 MV photon beams. This algorithm was developed in MATLAB language, to
calibrate EPID measured dose in absolute dose, using a deconvolution process, and to
incorporate all scattering and attenuation contributions due to photon interactions with
phantom. Modeling process was simplified by using empirical curve adjustments to
describe the contribution of scattering and attenuation effects. The implemented
algorithm and method were validated employing 19 patient treatment plans with 104
clinical irradiation fields projected on the phantom used. Results for EPID absolute dose
calibration by deconvolution have showed percent deviations lower than 1%. Final
method validation presented average percent deviations between isocenter doses
calculated by back-projection and isocenter doses determined with ionization chamber
of 1,86% (SD of 1,00%) and -0,94% (SD of 0,61%) for 6 and 10 MV, respectively.
Normalized field by field analysis showed deviations smaller than 2% for 89% of all
data for 6 MV beams and 94% for 10 MV beams. It was concluded that the proposed
algorithm possesses sufficient accuracy to be used for in vivo dosimetry, being sensitive
to detect dose delivery errors bigger than 3-4% for conformal and intensity modulated
radiation therapy techniques.
Keywords: EPID, portal dosimetry, transit dosimetry, radiotherapy.
29
1. INTRODUCTION
Over the years, radiotherapy has established itself as a leading modality for the
treatment of malignant tumors, through the insertion of modulated techniques of IMRT
(Intensity Modulated Radiation Therapy) and VMAT (Volumetric Modulated Radiation
Therapy), as well as improvement in patient positioning accuracy using image-guided
radiotherapy (IGRT).
These technological advances were followed up by major concerns on quality
assurance (QA) procedures and equipment performance tests [1]. Additionally, achieving
precision and reproducibility of treatments is one of the primary objectives of a
comprehensive quality assurance program in radiotherapy [2]. Among all methods of
error detection and dose delivery deviations measurements, in vivo dosimetry relies
among the most efficient. It is preconized when a radiotherapy department adds a new
technology or treatment modality, to verify complex dose delivery or even in daily routine
to identify gross errors that might occur [3].
The advent of Electronic Portal Imaging Devices (EPID) facilitated the acquisition
of digital images of patient positioning and gave rise to a series of studies on its dosimetric
properties, principally considering modern devices using amorphous silicon detectors
[4,5]. Presently the use of EPIDs is widespread for modulated techniques pre-treatment
verifications and some studies already demonstrated its application in both in vivo and
phantom transit dosimetry [6,7]. Mans et al. [8] highlighted the importance of this
modality on clinical routine after detecting only 17 errors, of which more than a half of
them would not be observed using other QA methods, among 4337 patients during an
EPID in vivo evaluation study.
Among all modalities described for in vivo dosimetry, the most efficient on
catching errors of different kinds, such as positioning, prescription, anatomic variation
and dose delivery deviation, were those that use transit dose measurements [9]. Dahlgren
et al. [10] and Spezi et al. [11] have created methods to predict dose transmitted by the
patient and collected at EPID level using refined algorithms of dose calculation, as Monte
Carlo or Superposition Convolution. Piermattei et al. [12] and Putha et al. [13] have
studied methods of in vivo punctual isocenter dose reconstruction. The former used
anatomic information provided by treatment planning computed tomography on the
algorithm of back projection of isocenter dose. The latter adjusted EPID measurements
using a Farmer ionization chamber (0,6 cm3) affixed on top of EPID cover. Recently,
Mijnheer et al. [14] and Celi et al. [15] have published results of their clinical experience
30
using advanced tridimensional reconstruction and back projected transit dose
measurements.
It is observed that the major challenges for an adequate, efficient and reliable
methodology for the application of in vivo dosimetry with EPID are: the creation of
methods that use the patient's online anatomical information (i.e. IGRT with cone-beam
computed tomography - CBCT), the use of transmitted dose images as the primary and
exclusive source for calculating the back-projected doses (without reference to the
auxiliary detectors) and the use of computational methodologies and simple algorithms
for greater agility in the analysis process and response.
Therefore, the aim of this paper was to develop and establish a simple algorithm
to back project transmitted doses for isocenter treatment using static gantry techniques,
as conformal radiotherapy (3DCRT) and IMRT. The proposed algorithm was based on
empirical measurements in solid water associated to a deconvolution process of EPID
images and back projection of delivered doses to obtain isocenter absorbed doses.
2. MATERIALS AND METHODS
2.1. Linear accelerator and EPID
The linear accelerator used to carry out all characterization measurements and to
validate the proposed algorithm was a Trilogy (Varian Medical Systems, Palo Alto, CA),
with two photon beams available, namely 6 and 10 MV. It is equipped with an amorphous
silicon EPID model aS500-II and On-board Imager (OBI). The aS500-II is composed of
an image detection unit model IDU 20, a third-generation image acquisition system
(IAS3) and a mechanical arm attached to the accelerator. EPID useful detection area at
isocenter level is 40x30 cm2 and its images are generated with a resolution of 512x384
pixels.
The EPID works with a range of image acquisition modes, the one used for portal
dosimetry is named integrated image. When this acquisition mode is selected, the EPID
captures a group of frames, at a rate of approximately 9.5 frames/second, during all beam-
on time for a field. After beam stops, all frames are processed to compose a unique digital
image, already converted to dose by an arbitrary unit named Calibration Unit. More
details on this dosimetric calibration and detector characteristics were provided elsewhere
[6].
31
2.2. The back-projection dose algorithm at isocenter
The basic operation principle of the proposed algorithm was to mathematically
process dosimetric images (integrated image) acquired with EPID positioned at the exit
of the radiation field after its interaction with a phantom. The algorithm was fully written
in MATLAB language (Math Works Inc., Natick, MA), version R2015a, due to its
efficiency in reading and interpreting data from DICOM images (Digital Imaging and
Communications in Medicine) and performing matrix operations.
The standard EPID positioning for all measurements was at a source detector
distance of 150 cm. In this configuration, the spatial resolution of acquired images was
approximately 0.5 mm projected on the isocenter plane. Several phenomena of beam
interaction were considered during the beam pathway until detection in the EPID:
scattering in the EPID, scattering on air between phantom and EPID and scattering inside
the phantom. These scattering effects together with an absolute dose calibration
referenced to an ionization chamber made the basis of the dose calculation algorithm.
It should be emphasized that the algorithm always considered the physical
thicknesses to calculate attenuation (equivalent water), and none heterogeneities
correction was made.
The steps for characterization and adjustment of the correction factors considered
in the algorithm for two photon energies, 6 and 10 MeV, are described in the following
sections.
2.2.1. EPID scattering correction and absolute calibration
As a first step, the algorithm defines the correction due to the difference in yield
between the measured doses in the central axis of the EPID for different sizes of radiation
field compared to the doses measured using an ionization chamber located at the same
distance from the radiation source. That difference arises from the fact that EPID is not
made of water equivalent material, thus its inner scattering is peculiar.
Measurements with ionization chamber were carried out with a Scanditronix-
Wellhoffer model IC15 chamber, with a sensitive volume of 0.13 cm3, using a 30 mm
diameter acrylic build-up cap to both qualities with the chamber effective point of
measurement placed at 150 cm source detector distance. The same distance was used for
EPID measurements. Square field sizes of 3x3, 4x4, 5x5, 8x8, 10x10, 12x12, 15x15 and
20x20 cm2 were irradiated. The final dose for both dosimetric sets was taken as the
average of three measurements. The ionization chamber was previously calibrated in a
32
60Co source and all data was obtained by following recommendations and correction
factors proposed in the TRS No. 398 code of practice [16].
The doses in the central axis of the EPID were acquired by averaging the values
registered in a 6x6 pixels area, approximately 9 mm2. This approach minimized
misalignment deviations caused by uncertainties in EPID positioning.
The absolute dose conversion of EPID images can be described by equation 1.
𝐷𝑃𝑖𝑗 is the dose in the ij pixel of EPID as a function of the measured dose for each pixel
in Calibration Units (𝑀𝑃𝑖𝑗), after a deconvolution by a Kernel shaped curve (𝐾𝑒𝑟𝑛𝑒𝑙𝐸𝑃𝐼𝐷)
and fit by a correction factor (𝐹𝑐). The Kernel shaped curve used followed the formulation
developed by Wendling and collaborators [7], considering a Gaussian function with radial
symmetry described in equation 2.
𝐷𝑃𝑖𝑗 = 𝑀𝑃𝑖𝑗 ⊗−1 𝐾𝑒𝑟𝑛𝑒𝑙𝐸𝑃𝐼𝐷𝑖𝑗. 𝐹𝐶 (Equation 1)
𝐾𝑒𝑟𝑛𝑒𝑙𝐸𝑃𝐼𝐷𝑖𝑗 = 𝐶1 . {
𝐶2𝑒
−µ𝑟𝑖𝑗
𝑟𝑖𝑗2 𝑓𝑜𝑟 𝑟𝑖𝑗 ≠ 0
1 𝑓𝑜𝑟 𝑟𝑖𝑗 = 0 (Equation 2)
where 𝑟𝑖𝑗 was the distance between the ij pixel and the central axis of the image. The
values for C1, C2, µ and FC were obtained by an iterative process aiming the best fit to
minimize the differences between dose values measured on central axis of EPID and with
the ionization chamber.
2.2.2. Correction of EPID response after phantom interaction
A phantom positioned between the original radiation fluence and the detector
scatters the photons. This interaction contributes to the total amount of transmitted dose
measured on EPID. One can define the primary dose fluence collected in EPID (𝐹𝑙𝑢𝑖𝑗𝑃𝑟𝑖)
after phantom transmission as a function of the total dose measured in EPID (𝐷𝑃𝑖𝑗) and
additional scattering contribution for phantom insert on EPID (𝑆𝑐𝑎𝑖𝑗𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐸𝑃𝐼𝐷) as
described by equation 3.
𝐹𝑙𝑢𝑖𝑗𝑃𝑟𝑖 = 𝐷𝑃𝑖𝑗 − 𝑆𝑐𝑎𝑖𝑗
𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐸𝑃𝐼𝐷 (Equation 3)
33
According to Wendling et al. [7], this radiation scattering contribution is related
to the exposed area and can be described as a function of total transmission (𝑇𝑖𝑗𝑡𝑜𝑡𝑎𝑙)
measured by the portal imaging device, a ratio between the measurements with and
without phantom as attenuation material, by the following equation:
𝑇𝑖𝑗𝑡𝑜𝑡𝑎𝑙 = 𝑇𝑖𝑗
𝑝𝑟𝑖 − 𝑆𝑐𝑎𝑖𝑗
𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐸𝑃𝐼𝐷
𝐷𝑃𝑖𝑗𝑎𝑖𝑟 (Equation 4)
whereupon 𝐷𝑃𝑖𝑗𝑎𝑖𝑟 is the EPID measured dose calculated by equation 2 for a direct
irradiation and 𝑇𝑖𝑗𝑝𝑟𝑖
is the primary transmission of the beam. This primary transmission
represents the dose interacting component transmitted by the phantom and incident on the
EPID. By definition, is also independent of the irradiated area and can be approximated
by the total transmission of an infinitesimal field size [7]. Authors observed that this
scattering contribution is also strongly influenced by dose variations within the irradiated
area.
To consider the impact of additional scattering contribution and its incorporation
in the back-projection algorithm, measurements were carried out in a solid 20 cm edge
cubic water phantom with its geometric center positioned at the isocenter of the
accelerator. Square field sizes of 3x3, 4x4, 5x5, 8x8, 10x10, 12x12, 15x15 and 20x20 cm²
were irradiated. To analyze dose variations inside irradiated area dependence, all
previously mentioned fields were also irradiated using dynamic filters (EDW) with
angulations of 30 and 60 degrees. By fitting a polynomial curve of total transmission
versus irradiated area and projecting the zero area, the values of 𝑇𝑖𝑗𝑝𝑟𝑖
were obtained for
each photon energy. The additional scattering contribution was calculated as a single,
uniform approximate factor for the whole dose matrix as a simplification of equation 4.
A graphic of 𝑆𝑐𝑎𝐶𝐴𝑋𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐸𝑃𝐼𝐷 versus dose pixel intensity values summation (Ʃ𝐷𝑃𝑖𝑗
𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡)
was plotted using these data, in association with the primary and total transmission values.
2.2.3. Primary dose calculation in the phantom
Calculation of primary dose inside the phantom (𝐷𝑖𝑗𝐼𝑠𝑜−𝑃𝑟𝑖) is dependent on the
primary fluence (𝐹𝑙𝑢𝑖𝑗𝑃𝑟𝑖) through the phantom, on the inverse square law to consider the
distance of detection to isocenter and on the length of attenuation material from isocenter
to the surface of beam exit. The source-detector distance to EPID was fixed, 150 cm, and
the isocenter was always located at 100 cm from the beam source. The process of beam
34
interaction, from the point of interest of reconstruction to the exit of the phantom is given
in equation 5, which is a function of the total phantom thickness (Ltotal) and primary
transmission (𝑇𝑝𝑟𝑖).
𝐷𝑖𝑗𝐼𝑠𝑜−𝑃𝑟𝑖 = 2,25 . 𝐹𝑙𝑢𝑖𝑗
𝑃𝑟𝑖 . 1 (𝑇𝑝𝑟𝑖𝐿𝑒𝑥𝑖𝑡 𝐿𝑡𝑜𝑡𝑎𝑙⁄ )⁄ (Equation 5)
2.2.4. Calculation of scattering dose contribution inside phantom
The scattering dose inside phantom was difficult to model due to its dependency
on several factors such as phantom width, irradiation area and intensity. Usually,
treatment planning systems calculate doses using convolution and superposition
algorithms to completely describe that phenomenon. To simplify the proposed algorithm
for back-projection, a procedure was chosen to use empirical reference doses measured
with ionization chambers and curve fitting processes to obtain scattering factors due to
the phantom thickness and due to the radiation intensity, ScaPhant-Thick and ScaPhant-Int,
respectively. This approach differs remarkably from the method proposed by Wendling
and collaborators [9], simplifying the previous methodology. Therefore, the total
scattering inside phantom can be described as:
𝑆𝑐𝑎𝑖𝑗𝐼𝑠𝑜 = 𝑆𝑐𝑎𝑖𝑗
𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝑇ℎ𝑖𝑐𝑘. 𝑆𝑐𝑎𝑖𝑗𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐼𝑛𝑡 (Equation 6)
𝑆𝑐𝑎𝐶𝐴𝑋𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝑇ℎ𝑖𝑐𝑘 was closely related to the primary transmission. The larger the
phantom width, the lower the primary transmission and the higher the scattering
contribution due to the radiation attenuation inside the material. In order to model this
phenomenon a phantom was irradiated considering fixed radiation field size, 10x10 cm2,
and dose, but varying phantom width from 5 to 25 cm. To quantify the contribution of
scattering within the phantom due to the variation of the irradiated area, a 15 cm fixed
thickness phantom of solid water was irradiated for square fields of 3x3, 4x4, 5x5, 8x8,
10x10, 12x12, 15x15 and 20x20 cm². Doses were measured with an ionization chamber
placed at the isocenter. 𝑆𝑐𝑎𝐶𝐴𝑋𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝑇ℎ𝑖𝑐𝑘 and 𝑆𝑐𝑎𝐶𝐴𝑋
𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐼𝑛𝑡 were modeled by means of a
curve fitting of its value as a function of the phantom thickness and irradiated area,
respectively.
35
2.2.5. Final dose at treatment isocenter
The algorithm to achieve final dose at the treatment isocenter is composed of:
EPID image deconvolution and absolute dose conversion, with and
without phantom;
Calculation of scattering contribution in air between phantom and EPID
using fitted curve and pixel intensity summation;
Primary transmission calculation using total transmission and additional
scattering contribution for phantom insert EPID;
Calculation of primary fluence at EPID by equation 3;
Calculation of entrance and exit path lengths inside the phantom;
Calculation of primary dose at isocenter by equation 5;
Calculation of attenuation dependent scattering contribution inside
phantom using fitted curve and phantom thickness;
Calculation of intensity dependent scatter contribution inside phantom
using fitted curve and irradiated area;
Quantification of total scattering inside the phantom by equation 6; and
Calculation of final dose at isocenter as a sum of primary dose and
scattering contribution (equation 7).
𝐷𝐶𝐴𝑋𝐹𝑖𝑛𝑎𝑙 = 𝐷𝐶𝐴𝑋
𝐼𝑠𝑜−𝑃𝑟𝑖 + 𝑆𝑐𝑎𝐶𝐴𝑋𝐼𝑠𝑜 (Equation 7)
2.3. Isocenter back-projection algorithm validation
In order to evaluate and validate the algorithm described and implanted for back-
projection of EPID measurements, comparative measurements using ionization chamber
were carried out in a solid water phantom. The phantom was composed of 30 x 30 cm2
solid water plates, summing 19 cm of total thickness, with a small volume (0.13 cm3)
ionization chamber placed 2.5 cm away from the geometric isocenter on the anterior-
posterior axis. The ionization chamber was calibrated in water by cross-calibration to a
Farmer type chamber that had been calibrated in 60Co source at a SSDL laboratory. All
readings were corrected by influence factors according to TRS 398 [18]. The phantom
was irradiated according to 19 treatment plans from previously treated patients. The
36
treatment planning system (TPS) used was Eclipse (Varian Medical Systems, Palo Alto,
CA), version 8.6, using 3DCRT and IMRT techniques. Nine plans used 6 MV beams and
ten plans used 10 MV beams, totalizing 53 and 51 irradiation fields, respectively. The
algorithm used was the Analytical Anisotropic Algorithm (AAA) with no heterogeneity
correction applied. Validation plans were chosen to contemplate an extensive range of
therapeutic approaches, from box techniques with opposed fields to large IMRT fields
with split fields requirements. In each case, by multiple irradiations with identical field
setup of original plans, and projecting treatment isocenter at ionization chamber reference
effective point, as showed in figure 1, a set of three data were obtained: the EPID with
the direct irradiation (without phantom) of the detector positioned at 150 cm from the
source, dose transmitted through the phantom measured in the EPID and, simultaneously
to the second measurement, dose at the isocenter measured with the small volume camera.
Both EPID results were mandatory input parameters to perform back-projection
algorithm calculations. Furthermore, a cone-beam computed tomography was acquired
before irradiation and all DICOM data were used as source of information to the
algorithm to achieve attenuation thicknesses for each central axis projection along
irradiation gantry angles.
Dose analysis were carried out for total accumulate dose at isocenter (DI) and
field-by-field (DF), normalized to total isocenter dose, comparing back-projected results
(DFEPID and DIEPID) versus IC measurements (DFIC e DIIC). An analysis of deviations and
correlations were made to establish the intrinsic error associated to the implemented
method and to quantify its sensibility in identifying small errors or discrepancies on dose
delivery, aiming its use on in vivo dosimetry.
Figure 1: On the left, axial image showing incidence angles for one of the treatment plans
used, with isocenter positioned on the IC15 chamber. On the right, coronal image on IC
plane highlighting the chamber delineation to compute dose on dose-volume histogram.
37
3. RESULTS
3.1. Correction due to inner scattering in EPID and absolute calibration
After an iterative process, C1, C2, µ and FC values were obtained for the best fit of
Kernel curves that describe EPID scattering, for both energies, as presented in table 1. In
each attempt, the proposed Kernel curve was applied in a deconvolution of EPID images.
To obtain central axis doses measured by the EPID, the overall fitting process was
finalized when a good agreement was obtained, lower than 0,5%, between ionization
chamber and EPID measurements for central axis doses considering all field size range.
Mean deviation calculated comparing EPID and ionization chamber dose results were -
0,20% and -0,26% to 6 and 10 MV, respectively. Figures 2 show output factors,
normalized for a reference field of 10x10 cm2, for 6 MV.
Table 1: Factors obtained by iterative process to define Kernel shape curves to describe
EPID scattering.
Beam C1 C2 µ Fc (cGy/CU)
6 MV
10 MV
1,028
0,892
5,00E-03
2,49E-03
2,20E-03
1,50E-03
160,0
105,2
Figure 2: Normalized output factor of 6 MV (left) and 10 MV (right) photons for
ionization chamber and EPID, before and after scattering compensation by deconvolution
and absolute calibration.
38
3.2. EPID outcome correction after phantom interaction
Primary transmission (𝑇𝑖𝑗𝑝𝑟𝑖
) values of 0,3427 and 0,4694 were obtained for 6 and
10 MV, respectively, using a 20 cm thickness phantom. The graphics of the additional
scattering contribution (𝑆𝑐𝑎𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐸𝑃𝐼𝐷) versus pixel intensity summation of doses
measured by EPID were plotted according to equation 4, for open field irradiations and
dynamic wedges of 30 and 60 degrees. A linear fit was applied with good agreement for
all the data, as presented in figure 3.
Figure 3: Air scattering between phantom and EPID versus pixel intensity
summation. Fitted curves for nominal energies 6 and 10 MV are presented.
3.3. Scattering correction inside the phantom
As expected, it was observed that the contribution by primary transmission at the
phantom isocenter reduces with increased phantom thickness. Using fitted curves for
𝑆𝑐𝑎𝐶𝐴𝑋𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝑇ℎ𝑖𝑐𝑘 and 𝑆𝑐𝑎𝐶𝐴𝑋
𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐼𝑛𝑡 the final scattering contribution was mathematically
modeled. For 𝑆𝑐𝑎𝐶𝐴𝑋𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐼𝑛𝑡 factor versus irradiated area, a fit of a polynomial curve as a
function of the area logarithm was made. For both energies, the best fit was achieved
using quadratic expressions, with good correlation coefficients: 0,999 for 6 MV and 0,984
for 10 MV.
Tables 2 and 3 presents 𝑆𝑐𝑎𝐶𝐴𝑋𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝑇ℎ𝑖𝑐𝑘 and 𝑆𝑐𝑎𝐶𝐴𝑋
𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐼𝑛𝑡 values, normalized by
primary dose inside the phantom calculated following equation 5, as a function of
phantom thickness and irradiated area, respectively, considering 300 monitor units
irradiation per field.
39
Table 2: Scattering due to the phantom thickness
normalized by primary dose inside phantom for a
fixed 10x10 cm2 field irradiation.
Thickness (cm) 6 MV 10 MV
5
7
0,211
0,255
0,223
0,270
9
15
19
25
0,291
0,347
0,384
0,428
0,290
0,325
0,345
0,371
Table 3: Scattering due to the radiation intensity
normalized by primary dose inside phantom for a
fixed 15 cm phantom thickness.
Irrad. Area (cm2) 6 MV 10 MV
9
16
0,200
0,242
0,244
0,279
25
64
100
144
225
400
0,271
0,326
0,352
0,362
0,379
0,398
0,298
0,320
0,326
0,328
0,330
0,338
In figure 4, the curve relating scattering radiation dose at isocenter versus radiation
field size is presented.
Figure 4: Correction due to radiation scattering inside the
phantom as a function of irradiated field size (using 300 monitor
units irradiation), for 15 cm phantom thickness.
40
3.4. Validation of isocenter back-projection algorithm
A comparative analysis of isocenter doses calculated by the back-projection
algorithm obtained a mean percentage difference of 1,86% for the integral accumulate
dose (DI), for nine 6 MV irradiated plans, with a relative standard deviation (SD%) of
1,26%. For 10 MV, it was obtained a mean percentage difference of -0,94% with SD%
of 0,61%.
Considering normalized field-by-field comparisons, the distribution of individual
percentage differences is show on figure 5. One can note that most of the percentage
differences between DFEPID and DFCI were smaller than 2%, approximately 89% for 6
MV and 94% for 10 MV.
Figure 5: Percent differences between DFEPID and DFCI distribution
in field by field analisys.
4. DISCUSSION
4.1. The back-projection dose algorithm at the isocenter
The process of deconvolution and absolute calibration of EPID images has
showed a good agreement when compared with reference doses obtained with dosimetric
process using the ionization chamber, for both energies considered (6 and 10 MV). It was
obtained differences within 1% for all small field sizes up to 15x15 cm2. The biggest
differences of 1,4% for 6 MV and 0,77% for 10 MV were obtained at the edge regions.
41
Therefore, it is reasonable to consider that differences smaller than 1% are adequate to
suggest future clinical application of the proposed method.
A good fit was also obtained by linear regression for characterization of additional
scattering contribution for phantom insert on EPID, showing higher coefficients of
determination, 0,985 to 6 MV and 0,991 to 10 MV. By analyzing acquired data for total
transmission, pixel intensity summation in EPID images and in air scattering
(𝑆𝑐𝑎𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐸𝑃𝐼𝐷), it was concluded that this effect cannot be calculated only as a function
of irradiated area. It was observed that, for the same irradiated field size and monitor
units, in the presence of enhanced dynamic wedges of 30 and 60 degrees, total
transmission was identical, but pixel intensity summation differed owing to beam
modulation. Consequently, values of 𝑆𝑐𝑎𝑃ℎ𝑎𝑛𝑡−𝐸𝑃𝐼𝐷 were very different, even
considering the same irradiation area. This phenomenon, as incorporated on proposed
algorithm, was extremely important on interpretation and back-projection of doses from
modulated beams from IMRT technique.
By separating the scattering inside the phantom in two co-dependent
contributions, ScaPhant-Esp and ScaPhant-Int, and relating them to IC chamber results, it was
possible to minimize computational cost of implemented algorithm, as well as facilitate
results analysis. Aiming to simplifying the algorithm, all differences encountered in
isocenter projected and actual doses were considered as coming from the inner scattering.
Since inner scattering is a very difficult phenomenon to describe, referring it to actual
measured doses was a conservative option.
As showed in figure 4, inner scattering contribution to the isocenter dose sharply
increases with field size, for both energies, following a near quadratic behavior for field
areas between 3x3 cm2 and 8x8 cm2. For larger values of the field area, the curve grows
smoother. For 10 MV, the curve presents, approximately, a plateau for fields bigger than
10x10 cm2, indicating that larger fields do not contribute significantly to the dose at
isocenter. Additionally, for 6 MV, although the curve does not present any plateau, the
increase of scattering dose for larger field sizes shows an almost linear behavior with
small slope. This fact can be explained by the range of secondary particles generated by
primary scattering due to radiation interaction with matter. The bigger the distance of
photon interaction, the lower the probability of deposited dose due to electrons at the
central axis area. Therefore, as observed, the increase of field sizes does not influence
scattering doses at the isocenter, although it exerts an important influence on other
considered factors to the method, such as on-air scattering between phantom and EPID.
42
According to Wendling and collaborators [7] method, scattering of a beam inside
a phantom or patient is better described by a convolution operation using a Gaussian
composed Kernel curve. This procedure is very usual on radiotherapy, serving as the base
for several implemented algorithms of dose calculation available in commercial TPS. To
achieve a simple algorithm that simplifies back-projection for punctual dose, convolution
approach represents a laborious computational way, but without significant improvement
of accuracy for punctual dose analysis. However, for the proposed aim, the established
method is a simple solution and allows other radiotherapy departments to apply it soon,
despite smaller computational resources and programming knowledge.
4.2. Isocenter back-projection algorithm validation
Percent deviations obtained during algorithm validation indicate a good
agreement between back-projected doses and experimental measurements.
It was not observed significant differences in dose deviations at isocenter level
when comparing both treatment techniques, 3DCRT and IMRT, thus indicating good
performance of the method even when considering back-project doses due to modulated
beams.
A limitation of the method was identified when analyzing results for splitted
IMRT fields. In those cases, central axis doses were too small for some fields, at cGy
level (1 to 10 cGy), and measurements uncertainties in EPID and IC became more
relevant. This effect had small influence when total isocenter doses were analyzed, that
is, poor results comparing DFEPID with DFCI do not necessarily reflect as bigger deviation
comparing DIEPID with DICI. Hence, it does not represent a practical limitation.
Considering means and standard deviations obtained during validation, one can
conclude that the proposed method is sensitive in detecting isocenter dose deviations
greater than 4 and 3%, for 6 and 10 MV, respectively, and field-by-field deviations greater
than 3 and 2% (considering a confidence level of 95% and approximating data distribution
to a Gaussian behavior). These threshold values are compatible with others found in
literature to back-projection methods using EPID [13,14].
CONCLUSION
The implemented back-projection algorithm, by transmitted dose collected in
EPID, based on empirical measurements and computational model, have proved itself
43
accurate and trustworthy method. It was modeled to use a single deconvolution process
to achieve EPID absolute dose and account for all radiation scattering contributions by
fitted curves. It successfully incorporated effects of inner scattering in EPID, air scattering
between phantom and EPID and inside phantom scattering.
All fitted curves used to describe and simplify mathematical approach regarding
scattering effects presented correlation coefficients above 98%. Absolute EPID
calibrations were carried out with deviations compared to ionization reference chamber,
being lower than 1% for both photon nominal energies: 6 and 10 MV.
The method was validated using nineteen treatment plans of 3DCRT and IMRT,
with static gantry angles, and a total of 104 irradiation fields projected on a specific
phantom, while collecting transmitted dose in EPID and absolute dose with an ionization
chamber positioned on isocenter. Average deviations comparing absolute isocenter doses
were smaller than 2% and field-by-field analysis showed agreement smaller than 2% for
89% and 94% of the fields for 6 and 10 MV, respectively.
Considering validation results, it was concluded that the proposed algorithm and
method have sufficient accuracy to be future tested in in vivo dosimetry for patients
treated with 3DCRT and IMRT techniques. The method was developed and designed in
such a way that it can be easily implemented clinically. It is expected to improve
radiotherapy quality assurance program as it might catch delivered dose deviations and
identify or even prevent accidental exposures.
REFERENCES
1. Klein EE, Hanley J, Bayouth J, Yin F, Simon W, Dresser S, et al. Task Group 142
report: Quality assurance of medical accelerators. Med Phys. 2009, 36(9), pp. 4197-
4212. doi: 10.1118/1.3190392
2. WHO - World Health Organization. Risk Profile, Geneve: WHO, 2008, 51p.
3. IAEA - International Atomic Energy Agency. Development of procedures for in vivo
dosimetry in radiotherapy. Human Health Reports No. 8, Vienna: IAEA, 2013, 179p.
4. Esch AV, Depuydt T, Huyskens DP. The use of an aSi-based EPID for routine
absolute dosimetric pre-treatment verification of dynamic IMRT fields. Radiother
Oncol. 2004, 71(2), pp. 223-234. doi:10.1016/j.radonc.2004.02.018
5. Greer PB, Popescu CC. Dosimetric properties of an amorphous silicon electronic
portal imaging device for verification of dynamic intensity modulated radiation
therapy. Med Phys. 2003, 30(7), pp. 1618-1627. doi:10.1118/1.1582469
44
6. Ban L, Chin L, Wronski M, Weiser K, Turner A. Evaluating the Impact of In Vivo
EPID Dosimetry on Intensity-Modulated Radiation Therapy Treatment Delivery
Workflow: A Stakeholder Perspective. J Med Imag Radiat Sci. 2014, 45(3), pp. 253-
259. doi:10.1016/j.jmir.2013.12.008
7. Wendling M, Louwe RJ, Mcdermott LN, Sonke J, Herk MV, Mijnheer BJ. Accurate
two-dimensional IMRT verification using a back-projection EPID dosimetry
method. Med Phys. 2006, 33(2), pp. 259-273. doi:10.1118/1.2147744
8. Mans A, Wendling M, Mcdermott LN, Sonke J, Tielenburg R, Vijlbrief R, et al.
Catching errors with in vivo EPID dosimetry. Med Phys. 2010, 37(6), p. 2638-2644.
doi:10.1118/1.3397807
9. Elmpt WV, Mcdermott L, Nijsten S, Wendling M, Lambin P, Mijnheer B. A
literature review of electronic portal imaging for radiotherapy dosimetry. Radiother
Oncol. 2008, 88(3), pp. 289-309. doi:10.1016/j.radonc.2008.07.008
10. Dahlgren CV, Ahnesjo A, Montelius A, Rikner G. Portal dose image verification:
formalism and application of the collapsed cone superposition method. Phys Med
Biol. 2002, 47(24), pp. 4371-4387. doi:10.1088/0031-9155/47/24/305
11. Spezi E, Lewis DG. Full forward Monte Carlo calculation of portal dose from MLC
collimated treatment beams. Phys Med Biol. 2004, 49(2), pp. 355-356.
doi:10.1088/0031-9155/49/2/c01
12. Piermattei A, Cilla S, Azario L, Greco F, Russo M, Grusio M, et al. ASi EPIDs for
the in-vivo dosimetry of static and dynamic beams. Nucl Instr Meth Phys Res A.
2015, 796, pp. 93-95, 2015. doi:10.1016/j.nima.2015.02.024
13. Putha S, Saxena P, Banerjee S, Srinivas C, Vadhiraja B, Ravichandran R, et al. On-
line estimations of delivered radiation doses in three-dimensional conformal
radiotherapy treatments of carcinoma uterine cervix patients in linear accelerator. J
Med Phys. 2016, 41(4), pp. 224-233. doi:10.4103/0971-6203.195186
14. Mijnheer B, Olaciregui-Ruiz I, Rozendaal R, Sonke J, Spreeuw H, Tielenburg R, et
al. 3D EPID-based in vivo dosimetry for IMRT and VMAT. J Phys Conf Ser. 2013,
444, n. 012011. doi:10.1088/1742-6596/444/1/012011
15. Celi S, Costa E, Wessels C, Mazal A, Fourquet A, Francois P. EPID based in vivo
dosimetry system: clinical experience and results. J Appl Clin Med Phys. 2016,
17(3), pp. 262-276. doi:10.1120/jacmp.v17i3.6070
16. IAEA - International Atomic Energy Agency. Absorbed dose determination in
external beam radiotherapy. An international code of practice for dosimetry based on
standards of absorbed dose to water. Technical Report Series No. 398, Vienna:
IAEA, 2006, 183p.
45
ARTIGO Nº 2
IN VIVO DOSIMETRY FOR PROSTATE RADIOTHERAPY TREATMENTS
USING EPID BACK-PROJECTED DOSE
Silveira, Thiago Bernardino1,2, Cerbaro, Bianca de Quadros2, da Rosa, Luiz Antônio
Ribeiro2.
1Instituto Nacional de Câncer, Seção de Física Médica, Praça da Cruz Vermelha 23,
Centro, 23230-130, Rio de Janeiro, Brasil. 2Instituto de Radioproteção e Dosimetria, CNEN, Av. Salvador Allende, Barra da
Tijuca, 22783-127, Rio de Janeiro, Brasil.
Submetido à revista PHYSICA MEDICA, com fator de impacto avaliado em 1.990, em 12
de Janeiro de 2018.
46
IN VIVO DOSIMETRY FOR PROSTATE RADIOTHERAPY TREATMENTS USING
EPID BACK-PROJECTED DOSE
ABSTRACT
The purpose of this work was to evaluate the clinical implementation of a previously
validated algorithm to perform in vivo dosimetry for prostate radiotherapy treatments
using the back-projection of transmitted dose acquired using an Electronic Portal Imaging
Device (EPID). Twelve patients were selected presenting prostate tumors. They were
treated with a Varian Trilogy linear accelerator, using 6 and 10 MV nominal energies and
gantry static techniques. During the treatment, transmitted dose was acquired using EPID
positioned 50 cm beyond the patient. The image set and daily cone-beam computed
tomography (CBCT) were used as main input parameter to the back-projection algorithm.
Comparisons between in vivo and predicted isocenter dose were carried out for each field
and daily isocenter dose. A total of 161 in vivo isocenter daily doses were evaluated, about
13 measurements per patient. The mean deviation between TPS predicted doses at
isocenter and back-projected reconstructed doses was -3.3% (SD = 2.2%). When
comparing evaluated isocenter dose values and prescribed doses, 4% of the results
showed absolute deviations higher than 7%. These last deviations were analyzed in detail.
Five deviations were caused by an equipment performance problem at central axis region,
which were considered as dose delivery errors. The sixth deviation was a break in the
CBCT acquiring protocol. It was concluded that in vivo dosimetry by back-projection of
transmitted doses is an effective method to improve safety in external beam radiation
therapy and successfully identify errors due to equipment performance, incorrect patient
positioning or significant anatomical changes.
Keywords: EPID, portal dosimetry, transit dosimetry, radiotherapy, in vivo dosimetry,
prostate cancer.
47
1. INTRODUCTION
The electronic portal image device (EPID) is one of the most used tools in
advanced radiotherapy. Its application varies from acquiring images for patient
localization to relative dosimetry and pre-treatment verification of intensity modulated
techniques. Nowadays, a clear trend of its use for absolute dosimetry and in vivo
dosimetry is emerging.
Literature for characterization and exploring dosimetry capabilities of EPID is
well-established [1-3]. Van Elmt et al [4] have discussed different approaches of portal
dosimetry in a review article. They considered the detector position, the presence of
phantom/patient in beam pathway and the dose calculation at the EPID or patient level.
The approach classified as the most effective way to identify any sort of dose delivery
error employs patient transmitted dose to calculate real time dose inside the patient`s
body, commonly known as back-projection in vivo dosimetry. This method requires great
computational resources due to its algorithm complexity.
Francois et al. [5] have described and implemented in vivo dosimetry exploring
Varian EPID dosimetry tools using an empirical approach to relate EPID signal to dose-
to-water at a single point inside the patient. A similar method was also implemented by
an Italian group led by Angelo Piermattei. They corrected scattering inside patient using
tissue-maximum ratio (TMR) values [6-8]. A Canadian group led by McCurdy used a
different approach for EPID transit dosimetry [9]. They estimated incident energy fluence
by manipulating EPID acquired images and then used it as an input on a collapsed-cone
convolution algorithm, based on Anders Ahnesjo work [10], to calculate in vivo doses
inside patient. Historically, researchers from The Netherlands Cancer Institute - Antoni
van Leeuwenhoek Hospital, were the pioneers on EPID dosimetry and have developed a
complex method that provides a quasi-real time in vivo dosimetry procedure, well
established in clinical routine and recently published, contemplating an almost 6 years’
experience on catching errors on patient treatments [11].
Despite being already investigated and established in some centers, in vivo
dosimetry with EPID still remains underused. Most of implemented solutions are in-
house developed software applying complex algorithms adjusted for local use. Besides,
computer processing often requires delayed analysis which difficults real-time errors
identification. Considering this scenario, simpler methods to calculate back-projection
with low-cost software requirements, replicable calibration and easy validation are
desirable. Highlighting that in vivo method aim to primarily identify significant dose
48
delivery errors, avoiding clinical adverse events and providing safety for radiation
treatments.
The aim of this work was to describe the initial experience of the National Cancer
Institute of Brazil (INCA) in in vivo back-projection dosimetry for prostate cancer
patients and to demonstrate that previously implemented and validated isocenter dose
reconstruction method [12] was able to detect significant errors in dose delivery and to
help improving safety for a daily treatment routine in the radiotherapy department.
2. MATERIALS AND METHODS
2.1. Linear accelerator and EPID
All treatments and obtained EPID images were carried out using a linear accelerator
model Trilogy (Varian Medical Systems, Palo Alto, CA), utilizing either 6 or 10 MV
photon beams. The accelerator is equipped with a multileaf collimator model Millenium
120, amorphous silicon EPID model aS500-II and On-board Imager (OBI). The aS500-II
is composed of an image detection unit model IDU 20, a third-generation image
acquisition system (IAS3) and a mechanical arm attached to the accelerator, named Exact-
arm. EPID useful detection area at isocenter level is 40x30 cm2 and its images are
generated with a resolution of 512x384 pixels. The EPID image acquisition mode used
was the one specifically designed and calibrated for portal dosimetry, named integrated
image. When this acquisition mode is selected, the EPID captures a group of frames, at a
rate of approximately 9.5 frames/second, during all beam-on time for a field. After beam
stops, all frames are processed to compose a unique digital image, already converted to
dose by an arbitrary unit named Calibration Unit. More details on this dosimetric
calibration and detector characteristics were provided elsewhere [1].
2.2. The back-projection dose algorithm at isocenter
The basic principle of operation of the established in-house algorithm was to
mathematically process dosimetric images acquired with EPID positioned at the exit of
the radiation field after its interaction with the patient to achieve isocenter dose and
compare it with predicted reference dose. The algorithm was fully written in MATLAB
language (Math Works Inc., Natick, MA). The standard EPID positioning for all
measurements was at a source detector distance of 150 cm and images were acquired with
49
approximately 0.5 mm of spatial resolution. The input variables for dose back-projection
were EPID measurements without patient (pre-treatment verification), transmitted doses
measured on EPID during treatment and online anatomical information from computed
tomography images.
Mathematical formalism and approach of used algorithm was based on Wendling
et al [13] work, modeling exponential attenuation, compensating distance effect by
inverse square law and correcting three scattering interactions phenomena during beam
pathway until beam detection in the EPID: scattering inside the EPID, scattering
contribution on EPID caused by air-gap between patient and detector and scattering inside
the patient. Although using same interactions phenomena basis for correction, the
established algorithm differs remarkably from the original work in model and
manufacturer of EPID, absolute calibration procedure using integrated dose images rather
than composed cine-acquisitions and its simplicity on describing scattering inside
phantom. Wendling et al proposed a convolution process by a two-dimensional Kernel
curve to account for scattering; instead, the established algorithm decomposes inside
phantom dose correction in two separate but co-dependent variables, one as a function of
patient width on radiation incident axis and another as a function of irradiated area on the
patient. These two variables are calculate using empirical adjusted mathematical
unidimensional functions. Detailed formalism and validation of the used algorithm was
published for static field irradiation techniques [12]. After validation, it was identified a
sensitivity of approximately 3-4% for the proposed back-projection method. As a result,
all in vivo measurements with isocenter dose presenting deviation below sensitivity range
was considered as in full agreement between treatment planning system (TPS) and in vivo
doses. Each step from the established algorithm is summarized below; they are applied
for each treatment field in order to calculate total isocenter dose by summing individual
field contributions.
1. EPID image deconvolution and absolute dose conversion, with and without
patient;
2. Calculation of scattering contribution on EPID caused by air-gap between
patient and detector using fitted curve and EPID image pixel intensity
summation;
3. Calculation of primary dose fluence at EPID;
4. Calculation of entrance and exit path lengths inside the patient using online
anatomical information from CBCT;
50
5. Calculation of primary dose at isocenter correcting primary dose fluence by
distance and attenuation factors;
6. Calculation of width dependent scattering contribution inside patient using
fitted curve and anatomical thickness;
7. Calculation of intensity dependent scatter contribution inside patient using
fitted curve and irradiated area;
8. Quantification of total scattering inside the patient;
9. Calculation of final dose at isocenter as a sum of primary dose and scattering
contribution.
2.2.1. Anatomical information for input algorithm parameters
A vital input for any back-projection transmitted dose method is the correct
compensation of radiation attenuation due to the patient. The choice of an online image
acquisition method is comprehensive and encouraging as an exclusive routine that
provides reliable information on “how and where” patient was during treatment time. The
linear accelerator used possess an On-boarder Imager (OBI) capable of acquiring Cone-
Beam Computed Tomography (CBCT) images online at a reasonable time-consuming
rate. Therefore, CBCT images were inserted as an input parameter to the algorithm and
all data of total path length of interaction and attenuation were estimated using its image
information provided. For simplicity, heterogeneity tissue corrections were not
considered. Also, all path length estimated were considered to be water equivalent.
2.3. Patient selection and treatment planning
Prostate cancer treatments were selected as primary targets for implementation of
in vivo back-project isocenter dose program because of its prevalence and some particular
characteristics. Prostate treatments are usually planned using 7 gantry angles static field
with intensity modulated radiation (sliding-window IMRT) or 2 full arcs of VMAT
technique, using either 6 or 10 MV nominal energies following planner choice. For this
work, we limited planning on just static gantry fields.
To most of the patients, field sizes did not exceed 10 by 10 square centimeters,
and isocenter is usually located inside prostate volume; both are critical conditions to
minimize errors and improve accuracy of in vivo dose calculations due to detector size.
Twelve patients were selected and treated between 2016 and 2017 with an average
prescribed dose of 72.5 Gy, ranging from 66 up to 74 Gy. All treatment plans were carried
51
out using an Eclipse TPS (Varian Medical Systems, Palo Alto, CA), version 8.6 and 13.6
(upgraded on October 2016). One patient was planned with 4 fields box 3-dimensional
conformal technique and the other eleven with 5 to 7 IMRT static fields. Five with 6 MV
nominal energy and seven with 10 MV.
Research was previously presented to institutional Ethics and Research
Committee and approved under 1.556.593 protocol number. All patients were submitted
to conceptual informed form and spontaneously assigned.
In vivo dosimetry was planned to occur on an alternated days basis for each
patient, intending not to overload daily machine schedule. Both kV orthogonal images
and CBCT volumetric images acquisition were required, as described in follow section.
2.3.1. Treatment section workflow
At sections selected for in vivo dosimetry, firstly, therapists did skin markers
localization as usual, followed by two orthogonal kilovoltage images acquisition (kV-
kV), then registered those images with planned digital reconstructed radiographs (DRR)
and applied encountered deviations as table corrections. Then a CBCT acquisition was
carried out and no more modification and adjustments on table/patient position was made,
insuring that CBCT image center corresponded to treated isocenter, which is a mandatory
condition for back-projection reconstruction method. Following localization, patients
were treated with EPID extended and positioned at 150 cm source-to-detector distance,
50 cm from isocenter.
3. RESULTS AND DISCUSSION
Among 12 patients, in vivo measurements were performed 161 times, an average
of 13,4 fractions per patient (8-18 range). All images were analyzed using the established
back-projection method. As in vivo analysis was not intended to change treatment
conduction or prescription, it was conducted only after the patient treatment was finished.
Data were collected at two levels, total dose at isocenter for each fraction and isocenter
field-by-field dose normalized by the total dose at the isocenter. Field-by-field
measurements totalized 1041 dose comparisons.
Mean deviation between TPS predicted dose at the treatment isocenter and back-
projected reconstructed dose was -3.3% (SD = 2.2%). Three analysis intervals were
selected, one considering that a maximum deviation of 5% on external beam treatments
52
were cited for World Health Organization as acceptable [14], additional range of 5 to 7%
were accepted as random errors on in vivo reconstruction method and above 7% as
potential undesirable dose delivery errors. 75% of all isocenter doses obtained presented
absolute deviations inside 5% of prescribed dose, 21% presented deviations between 5-
7% and only 4% resulted deviations above 7% (figure 1). The maximum absolute
deviation founded was -7.6%.
Figure 1: In vivo to planned dose absolute deviations
distribution.
Figures 2 and 3 show a graphical representation of isocenter dose deviations
separated by patient and treatment fraction and table 1 summarizes patient data. It was
not observed any visible trend or difference on deviations comparing two energies. It is
clear that almost all dose deviations showed underdosage. These findings are compatible
with other isocenter dose analysis presented on literature [5,15,16]. The total amount of
dose deviations greater than 5% was surprisingly low. Detailed patient data analysis (table
1) has helped to understand such increased underdosage. The majority of poorer results
were concentrated on patients 4, 10 and 11, whose mean in vivo dose deviations were
approximately -5%.
53
Figure 2: In vivo isocenter dose to planned dose ratio per patient and fraction for 6 MV
treatments, highlighting tolerance levels.
Figure 3: In vivo isocenter dose to planned dose ratio per patient and fraction for 10 MV
treatments, highlighting tolerance levels.
Table 1: Summary of patient data.
Patient Energy (MV)
Technique Number of fields
Fractions with in vivo
Mean isocenter dose deviation (%)
1 6 3D-CRT 4 15 -3,9 2 6 IMRT 7 10 -4,6 3 6 IMRT 7 18 -0,7 4 6 IMRT 7 13 -6,6 5 6 IMRT 7 12 -0,9 6 10 IMRT 7 9 -3,7 7 10 IMRT 7 13 -2,8 8 10 IMRT 6 16 -1,1 9 10 IMRT 7 13 -3,9
10 10 IMRT 7 13 -5,7 11 10 IMRT 7 11 -5,0 12 10 IMRT 5 18 -2,7
0,9
0,95
1
1,05
1,1
1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37
In v
ivo d
ose
/ P
lan
ned
do
se
Treatment fraction
In vivo isocenter dose results for 6 MV patients
Patient 1
Patient 2
Patient 3
Patient 4
Patient 5
Tolerance
levels
0,9
0,95
1
1,05
1,1
1 4 7 10 13 16 19 22 25 28 31 34 37
In v
ivo d
ose
/ P
lan
ned
do
se
Treatment fraction
In vivo isocenter dose results for 10 MV patientsPatient 6
Patient 7
Patient 8
Patient 9
Patient 10
Patient 11
Patient 12
Tolerance
levels
54
Five out of six higher isocenter dose deviations founded were measured on the
same patient, numbered 4 on table 1. The other treatment fraction considered out of
tolerance range (above 7% absolute deviation) was an isolated day on patient 1.
An investigation method was used trying to identify the reason of these out of
tolerance dose delivery errors and worse mean deviation per patient results, chasing on
three major sources of uncertainty on radiotherapy treatments: wrong patient positioning,
significant anatomy changes from simulation to treatment and deviations on machine
performance on a specific day. Errors on patient positioning and anatomy changes could
be recognized on daily CBCT images. However, errors on machine performance could
be patient specific, recognized on pre-treatment verification tests, or in general,
recognized on routine daily quality assurance program. Detailed case-by case-
investigation is presented below.
Case 1: Patient 1 – Single fraction low dose measured.
This patient presented one fraction with underdosage below -7% from prescribed
dose on the 19th treatment section. Following investigation method, first it was analyzed
the correspondent CBCT and it was encountered a protocol break conduct by the
therapists. They acquired CBCT images, corrected patient positioning based on that
image and then treated patient without another image acquisition. As a result, isocenter
position on image was different of treated isocenter and center of transmitted dose
measured on EPID. Consequently, isocenter dose was back-projected using wrong
anatomical information.
That case was a protocol break and the resulted dose deviation should not be
considered since it was not delivered to the patient. However, it is important to notice
that the in vivo method would correctly identify wrong patient positioning.
Case 2: Patient 11 – Systematic underdosage and high average dose deviation from
prescription – Anatomy misinformation.
Patient number 11 presented a systematic underdosage in all in vivo analysis,
ranging from -6,35 to -4,8%. Investigated anatomical data from CBCT images elucidated
the problem. It was actually not a real underdosage, but a previously unidentified
limitation on back-projection method. The CBCT is the exclusive source of anatomical
information for back-projection EPID measured dose on patient isocenter, therefore any
limitation on that acquisition reflects on in vivo reconstructed dose, and this was the case.
55
Patient was obese, so that his pelvis dimensions were bigger than reconstruction field-of-
view (FOV) of CBCT, as showed on figure 4. As a result, all estimation of radiation
entrance and exit path length on patient and width dependent inside patient scattering
contribution were underestimated, so was total isocenter in vivo dose.
Figure 4: Planned structures projected on axial slice of a
CBCT image showing relevant differences on body contour on
lateral side edges.
Cases 3 and 4: Patients 4 and 10 – Systematic underdosage and high average dose
deviation from prescription – problems on machine performance.
Considering the cases of patients number 4 and 10, that also presented a systematic
underdosage in all in vivo analysis, none anatomical changes and patient positioning
errors were identified. Otherwise, it was observed an interesting effect on machine
performance tests. During pre-treatment patient-specific verification, which is mandatory
for treatments using modulated techniques in our institution, all IMRT measured doses
on EPID are compared to predicted portal images generated by the TPS. Comparisons are
made using field-by-field gamma analysis [17] with 3% local dose, 3 mm of distance-to-
agreement (DTA) and 20% of threshold criteria. Following institution protocol, these
particular patient plans were easily approved. Since in vivo method analyzes only
isocenter region of the EPID images, more detailed pre-treatment irradiations and gamma
comparisons of this specific region were verified, defined as a 6x6 pixels2 or equivalent
3x3 mm2 area. A poor agreement of predicted and irradiated doses exactly at isocenter
region was identified, corroborating worse results observed in in vivo measurements.
Figure 4 shows gamma analysis maps for both patients, highlighting poor agreement on
central axis region. Isocenter point dose deviations between measured and predicted
56
portal images for all used combined fields were 4,9% and 2,5% of overdose for patient 4
and 10, respectively.
Figure 5: Results of gamma analysis of composite fields using 2% / 3mm /
20% TH parameters where green region are approved areas and orange
regions reproved areas. Images A and B evidencing poor agreement for
patients 4 and 10 compared to excellent results for patients 3 and 9 (images
C and D), mainly on central axis region that are aimed on back-projection in
vivo reconstruction.
The overdose measured on pre-treatment verification irradiations brings an
important issue on back-projection algorithm, since it depends on the primary
transmission ratio that is calculated using EPID dose with patient divided by EPID dose
from pre-treatment (without patient). That machine yield loss and overdose on isocenter
impact more significantly on direct irradiations acquired images, although for transit
measured images that contribution loses its strength after inside patient photon interaction
process occurs. Consequently, primary transmissions were underestimated and so did
other correction factor used on in vivo calculation method, like attenuation correction and
inside patient intensity dependent scattering correction factor. Nonetheless, those five
outside tolerance range in vivo dose measurements for patient 4 were considered as real
delivery errors.
As extensively described on literature [18-21] and concluded by Nelms et al [22]
a simple bi-dimensional pre-treatment verification provides only metrics for dose analysis
57
but lack of clinical significance. This highlights the importance of in vivo dosimetry as a
method for identifying deviations that actually occur during patient’s treatment.
The results showed that in vivo back-projection method proved to be capable of
identify errors on machine performance during radiotherapy treatments.
CONCLUSIONS
In vivo dosimetry using back-projected algorithm and transmitted dose collected
on EPID had proved itself as an accurate and trustworthy method to identify dose delivery
errors on prostate cancer treatments. A total of 161 in vivo measurements were performed
for 12 patients in the initial experience at National Cancer Institute of Brazil. All of them
were treated with static gantry techniques and punctual doses reconstructed at two levels:
total dose at isocenter for each fraction and isocenter field-by-field dose normalized by
the total dose at the isocenter.
Mean deviation between TPS predicted dose at treatment isocenter and back-
projected reconstructed dose was -3.3% (SD = 2.2%) and only six out of 161 in vivo
measurements presented absolute dose deviation above 7%. These cases were
individually investigated, altogether with two specific patients in which it was identified
a systematic pattern of in vivo underdosage. Five out of six higher deviations originated
of a machine performance problem on central axis region generating overdose on pre-
treatment acquired images and misinformation on in vivo algorithm correction factors and
the other one was a CBCT protocol break by the therapists. Therefore, five dose delivery
errors on isocenter region were identified that potentially lead to dose deviations. Also,
errors originated from a back-projection method limitation associated to the maximum
field-of-view of CBCT images were observed.
In vivo measurements successfully identified errors on machine performance
during dose delivery and were sensitive to patient positioning errors and significant
anatomical changes.
It was concluded that in vivo dosimetry by back-projection of transmitted doses
measured on EPID is an effective method to improve safety on external beam therapy. It
is critical as a component of a comprehensive quality assurance program and could
become, in a near future, the gold standard of patient-specific verifications on
radiotherapy. Improvement on quality of back-projections and increased resolution by 2D
and 3D reconstructions of transit dose are encouraged as a major form to bring clinical
58
relevance information to patient quality assurance on radiotherapy and will be aimed by
our group on future works.
REFERENCES
1. Van Esch A, Depuydt T, Huyskens DP. The use of an aSi-based EPID for routine
absolute dosimetric pre-treatment verification of dynamic IMRT fields. Radiother
Oncol. 2004, 71, pp. 223-34. doi:10.1016/j.radonc.2004.02.018
2. Antonuk LE, Boudry J, Yorkson J et al. Radiation damage studies of amorphous-
silicon photodiode sensors for applications in radiotherapy X-rays imaging. Nucl
Instrum Meth A. 1990, A299, pp. 143-6. doi: 10.1016/0168-9002(90)90764-W
3. Kirkby C, Sloboda R. Consequences of the spectral response of an a-Si EPID and
implications for dosimetric calibration. Med Phys. 2005, 32(8), pp. 2649-58. doi:
10.1118/1.1984335
4. Elmpt WV, Mcdermott L, Nijsten S, Wendling M, Lambin P, Mijnheer B. A
literature review of electronic portal imaging for radiotherapy dosimetry. Radiother
Oncol. 2008, 88(3), pp. 289-309. doi:10.1016/j.radonc.2008.07.008
5. Francois P, Boissard P, Berger L, Mazal A. In vivo dose verification from back
projection of a transit dose measurement on the central axis photon beams. Phys Med.
2011, 27, pp. 1-10. doi:10.1016/j.ejmp.2010.06.002
6. Piermattei A, Cilla S, Azario L, Greco F, Russo M, Grusio M, et al. aSi EPIDs for
the in-vivo dosimetry of static and dynamic beams. Nucl Instrum Meth A. 2015, 796,
pp. 93-95. doi: 10.1016/j.nima.2015.02.024
7. Piermattei A, Cilla S, Fidanzio A, Greco F, Sabatino D, Gargiulo L, et al. Calibration
of portal imaging devices for radiotherapy in-vivo dosimetry. Nucl Instrum Meth A.
2010, 623, pp. 829-31. doi: 10.1016/j.nima.2010.02.131
8. Cilla S, Maluccio D, Fidanzio A, Azario L, Ianiro A, Macchia G, et al. Initial clinical
experience with Epid-based in-vivo dosimetry for VMAT treatments of head-and-
neck tumors. Phys Med. 2016, 32, pp. 52-58. doi: 10.1016/j.ejmp.2015.09.007
9. Uytven EV, Van Beek T, McCowan PM, Chytyk-Praznik K, Greer PB, McCurdy
BMC. Validation of a method for in vivo 3D dose reconstruction for IMRT and
VMAT treatments using on-treatment EPID images and a model-based forward-
calculation algorithm. Med Phys. 2015, 42(12), pp. 6945-54. doi: 10.1118/1.4935199
10. Ahnesjo A. Collapsed cone convolution of radiant energy for photon dose calculation
in heterogeneous media. Med Phys. 1989, 16(4), pp. 577-92. doi: 10.1118/1.596360
11. Mans A, Wendling M, Mcdermott LN, Sonke J, Tielenburg R, Vijlbrief R, et al.
Catching errors with in vivo EPID dosimetry. Medical Physics. 2010, 37(6), pp.
2638-2644. doi:10.1118/1.3397807
59
12. Silveira TB, Cerbaro BQ, da Rosa LAR. A simple method to back-project isocenter
dose of radiotherapy treatments using EPID transit dosimetry. Braz J Rad Sci. 2017,
5(3), pp. 1-18. doi: 10.15392/bjrs.v5i3.319
13. Wendling M, Louwe RJ, Mcdermott LN, Sonke J, Herk MV, Mijnheer BJ. Accurate
two-dimensional IMRT verification using a back-projection EPID dosimetry
method. Med Phys. 2006, 33(2), pp. 259-273. doi:10.1118/1.2147744
14. WHO - World Health Organization. Risk Profile, Geneve: WHO, 2008, 51p.
15. Celi S, Costa E, Wessels C, Mazal A, Fourquet A, Francois P. EPID based in vivo
dosimetry system: clinical experience and results. J Appl Clin Med Phys. 2016,
17(3), pp. 262-276. doi:10.1120/jacmp.v17i3.6070
16. Piermattei A, Grimaldi L, D`Onofrio G, Cilla S, Viola P, Craus M, et al. In-vivo
portal dosimetry by an ionization chamber. Phys Med. 2005, 21(4), pp. 143-52. doi:
10.1016/S1120-1797(05)80003-1
17. Low DA, Harms WB, Mutic S, et al. A technique for the quantitative evaluation of
dose distributions. Med Phys. 1998, 25(5), pp. 656-61. doi: 10.1118/1.598248
18. Zhen H, Nelms BE, Tomé WA. Moving from gamma passing rates to DVH-based
QA metrics in pretreatment dose QA. Med Phys. 2011, 38(10), pp. 5477-89. doi:
10.1118/1.3632904
19. Visser R, Wauben DJL, de Groot M, Steenbakkers RJHM, Bijl HP, Godart J, et al.
Evaluation of DVH-based treatment plan verification in addition to gamma passing
rates for head and neck IMRT. Radiother Oncol. 2014, 112(3), pp. 389-95. doi:
10.1016/j.radonc.2014.08.002
20. Sdrolia A, Bromsword KM, Marsden JE, Alty KT, Moore CS, Beavis AW.
Retrospective review of locally set tolerances for VMAT prostate patient specific QA
using COMPASS system. Phys Med. 2015, 31(7), pp. 792-7. doi:
10.1016/j.ejmp.2015.03.017
21. Cazzolino M, Oliviero C, Califano G. Clemente S, Pedicini P, Caivano R, et al.
Clinically relevant quality assurance (QA) for prostate RapidArc plans: Gamma
maps and DVH-based evaluation. Phys Med. 2014, 30(4), pp. 462-72. doi:
10.1016/j/ejmp.2014.01.003
22. Nelms BE, Zhen H, Tomé WA. Per-beam, planar IMRT QA passing rates do not
predict clinically relevant patient dose errors. Med Phys. 2011, 38(2), pp. 1037-44.
doi: 10.1118/1.3544657
60
CONCLUSÃO
O algoritmo implantado de retroprojeção da dose transmitida coletada pelo EPID,
baseado em ajustes e calibrações feitas através de modelos empíricos, se provou uma
metodologia precisa e confiável.
A calibração das imagens do EPID para dose absoluta, referenciada inicialmente
a medidas com câmera de ionização, apresentou desvio médio inferior à 1% para ambas
as energias de fótons empregadas, 6 e 10 MV, do acelerador linear Varian Trilogy. Os
resultados de validação do método foram igualmente satisfatórios com desvios médios de
dose no isocentro inferiores à 2%.
Seguindo os resultados animadores da validação, a metodologia foi implantada
clinicamente para tratamentos de tumores de próstata de pacientes que empregam técnicas
de tratamento com gantry estático, como experiência inicial no INCA. Novamente, a
dosimetria in vivo por retroprojeção da dose transmitida medida com EPID se provou
confiável e capaz de identificar erros de entrega de dose de diferentes fontes. Um total de
161 medidas de dose diária no isocentro para 12 pacientes foi realizada. O desvio de dose
médio obtido quando comparada a dose prevista, calculada pelo sistema de planejamento
Eclipse, com a dose medida in vivo foi de -3,3% (DP = 2,2%). O que se encontra dentro
do padrão de desvios de dose aceitáveis em radioterapia que é da ordem de 5% da
prescrição original. Dentre todos os resultados foram analisados particularmente aqueles
com os maiores desvios absolutos. Observou-se então a precisão e alta capacidade de
identificação de erros da metodologia proposta, uma vez que foi possível identificar erros
provenientes de diferentes origens, como desvios de posicionamento ou alterações
anatômicas no paciente e erro de desempenho do aparelho ao entregar o tratamento.
O método desenvolvido foi desenhado de forma a ser o mais simples possível para
permitir sua implantação clínica e facilitar sua reprodução em outros centros de
radioterapia. Uma vez que sua precisão e eficiência o tornam atrativo como elemento
essencial de programas de controle de qualidade e segurança cada vez mais aprimorados
no cenário da radioterapia atual.
Conclui-se que a dosimetria in vivo por reconstrução da dose projetada pode se
tornar o novo padrão ouro de verificações de qualidade específicas dos tratamentos
avançados em radioterapia. Uma vez que, ao contrário da maior parte das verificações
pré-tratamento empregadas para as técnicas de alta complexidade atuais, cuja análise
permeia somente parâmetros dosimétricos e mapas de dose projetados em objetos
simuladores, esta emergente modalidade fornece informação clínica sobre a entrega da
61
dose. Desta forma, ajudando no poder de decisão e análise crítica dos resultados,
principalmente quando empregada reconstrução de dose tridimensional e cálculo de
histogramas dose-volume.
As perspectivas futuras para desenvolvimento do trabalho efetuado envolvem
aplicação mais difundida da metodologia já estabelecida de dosimetria in vivo,
principalmente para outros tratamentos em sítio pélvico, como tumores de reto, canal
anal, colo de útero e bexiga, e aprimoramento do algoritmo para aumento de abrangência
e melhoria da relevância clínica. Com efeito, estão em progresso modificações do
algoritmo para permitir análise de resultados bidimensionais em planos de dose coronais,
o que abrirá portas para projeção em diversos planos e reconstrução tridimensional. Outro
campo de aprimoramento que será estudado detalhadamente no futuro é a possibilidade
de realização de reconstrução de medidas de dose transmitidas coletadas em tratamentos
com modulação em arco, como o VMAT, os quais são os mais aplicados nos tratamentos
de alta dose e hipofracionados do INCA na atualidade.
62
REFERÊNCIAS
1. Silveira TB. Implementação do sistema EPID para a avaliação e o controle da
qualidade de feixes clínicos em radioterapia. Dissertação de Mestrado. Instituto
de Radioproteção e Dosimetria, 2012.
2. ICRU. International Commission of Radiation Units and Measurements.
Prescripción, registro e elaboración de informes en la terapía con haces de fotones
(Suplemento a ICRU Report No. 50). Report No. 62. Bethesda, Maryland, EUA:
ICRU, 1999.
3. ICRU. International Commission of Radiation Units and Measurements.
Prescribing, recording and reporting photon beam Intensity-modulated Radiation
Therapy (IMRT). Report No. 83. Oxford, Reino Unido: ICRU, 2010.
4. Izewska J, Rajan G. Radiation dosimeters in Radiation Oncology Physics: A
Handbook for Teachers and Students. E.B. Podgorsak (Ed.), STI/PUB/1996,
IAEA, Vienna, 2005.
5. Yu CX. Intensity-modulated arc therapy with dynamic multileaf collimation: an
alternative to tomotherapy. Phys Med Biol. 1995, 40(9), pp.1435-49.
6. Lalya I, Zaghba N, Andaloussi-Saghir K, Elmarjany M, Baddouh L, Keltoum D,
et al. Volumetric Modulated Arc Therapy versus Intensity Modulated Radiation
Therapy in the Treatment of Prostate Cancer: A Systematic Literature Review. Int
J Radiol Radiat Oncol. 2016, 2(1), pp. 15-020.
7. Holt A, Gestel DV, Arends MP, Korevaar EW, Schuring D, Kunze-Bush MC, et
al. Multi-institutional comparison of volumetric modulated arc therapy vs.
intensity-modulated radiation therapy for head-and-neck cancer: a planning study.
Radiat Oncol. 2013, 8(26), pp. 1-11.
8. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative
evaluation of dose distributions. Med Phys. 1998, 25(5), pp. 656-61.
9. Hall EJ. Radiobiology for the Radiologist. 7th edition. Philadelphia: Lippincott
Williams & Wilkins. 2012. 660p.
10. Miralbell R, Roberts SA, Zubizarreta E, Hendry JH. Dose-fractionation sensitivity
of prostate cancer deduced from radiotherapy outcomes of 5,969 patients in seven
international institutional datasets: / = 1.4 (09-2.2)Gy. Int J Radiat Oncol Biol
Phys. 2012, 82(1), pp. e17-24.
11. Qi XS, White J, Li XA. Is / for breast cancer really low?. Radiother Oncol.
2011, 100(2), pp. 282-8.
63
12. Roesch J, Andratschke N, Guckenberger M. SBRT in operable early stage lung
cancer patients. Transl Lung Cancer Res. 2014, 3(4), pp. 212-24.
13. Timmerman R, Paulus R, Galvin J, Michalski J, Straube W, Bradley J, et al.
Stereotactic body radiation therapy for inoperable early stage lung cancer. JAMA,
2010, 303(11), pp. 1070-76.
14. Rusthoven KE, Kavanagh BD, Burri SH, Chen C, Cardenes H, Chidel MA, et al.
Multi-institutionalphase I/II trial of stereotactic body radiation therapy for lung
metastases. 2009, 27(10), pp. 1579-84.
15. Okunieff P, Petersen AL, Philip A, Milano MT, Katz AW, Boros L, et al.
Stereotactic body radiation therapy (SBRT) for lung metastases. Acta Oncol.
2006, 45(7), pp. 808-17.
16. Sahgal A, Ames C, Chou D, Ma L, Huang K, Xu W, et al. Stereotactic body
radiotherapy is effective salvage therapy for patients with prior radiation of spinal
metastases. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2009, 74(3), pp. 723-31.
17. Chang EL, Shiu AS, Lii M, Rhines LD, Mendel E, Weinberg JS, et al. Phase I
clinical evaluation of near-silmutaneous computed tomographic image-guided
stereotactic body radiotherapy for spinal metastases. Int J Radiat Oncol Biol Phys.
2004, 59(5), pp. 1288-94.
18. ISRCTN. Phase III study of HYPO-fractionated radiotherapy of intermediate risk
localized prostate cancer. http://www.controlled-trials.com/ISRCTN45905321.
19. NCT. International randomized study of laparoscopic prostatectomy vs
stereotactic body radiotherapy (SBRT) and conventional radiotherapy vs SBRT
for early stage organ-confined prostate cancer.
http://clinicaltrials.gov/ct2/show/NCT1584258.
20. ISRCTN. Conventional or hypofractionated high dose intensity modulated
radiotherapy for prostate cancer. http://www.controlled-
trials.com/ISRCTN97182923.
21. RTOG. Radiation Therapy Oncology Group. Protocol No 0415: A Phase III
randomized study of hypofractionated 3D-CRT/IMRT versus conventionally
fractionated 3D-CRT/IMRT in patients with favorable-risk prostate cancer.
http://www.rtog.org/ClinicalTrials/ProtocolTable/StudtDetails.aspx?study=0415
.
22. NCT. A randomized trial of a shorter radiation fractionation schedule for the
treatment of localized prostate cancer.
http://clinicaltrials.gov/ct2/show/NCT00304759.
64
23. Dearnaley D, Syndikus I, Mossop H, Khoo V, Birtle A, Bloomfield D, et al.
Conventional versus hypofractionated high-dose intensity-modulated
radiotherapy for prostate cancer: 5-year outcomes of the randomized, non-
inferiority, phase 3 CHHiP trial. Lancet. 2016, 17(8), pp. 1047-60.
24. RTOG. Radiation Therapy Oncology Group. Protocol No 1005: A Phase III trial
of accelerated whole breast irradiation with hypofractionation plus concurrent
boost versus standard whole breast irradiation plus sequential boost for early-stage
breast cancer.
http://www.rtog.org/ClinicalTrials/ProtocolTable/StudtDetails.aspx?study=1005
.
25. IAEA. International Atomic Energy Agency. Human Health Reports No. 8:
Development of procedures for in vivo dosimetry in radiotherapy. Vienna: IAEA,
2013.
26. Huyskens DP, Bogaerts R, Verstraete J, Loof M, Nystrom H, Fiorino C, et al.
Practical guidelines for the implementation of in vivo dosimetry with diodes in
external radiotherapy with photon beams (entrance dose). 1st edition. Brussels:
ESTRO. 2001. 167p.
27. AAPM. American Association of Physicists in Medicine. Report No. 87 of Task
Group 62: Diode in vivo dosimetry for patients receiving external beam radiation
therapy. Madison: AAPM. 2005. 84p.
28. Mobit PN, Nahum AE, Mayles P. The energy correction factor of LiF
thermoluminescent dosemeters in megavoltage electron beams: MonteCarlo
simulations and experiments. Phys Med Biol. 1996, 41, pp. 979‒93.
29. Essers M, Mijnheer BJ. In vivo dosimetry during external photon beam
radiotherapy. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 1999, 43(2), pp. 245-59.
30. Kron T. Thermoluminescence dosimetry and its applications in medicine - part 2:
history and applications. Australas Phys Eng Sci Med. 1995, 18, pp. 1–25.
31. Mayles WPM, Heisig S, Mayles HMO. Treatment verification and in vivo
dosimetry. In: Williams JR, Thwaites DI, editors. Radiotherapy physics in
practice. New York: Oxford University Press. 1993. pp. 227–251.
32. Leunens G, Van Dam J, Dutreix A, et al. Quality assurancein radiotherapy by
in vivo dosimetry. 2. Determination of the target absorbed dose. Radiother Oncol.
1990, 19, pp. 73– 87.
33. Heukelom S, Lanson JH, Mijnheer BJ. Comparison of entrance and exit dose
measurements using ionization chambers and silicon diodes. Phys Med Biol.
1991, 36, pp. 47–59.
65
34. Rikner G, Grusell E. General specifications for silicon semiconductors for use in
radiation dosimetry. Phys Med Biol. 1987, 32, pp. 1109 –17.
35. Rikner G, Grusell E. Patient dose measurements in photon fields by means of
silicon semiconductor detectors. Med Phys. 1987, 14, pp. 870–3.
36. Van Dam J, Marinello G. Methods for in vivo dosimetry in external radiotherapy.
ESTRO Booklet No 1. Garant: ESTRO, 1994.
37. Lahtinen I, Puurunen H, Simonen P, et al. In vivo dose measurements with new
linear accelerators. Dosimetry in Radiotherapy. Vienna: International Atomic
Energy Agency; 1988. pp. 259–273.
38. Noel A, Aletti P. Les mesures “in vivo” systematiques: A propos de 800 controles.
In: Proceedings of XXV Iie me Congres CFPH. Vittel; 1987. pp. 124–136.
39. Noel A, Aletti P, Bey P, et al. Detection of errors in individual patients in
radiotherapy by systematic in vivo dosimetry. Radiother Oncol. 1995, 34, pp.
144–51.
40. Calandrino R, Cattaneo GM, Fiorino C, et al. Detection of systematic errors in
external radiotherapy before treatment delivery. Radiother Oncol. 1997, 45, pp.
271–4.
41. Lanson JH, Essers M, Uiterwaal GJ, et al. In vivo dosimetry: An essential part of
a quality assurance programme of conformal radiotherapy. Radiother Oncol.
1995, 37(3), pp. S53.
42. Bel A, van Herk M, Bartelink H et al. A verification procedure to improve patient
set-up accuracy using portal images. Radiother Oncol. 1993, 29, pp. 253-60.
43. Valicenti RK, Michalski JM, Bosch WR et al. Is weekly port filming adequate for
verifying patient position in modern radiation therapy? Int J Radio Oncol Biol
Phys. 1994, 30(2), pp. 431-8.
44. Warkentin B, Steciw S, Rathee S et al. Dosimetric IMRT Verification with a flat-
panel EPID. Med Phys. 2003, 30(12), pp. 3143-55.
45. Van Esch A, Depuydt T, Huyskens DP. The use of an aSi-based EPID for routine
absolute dosimetric pre-treatment verification of dynamic IMRT fields. Radiother
Oncol. 2004, 71, pp. 223-34.
46. Antonuk LE, Boudry J, Yorkson J et al. Radiation damage studies of amorphous-
silicon photodiode sensors for applications in radiotherapy X-rays imaging. Nucl
Instrum Meth A. 1990, A299, pp. 143-6.
66
47. Kirkby C, Sloboda R. Consequences of the spectral response of an a-Si EPID and
implications for dosimetric calibration. Med Phys. 2005, 32(8), pp. 2649-58.
48. Talamonti C, Casati M, Bucciolini M. Pretreatment verification of IMRT absolute
dose distributions using a commercial a-Si EPID. Med Phys. 2006, 33(11), pp.
4367-78.
49. Budgell GJ, Zhang R, Mackay RI. Daily monitoring of linear accelerator beam
parameters using an amorphous silicon EPID. Phys Med Biol. 2007, 52, pp. 1721-
33.
50. Budgell GJ, Zhang R, Trouncer RJ et al. Improving IMRT quality control
efficiency using an amorphous electronic portal imager. Med Phys. 2005, 32(11),
pp. 3267-78.
51. McDermott LN, Wendling M, van Asselen B et al. Clinical experience with EPID
dosimetry for prostate IMRT pre-treatment dose verification. Med Phys. 2006,
33(10), pp. 3921-30.
52. Bakhtiari M, Kumaraswamy L, Bailey DW et al. Using an EPID for patient-
specific VMAT quality assurance. Med Phys. 2011, 38(3), pp. 1366-73.
53. Wu C, Hosier KE, Beck KE et al. On using 3D γ-analysis for IMRT and VMAT
pretreatment plan QA. Med Phys. 2012, 39(6), pp. 3051-9.
54. Elmpt WV, Mcdermott L, Nijsten S, Wendling M, Lambin P, Mijnheer B. A
literature review of electronic portal imaging for radiotherapy dosimetry.
Radiother Oncol. 2008, 88(3), pp. 289-309. doi:10.1016/j.radonc.2008.07.008
55. Francois P, Boissard P, Berger L, Mazal A. In vivo dose verification from back
projection of a transit dose measurement on the central axis photon beams. Phys
Med. 2011, 27, pp. 1-10. doi:10.1016/j.ejmp.2010.06.002
56. Piermattei A, Cilla S, Azario L, Greco F, Russo M, Grusio M, et al. aSi EPIDs for
the in-vivo dosimetry of static and dynamic beams. Nucl Instrum Meth A. 2015,
796, pp. 93-95. doi: 10.1016/j.nima.2015.02.024
57. Piermattei A, Cilla S, Fidanzio A, Greco F, Sabatino D, Gargiulo L, et al.
Calibration of portal imaging devices for radiotherapy in-vivo dosimetry. Nucl
Instrum Meth A. 2010, 623, pp. 829-31. doi: 10.1016/j.nima.2010.02.131
58. Cilla S, Maluccio D, Fidanzio A, Azario L, Ianiro A, Macchia G, et al. Initial
clinical experience with Epid-based in-vivo dosimetry for VMAT treatments of
head-and-neck tumors. Phys Med. 2016, 32, pp. 52-58. doi:
10.1016/j.ejmp.2015.09.007
59. Uytven EV, Van Beek T, McCowan PM, Chytyk-Praznik K, Greer PB, McCurdy
BMC. Validation of a method for in vivo 3D dose reconstruction for IMRT and
VMAT treatments using on-treatment EPID images and a model-based forward-
67
calculation algorithm. Med Phys. 2015, 42(12), pp. 6945-54. doi:
10.1118/1.4935199
60. Ahnesjo A. Collapsed cone convolution of radiant energy for photon dose
calculation in heterogeneous media. Med Phys. 1989, 16(4), pp. 577-92. doi:
10.1118/1.596360
61. Mans A, Wendling M, Mcdermott LN, Sonke J, Tielenburg R, Vijlbrief R, et al.
Catching errors with in vivo EPID dosimetry. Medical Physics. 2010, 37(6), pp.
2638-2644. doi:10.1118/1.3397807
62. Wendling M, Louwe RJW, McDermott LN et al. Accurate two-dimensional
IMRT verification using a back-projection EPID dosimetry method. Med Phys.
2006, 33(2), pp. 259-73.
63. Wendling M, McDermott LN, Mans A et al. A simple backprojection algorithm
for 3D in vivo EPID dosimetry of IMRT treatments. Med Phys. 2009, 36(7), pp.
3310-21.
68
APÊNDICE A – ALGORITMO UTILIZADO EM LINGUAGEM MATLAB PARA
REALIZACÃO DA RETROPROJEÇÃO DA DOSE NO ISOCENTRO.
69
ROTINA PRINCIPAL
%ROTINA PARA ABRIR ARQUIVOS DCM DE UMA PASTA E SUBMETÍ-LOS A UMA
%DECONVOLUÇÃO 2D. RETORNA TAMBÈM OS VALOR DE CAX PARA CADA IMAGEM
%EM UM VETOR.
CLEAR ALL, CLC,
EN=INPUT('ENERGIA UTILIZADA (1 PARA 6MV E 2 PARA 10 MV):');
FATORCONVERSAO=[160 105.2];
FC=FATORCONVERSAO(1,EN);
LOAD KERNELEPID; %CARREGAR DADOS DO KERNEL.
KERNEL=K(:,:,EN); % KERNEL DO EPID PARA A ENERGIA ESCOLHIDA
KERNELFFT=FFT2(KERNEL); % TRANSFORMADA DE FOURIER DO KERNEL DO EPID
% ROTINA PARA ACHAR EPIDDOSE SEM PACIENTE
CD 'C:\USERS\THIAGO\DESKTOP\PROG MATLAB\PASTA DE TRABALHO DICOM\MEDIDAS
SEM PACIENTE' % ACESSA PASTA COM OS ARQUIVOS
[CAXDOSEEPID,EPIDDOSEAR,N]=DECONV2D_EPID(KERNELFFT,FC);
% ROTINA PARA ACHAR EPIDDOSE COM PACIENTE
CD 'C:\USERS\THIAGO\DESKTOP\PROG MATLAB\PASTA DE TRABALHO DICOM\MEDIDAS
COM PACIENTE' % ACESSA PASTA COM OS ARQUIVOS
[CAXDOSEPAT,TPRI,PRIEPID,SC,TTOTAL,SOMA,VMAX,AREA,ANGGANTRY]=DECONV2D_P
AT(KERNELFFT,FC,CAXDOSEEPID,EPIDDOSEAR,EN);
% ELIMINANDO VALORES NEGATIVOS
T=FIND(PRIEPID<0);
PRIEPID(T)=0;
T=FIND(TPRI<0);
TPRI(T)=0;
% OBTENDO DADOS DO CBCT
RAZAOL=DADOSCBCT(ANGGANTRY);
% CALCULO DA DOSE PRIMARIA DENTRO DO PACIENTE
FOR I=1:N-2
PRIMIDPLANE(:,:,I)=PRIEPID(:,:,I)*(150/100)^2./(TPRI(:,:,I).^RAZAOL(I));
END
T=ISNAN(PRIMIDPLANE); PRIMIDPLANE(T)=0; % ELIMINANDO NANS
% CALCULO DA DOSE ESPALHADA DENTRO DO PACIENTE
FOR I=1:N-2
TPRICAX=TPRI(190:196,254:260,I);
CAX_TPRI(I)=MEAN(MEAN(TPRICAX));
% RAZAO ESPALHAMENTO-PRIMARIO E ESPALHAMENTO NO PACIENTE
IF EN==1
SPR(I)=-0.0257*(CAX_TPRI(I)^2)-0.4437*CAX_TPRI(I)+0.5437;
CORRESPPAT(I)=-0.1186*(LOG10(AREA(I)))^2+0.7679*(LOG10(AREA(I)))-0.0571;
ELSE
SPR(I)=-0.4336*(CAX_TPRI(I)^2)+0.1832*CAX_TPRI(I)+0.3625;
CORRESPPAT(I)=-0.1444*(LOG10(AREA(I)))^2+0.671*(LOG10(AREA(I)))+0.2307;
END
70
SCMIDPLANE(:,:,I)=PRIMIDPLANE(:,:,I)*SPR(I)*CORRESPPAT(I);
END
T=ISNAN(SCMIDPLANE); SCMIDPLANE(T)=0; % ELIMINANDO NANS
% CALCULO DA DOSE FINAL NO PLANO CENTRAL
DOSE_MIDPLANE=PRIMIDPLANE+SCMIDPLANE;
% DOSES NO CAX PARA AVALIACAO
FOR I=1:N-2
PRIMIDPLANEDOSECAX=PRIMIDPLANE(190:195,254:259,I);
CAX_PRIMIDPLANE(I)=MEAN(MEAN(PRIMIDPLANEDOSECAX));
SCMIDPLANEDOSECAX=SCMIDPLANE(190:195,254:259,I);
CAX_SCMIDPLANE(I)=MEAN(MEAN(SCMIDPLANEDOSECAX));
MIDPLANEDOSECAX=DOSE_MIDPLANE(190:195,254:259,I);
CAX_MIDPLANE(I)=MEAN(MEAN(MIDPLANEDOSECAX));
END
DOSEISO=SUM(CAX_MIDPLANE), CAX_MIDPLANE,
71
FUNÇÕES AUXILIARES
FUNCTION [CAXDOSE,EPIDDOSE,N]=DECONV2D_EPID(KERNELFFT,FC)
FILES=DIR;
N=SIZE(FILES,1);
MFLIP=ZEROS(385,513,N-2);
FOR I=3:N
NAME=GETFIELD(FILES(I),'NAME');
IMG=DOUBLE(DICOMREAD(NAME));
DATA_IMG=DICOMINFO(NAME);
RS=DOUBLE(GETFIELD(DATA_IMG,'RESCALESLOPE'));
RI=DOUBLE(GETFIELD(DATA_IMG,'RESCALEINTERCEPT'));
% MATRIZ M CORRIGIDA PARA CU E ESPELHADA
MFLIP(1:384,1:512,I-2)=IMG*RS+RI;
M(:,:,I-2)=FLIPUD(MFLIP(:,:,I-2));
% TRANSFORMACAO PARA O ESPACO DE FOURIER
MFFT(:,:,I-2)=FFT2(M(:,:,I-2));
% DECONVOLUCAO NO ESPACO DE FOURIER
MDECONVFFT(:,:,I-2)=MFFT(:,:,I-2)./KERNELFFT;
% RETORNO AO ESPACO NORMAL
MDECONV(:,:,I-2)=IFFT2(MDECONVFFT(:,:,I-2));
END
% SUBTRAINDO LINHAS E COLUNAS EM EXCESSO E REALOCACAO
MDECONV(193,:,:)=[]; MDECONV(:,257,:)=[];
EPIDCU(1:192,1:256,:)=MDECONV(193:384,257:512,:);
EPIDCU(1:192,257:512,:)=MDECONV(193:384,1:256,:);
EPIDCU(193:384,1:256,:)=MDECONV(1:192,257:512,:);
EPIDCU(193:384,257:512,:)=MDECONV(1:192,1:256,:);
% CONVERTENDO PARA DOSE E SUBTRAINDO VALORES NEGATIVOS
EPIDDOSE=EPIDCU*FC;
T=FIND(EPIDDOSE<0);
EPIDDOSE(T)=0;
FOR I=1:N-2 % ACHAR A DOSE NO CAX
EPIDDOSECAX=EPIDDOSE(190:195,254:259,I);
CAXDOSE(I)=MEAN(MEAN(EPIDDOSECAX));
END
END
72
FUNCTION
[CAXDOSEPAT,TPRI,PRIEPID,SC,TTOTAL,SOMA,VMAX,AREA,ANGGANTRY]=DECONV2D_P
AT(KERNELFFT,FC,CAXDOSEEPID,EPIDDOSEAR,EN)
FILES=DIR;
N=SIZE(FILES,1);
MFLIP=ZEROS(385,513,N-2);
FOR I=3:N
NAME=GETFIELD(FILES(I),'NAME');
IMG=DOUBLE(DICOMREAD(NAME));
DATA_IMG=DICOMINFO(NAME);
ANGGANTRY(I-2)=GETFIELD(DATA_IMG,'GANTRYANGLE');
RS=DOUBLE(GETFIELD(DATA_IMG,'RESCALESLOPE'));
RI=DOUBLE(GETFIELD(DATA_IMG,'RESCALEINTERCEPT'));
% MATRIZ M CORRIGIDA PARA CU E ESPELHADA
MFLIP(1:384,1:512,I-2)=IMG*RS+RI;
M(:,:,I-2)=FLIPUD(MFLIP(:,:,I-2));
% TRANSFORMACAO PARA O ESPACO DE FOURIER
MFFT(:,:,I-2)=FFT2(M(:,:,I-2));
% DECONVOLUCAO NO ESPACO DE FOURIER
MDECONVFFT(:,:,I-2)=MFFT(:,:,I-2)./KERNELFFT;
% RETORNO AO ESPACO NORMAL
MDECONV(:,:,I-2)=IFFT2(MDECONVFFT(:,:,I-2));
END
% SUBTRAINDO LINHAS E COLUNAS EM EXCESSO E REALOCACAO
MDECONV(193,:,:)=[]; MDECONV(:,257,:)=[];
EPIDCU(1:192,1:256,:)=MDECONV(193:384,257:512,:);
EPIDCU(1:192,257:512,:)=MDECONV(193:384,1:256,:);
EPIDCU(193:384,1:256,:)=MDECONV(1:192,257:512,:);
EPIDCU(193:384,257:512,:)=MDECONV(1:192,1:256,:);
% CONVERTENDO PARA DOSE E SUBTRAINDO VALORES NEGATIVOS
EPIDDOSE=EPIDCU*FC;
T=FIND(EPIDDOSE<0);
EPIDDOSE(T)=0;
FOR I=1:N-2
% ACHAR A DOSE NO CAX
EPIDDOSECAX=EPIDDOSE(190:195,254:259,I);
CAXDOSEPAT(I)=MEAN(MEAN(EPIDDOSECAX));
% CALCULANDO AREA E O FATOR ESPALHAMENTO (SC)
VMAX(I)=MAX(MAX(EPIDDOSE(:,:,I)));
PIXELS(I)=SIZE(FIND(EPIDDOSE(:,:,I)>VMAX(I)*0.2),1);
AREA(I)=2.7E-3*PIXELS(I); % TAMANHO DO CAMPO NO ISOCENTRO 0.78 X 0.78 MM
SOMA(I)=SUM(SUM(EPIDDOSE(:,:,I)));
IF EN==1 % EQUACOES OBTIDAS NO EXCEL
73
SC(I)=1.0807E-6*SOMA(I);
ELSE
SC(I)=0.9628E-6*SOMA(I);
END
% CALCULO DA DOSE PRIMARIA NO EPID (PRIEPID) E DA TRANSMISSAO PRIMARIA
%(TPRI)
PRIEPID(:,:,I)=EPIDDOSE(:,:,I)-SC(I);
TTOTAL(:,:,I)=EPIDDOSE(:,:,I)./EPIDDOSEAR(:,:,I);
TPRI(:,:,I)=TTOTAL(:,:,I)-(SC(I)./CAXDOSEEPID(I));
END
END
74
FUNCTION
[RAZAOL,CORTEISOFILL,CLEANCORTEISOFILL,XX,YY]=DADOSCBCT(ANGGANTRY)
CD 'C:\USERS\THIAGO\DESKTOP\PROG MATLAB\PASTA DE TRABALHO DICOM\CBCT'
% INDEXANDO ARQUIVOS NA PASTA
FILES=DIR;
N=SIZE(FILES,1);
% COLETANDO DADOS DA MATRIZ DA IMAGEM CBCT
NAME=GETFIELD(FILES(3),'NAME');
DATA=DICOMINFO(NAME);
TAMANHO=DOUBLE(GETFIELD(DATA,'ROWS')); % MATRIX SIZE
PIXEL=DOUBLE(GETFIELD(DATA,'DATACOLLECTIONDIAMETER'))/TAMANHO; % PIXEL
%SIZE MM
MFLIP=ZEROS(TAMANHO,TAMANHO,N-2);
FOR I=3:N
NAME=GETFIELD(FILES(I),'NAME');
IMG=DOUBLE(DICOMREAD(NAME));
DATA_IMG=DICOMINFO(NAME);
RS=DOUBLE(GETFIELD(DATA_IMG,'RESCALESLOPE'));
RI=DOUBLE(GETFIELD(DATA_IMG,'RESCALEINTERCEPT'));
% MATRIZ M CORRIGIDA PARA HU E ESPELHADA
MFLIP(1:TAMANHO,1:TAMANHO,I-2)=IMG*RS+RI;
M(:,:,I-2)=FLIPUD(MFLIP(:,:,I-2));
END
% CONVERTENDO HU EM UNIDADE, ELIMINANDO REGIOES SEM INTERESSE
T=FIND(M>-400); M(T)=1000;
T=FIND(M<-400); M(T)=0;
M=M/1000; M(FIND(M<0))=0;
% OPERANDO AS ROTACOES NA IMAGEM DA LINHA MEDIA E MEDINDO AS DISTANCIAS
CORTEISO=M(:,:,SIZE(M,3)/2);
CORTEISOFILL=IMFILL(CORTEISO,'HOLES');
CLEAN=BWAREAOPEN(CORTEISOFILL,10000);
A=FIND(CLEAN==0);
CORTEISOFINAL=CORTEISOFILL;
CORTEISOFINAL(A)=0;
FOR I=1:SIZE(ANGGANTRY,2)
IMGROT(:,:,I)=IMROTATE(CORTEISOFINAL,0-ANGGANTRY(I),'CROP');
LSAIDA(I)=SUM(SUM(IMGROT(1:TAMANHO/2,TAMANHO/2:TAMANHO/2+1,I)))*PIXEL/2;
LENTRADA(I)=SUM(SUM(IMGROT(TAMANHO/2+1:TAMANHO,TAMANHO/2:TAMANHO/2
+1,I)))*PIXEL/2;
END
RAZAOL=LSAIDA./(LENTRADA+LSAIDA);
END
75
APÊNDICE B – PARECER CONSUBSTANCIADO DO CEP E TERMO DE
CONSENTIMENTO LIVRE E ESCLARECIDO (TLCE) EMPREGADO NA
PESQUISA.
INSTITUTO NACIONAL DECÂNCER JOSÉ ALENCARGOMES DA SILVA - INCA
PARECER CONSUBSTANCIADO DO CEP
Pesquisador:
Título da Pesquisa:
Instituição Proponente:
Versão:
CAAE:
Dosimetria in vivo por retroprojeção utilizando EPID para pacientes com neoplasia depróstata
Thiago Bernardino da Silveira
Hospital do Câncer I
2
54320516.7.0000.5274
Área Temática:
DADOS DO PROJETO DE PESQUISA
Número do Parecer: 1.556.593
DADOS DO PARECER
Conforme apresentado no Parecer Consubstanciado do CEP-INCA de número 1.505.616, datado de 19 de
Abril de 2016.
Apresentação do Projeto:
Conforme apresentado no Parecer Consubstanciado do CEP-INCA de número 1.505.616, datado de 19 de
Abril de 2016.
Objetivo da Pesquisa:
Conforme apresentado no Parecer Consubstanciado do CEP-INCA de número 1.505.616, datado de 19 de
Abril de 2016.
Avaliação dos Riscos e Benefícios:
Conforme apresentado no Parecer Consubstanciado do CEP-INCA de número 1.505.616, datado de 19 de
Abril de 2016.
Comentários e Considerações sobre a Pesquisa:
1) Folha de Rosto para pesquisa envolvendo seres humanos: documento devidamente preenchido, datado e
assinado.
2) Projeto de Pesquisa: adequado.
Considerações sobre os Termos de apresentação obrigatória:
Hospital do Câncer IPatrocinador Principal:
20.231-092
(21)3207-4550 E-mail: [email protected]
Endereço:Bairro: CEP:
Telefone:
RUA DO RESENDE, 128 - SALA 203CENTRO
UF: Município:RJ RIO DE JANEIROFax: (21)3207-4556
Página 01 de 05
INSTITUTO NACIONAL DECÂNCER JOSÉ ALENCARGOMES DA SILVA - INCA
Continuação do Parecer: 1.556.593
3) Orçamento financeiro e fontes de financiamento: adequado.
4) Termo de Consentimento Livre e Esclarecido: solicita dispensa. adequado.
5) Cronograma: adequado.
6) Formulário para Submissão de Estudos no INCA: adequado.
7 )Currículo do pesquisador principal e demais colaboradores: contemplados no documento
"PB_INFORMAÇÕES_BÁSICAS_DO_PROJETO_668172.pdf".
8) Documentos necessários para armazenamento de material biológico humano em
biorrepositório/biobanco: não se aplica.
Não se aplica.
Recomendações:
Trata-se da análise das respostas às pendências apresentadas no Parecer Consubstanciado do CEP-INCA
de número 1.505.616, datado de 19 de Abril de 2016:
1.1 - O Pesquisador refere que sua amostra será de 10 participantes da pesquisa sem, contudo, referir como
chegou a este cálculo amostral. Solicita-se adequação.
Resposta:
Será corrigido o texto do Projeto, na seção sobre o tamanho da amostra, ressaltando e explicitando que
cada paciente utilizado no estudo fornece um quantitativo de dados potencial muito mais elevado do que o
número de pacientes leva a entender, conforme descritivo a seguir. Serão feitas análises para cada campo
de tratamento dentro de cada aplicação. Considerando que são utilizados de quatro a sete campos de
tratamento por dia e a média de duração dos tratamentos é de 35 dias, cada paciente gera dados para,
aproximadamente, 210 análises. Com 10 pacientes em estudo teremos um total aproximado de 2000
análises. Quantitativo mais que satisfatório para uma boa análise estatística. Julgamos interessante a
amostra de 10 pacientes por ser uma quantidade que permite diminuir vieses, por ser comum na literatura e
para que o volume
Conclusões ou Pendências e Lista de Inadequações:
20.231-092
(21)3207-4550 E-mail: [email protected]
Endereço:Bairro: CEP:
Telefone:
RUA DO RESENDE, 128 - SALA 203CENTRO
UF: Município:RJ RIO DE JANEIROFax: (21)3207-4556
Página 02 de 05
INSTITUTO NACIONAL DECÂNCER JOSÉ ALENCARGOMES DA SILVA - INCA
Continuação do Parecer: 1.556.593
de dados seja plausível de análise em tempo hábil para publicação e defesa da tese.
Local de alteração no texto do projeto: Seções Tamanho da amostra e Metodologia Proposta.
ANÁLISE: PENDÊNCIA ATENDIDA.
1.2 - O Pesquisador não apresenta Critérios para Inclusão dos participantes da pesquisa que estarão
convidados a participar. Apenas cita que "...serão selecionados, prospectivamente, 10 pacientes com câncer
de próstata, submetidos ao tratamento de radioterapia com as técnicas de IMRT ou 3D-CRT no Hospital do
Câncer I do INCA.". Solicita-se adequação.
Resposta:
O texto do projeto foi adequado, incluindo a informação de que o critério de seleção será pela ordem de
entrada no serviço de Radioterapia. Ou seja, a partir da liberação do projeto pelo CEP, os primeiros
pacientes atendidos pelo Serviço de Radioterapia do HC-I, cujo agendamento do tratamento for direcionado
pelo médico ao acelerador linear Trilogy, serão convidados a colaborar. Quando alcançarmos o quantitativo
de 10 pacientes em colaboração, com os devidos TCLE assinados, finalizaremos seleção.
Local de alteração no texto do projeto: Seção de Metodologia Proposta.
ANÁLISE: PENDÊNCIA ATENDIDA.
1.3 - O Pesquisador, no item RISCOS refere apenas aqueles no ponto de vista físico, quando registras:
"...haja vista que não haverá contato direto do detector com o paciente...". Cabe ressaltar que, de acordo
com o item V da Resolução CNS 466/2012: "Toda pesquisa com seres humanos envolve risco em tipos e
gradações variados...". Solicita-se adequação.
Resposta:
Os dizeres do projeto foram reformulados, na seção de Riscos, para incorporação e adequação ao texto do
item V da Resolução CNS 466/2012, ressaltando a presença de eventuais riscos, não tratando apenas do
ponto de vista físico.
Local de alteração no texto do projeto: Seção Riscos.
ANÁLISE: PENDÊNCIA ATENDIDA.
20.231-092
(21)3207-4550 E-mail: [email protected]
Endereço:Bairro: CEP:
Telefone:
RUA DO RESENDE, 128 - SALA 203CENTRO
UF: Município:RJ RIO DE JANEIROFax: (21)3207-4556
Página 03 de 05
INSTITUTO NACIONAL DECÂNCER JOSÉ ALENCARGOMES DA SILVA - INCA
Continuação do Parecer: 1.556.593
2. No Formulário para Submissão de Estudos no INCA: Muito embora o projeto vá se desenvolver no
ambiente da Seção de Radioterapia por envolver participantes de pesquisa do Serviço de Urologia, sua
chefia deverá estar ciente no local próprio. Solicita-se adequação.
Resposta:
Foi colhida assinatura da Chefia da Urologia do HC-I e o projeto assinado foi escaneado para inserção na
Plataforma Brasil.
Local de alteração no texto do projeto: Não se aplica.
ANÁLISE: PENDÊNCIA ATENDIDA.
3. No TCLE: O Pesquisador solicita sua dispensa com argumentações que não se aplicam. Seu projeto não
é prospectivo e só por isso já justifica apresentar um TCLE, conforme a Resolução CNS 466/2012
preconiza. Solicita-se adequação.
Resposta:
Em atendimento a exigência, foi elaborado um TLCE para o projeto de pesquisa e este será submetido junto
à esta resposta para análise e consideração do CEP.
Local de alteração no texto do projeto: Não se aplica.
ANÁLISE: PENDÊNCIA ATENDIDA.
ESCLARECIMENTO ADICIONAL: Foi relacionado no parecer consubstanciado uma observação sobre
ausência de descrição e previsão de uso de material biológico no projeto detalhado, porém com inclusão de
declaração de uso deste material assinada por mim. Venho esclarecer que foi um erro da minha parte e
inexperiência com o processo de submissão ao CEP que fez com que eu enviasse uma declaração
assinada que nada tem a ver com o conteúdo do Projeto. Peço que a mesma seja desconsiderada e me
desculpo pelo infortúnio.
ANÁLISE: SOLICITAÇÃO ATENDIDA.
Diante do exposto, o Comitê de Ética em Pesquisa do Instituto Nacional de Câncer (CEP-INCA), de
Considerações Finais a critério do CEP:
20.231-092
(21)3207-4550 E-mail: [email protected]
Endereço:Bairro: CEP:
Telefone:
RUA DO RESENDE, 128 - SALA 203CENTRO
UF: Município:RJ RIO DE JANEIROFax: (21)3207-4556
Página 04 de 05
INSTITUTO NACIONAL DECÂNCER JOSÉ ALENCARGOMES DA SILVA - INCA
Continuação do Parecer: 1.556.593
acordo com as atribuições definidas na Resolução CNS 466/12 e na Norma Operacional Nº 001/2013 do
CNS, manifesta-se pela aprovação do projeto de pesquisa proposto.
Ressalto o(a) pesquisador(a) responsável deverá apresentar relatórios semestrais a respeito do seu estudo.
RIO DE JANEIRO, 23 de Maio de 2016
Carlos Henrique Debenedito Silva(Coordenador)
Assinado por:
Este parecer foi elaborado baseado nos documentos abaixo relacionados:
Tipo Documento Arquivo Postagem Autor Situação
Informações Básicasdo Projeto
PB_INFORMAÇÕES_BÁSICAS_DO_PROJETO_668172.pdf
19/05/201622:50:12
Aceito
Brochura Pesquisa Formulario_de_submissao_novo_com_urologia.pdf
19/05/201622:48:51
Thiago Bernardino daSilveira
Aceito
TCLE / Termos deAssentimento /Justificativa deAusência
TLCE_versao1.doc 19/05/201610:36:50
Thiago Bernardino daSilveira
Aceito
Outros Resposta_ParecerConsubstanciadoCEP.doc
19/05/201610:33:05
Thiago Bernardino daSilveira
Aceito
Projeto Detalhado /BrochuraInvestigador
Projeto_Detalhado_com_figuras_versao_revisada.doc
19/05/201610:32:08
Thiago Bernardino daSilveira
Aceito
Outros demaisDeclaracoes.pdf 17/03/201612:05:18
Thiago Bernardino daSilveira
Aceito
Declaração dePesquisadores
compromisso_pesquisador.pdf 17/03/201611:58:59
Thiago Bernardino daSilveira
Aceito
Folha de Rosto Folha_de_Rosto_Assinada.pdf 17/03/201611:58:06
Thiago Bernardino daSilveira
Aceito
Situação do Parecer:Aprovado
Necessita Apreciação da CONEP:Não
20.231-092
(21)3207-4550 E-mail: [email protected]
Endereço:Bairro: CEP:
Telefone:
RUA DO RESENDE, 128 - SALA 203CENTRO
UF: Município:RJ RIO DE JANEIROFax: (21)3207-4556
Página 05 de 05
Rubrica do participante ou
representante legal Rubrica do investigador
responsável Página 1 de 6
TERMO DE CONSENTIMENTO LIVRE E ESCLARECIDO
DOSIMETRIA IN VIVO POR RETROPROJEÇÃO UTILIZANDO EPID PARA
PACIENTES COM NEOPLASIA DE PRÓSTATA.
Você está sendo convidado(a) a participar de uma pesquisa porque foi atendido(a)
ou esta sendo atendido(a) nesta instituição e teve diagnóstico ou suspeita de um tipo
de câncer chamado Neoplasia de Próstata. Para que você possa decidir se quer
participar ou não, precisa conhecer os benefícios, os riscos e as conseqüências pela
sua participação.
Este documento é chamado de Termo de Consentimento Livre e Esclarecido e tem
esse nome porque você só deve aceitar participar desta pesquisa depois de ter lido
e entendido este documento. Leia as informações com atenção e converse com o
pesquisador responsável e com a equipe da pesquisa sobre quaisquer dúvidas que
você tenha. Caso haja alguma palavra ou frase que você não entenda, converse
com a pessoa responsável por obter este consentimento, para maiores
esclarecimentos. Converse com os seus familiares, amigos e com a equipe médica
antes de tomar uma decisão. Se você tiver dúvidas depois de ler estas informações,
entre em contato com o pesquisador responsável.
Após receber todas as informações, e todas as dúvidas forem esclarecidas, você
poderá fornecer seu consentimento por escrito, caso queira participar.
PROPÓSITO DA PESQUISA O propósito desta pesquisa é aprimorar a qualidade dos tratamentos futuros dos
pacientes submetidos a Radioterapia em neoplasia de próstata. Com este objetivo,
será realizada análise da eficiência de entrega do planejamento proposto por meio
de medidas de dose em situação real e utilizando dados instantâneos dos
tratamentos dos pacientes alvo da pesquisa.
Rubrica do participante ou
representante legal Rubrica do investigador
responsável Página 2 de 6
PROCEDIMENTOS DA PESQUISA A dose prescrita pelo seu médico radioterapeuta por campo de tratamento e para o
isocentro de tratamento (centro de convergência da radiação em seu tumor) será
verificada para cada dia de seu tratamento. Você passará por dois procedimentos de
imagem da rotina, a aquisição de imagens de tomografia de posicionamento e a
aquisição de imagens de dose transmitidas. Para tal, utilizamos detectores
acoplados aos aparelhos de tratamento, que não entram em contato com você,
conforme exemplo da figura abaixo:
DETECTOR
PACIENTE
FONTE DE RADIAÇÃO
Rubrica do participante ou
representante legal Rubrica do investigador
responsável Página 3 de 6
Representação do posicionamento do detector durante a aquisição dos dados, mostrando a não interação com o paciente.
Estas informações e imagens coletadas durante o tratamento serão processadas em
algoritmo próprio, desenvolvido em linguagem MATLAB® pelo pesquisador. Serão
analisados os seguintes aspectos:
1. Dose diária no isocentro para cada aplicação de tratamento, seu desvio em
relação a referência do planejamento.
2. Dose campo a campo média global ao final do tratamento e seu desvio em
relação a referência do planejamento.
3. Desvios superiores a 5% serão investigados em sua origem para melhor
entendimento das fontes de erros institucionais.
BENEFÍCIOS Você não será remunerado por sua participação e esta pesquisa poderá não poderá
oferecer benefícios diretos a você. Se você concordar com o uso de suas
informações e/ou do material do modo descrito acima, é necessário esclarecer que
você não terá quaisquer benefícios ou direitos financeiros sobre eventuais
resultados decorrentes desta pesquisa.
O benefício principal da sua participação é possibilitar que no futuro, com os
resultados alcançados com esta pesquisa, o diagnóstico e o tratamento para esse
tipo de câncer beneficiem outros pacientes.
RISCOS Este trabalho não gera risco esperado adicional a você, seja físico ou biológico, haja
vista que não haverá contato direto do detector contigo. Ressalva-se que quaisquer
riscos adicionais descobertos no decorrer da pesquisa serão comunicados a você.
Rubrica do participante ou
representante legal Rubrica do investigador
responsável Página 4 de 6
CUSTOS Você não terá quaisquer custos ou despesas (gastos) pela sua participação nessa
pesquisa. Você não pagará por qualquer procedimento ou teste exigido como parte
desta pesquisa.
CONFIDENCIALIDADE Se você optar por participar desta pesquisa, as informações sobre a sua saúde e
seus dados pessoais serão mantidas de maneira confidencial e sigilosa. Seus dados
somente serão utilizados depois de anonimizados (ou seja, sem sua identificação).
Apenas os pesquisadores autorizados terão acesso aos dados individuais,
resultados de exames e testes bem como às informações do seu registro médico.
Mesmo que estes dados sejam utilizados para propósitos de divulgação e/ou
publicação científica, sua identidade permanecerá em segredo.
TRATAMENTO MÉDICO EM CASO DE DANOS Todo e qualquer dano decorrente do desenvolvimento desta pesquisa, e que
necessite de atendimento médico, ficará a cargo da instituição. Seu tratamento e
acompanhamento médico independem de sua participação nesta pesquisa.
BASES DA PARTICIPAÇÃO A sua participação é voluntária e a recusa em autorizar a sua participação não
acarretará quaisquer penalidades ou perda de benefícios aos quais você tem direito,
ou mudança no seu tratamento e acompanhamento médico nesta instituição. Você
poderá retirar seu consentimento a qualquer momento sem qualquer prejuízo. Em
caso de você decidir interromper sua participação na pesquisa, a equipe de
pesquisadores deve ser comunicada e a pesquisa será imediatamente interrompida.
ACESSO AO RESULTADOS DE EXAMES
Rubrica do participante ou
representante legal Rubrica do investigador
responsável Página 5 de 6
Você pode ter acesso a qualquer resultado relacionado à esta pesquisa. Estes
resultados serão enviados ao seu médico e ele os discutirá com você. Se você tiver
interesse, você poderá receber uma cópia dos mesmos.
GARANTIA DE ESCLARECIMENTOS A pessoa responsável pela obtenção deste Termo de Consentimento Livre e
Esclarecido lhe explicou claramente o conteúdo destas informações e se colocou à
disposição para responder às suas perguntas sempre que tiver novas dúvidas. Você
terá garantia de acesso, em qualquer etapa da pesquisa, sobre qualquer
esclarecimento de eventuais dúvidas e inclusive para tomar conhecimento dos
resultados desta pesquisa. Neste caso, por favor, ligue para o Thiago Bernardino da Silveira no telefone (21) 998861639 de 8 as 12 hs. Esta pesquisa foi aprovada
pelo Comitê de Ética em Pesquisa (CEP) do INCA, que está formado por
profissionais de diferentes áreas, que revisam os projetos de pesquisa que envolvem
seres humanos, para garantir os direitos, a segurança e o bem-estar de todos as
pessoas que se voluntariam à participar destes. Se tiver perguntas sobre seus
direitos como participante de pesquisa, você pode entrar em contato com o CEP do
INCA na Rua do Resende N°128, Sala 203, de segunda a sexta de 9:00 a 17:00 hs,
nos telefones (21) 3207-4550 ou 3207-4556, ou também pelo e-mail:
Este termo está sendo elaborado em duas vias, sendo que uma via ficará com você
e outra será arquivada com os pesquisadores responsáveis.
CONSENTIMENTO
Li as informações acima e entendi o propósito da solicitação de permissão para o
uso das informações contidas no meu registro médico. Tive a oportunidade de fazer
perguntas e todas foram respondidas.
Rubrica do participante ou
representante legal Rubrica do investigador
responsável Página 6 de 6
Ficaram claros para mim quais são procedimentos a serem realizados, riscos e a
garantia de esclarecimentos permanentes.
Ficou claro também que a minha participação é isenta de despesas e que tenho
garantia do acesso aos dados e de esclarecer minhas dúvidas a qualquer tempo.
Entendo que meu nome não será publicado e toda tentativa será feita para
assegurar o meu anonimato.
Concordo voluntariamente em participar desta pesquisa e poderei retirar o meu
consentimento a qualquer momento, antes ou durante o mesmo, sem penalidade ou
prejuízo ou perda de qualquer benefício que eu possa ter adquirido.
Eu, por intermédio deste, dou livremente meu consentimento para participar nesta
pesquisa.
/ /
Nome e Assinatura do participante Data
Nome e Assinatura do Responsável Legal/Testemunha Imparcial
(quando pertinente)
Data
Eu, abaixo assinado, expliquei completamente os detalhes relevantes desta pesquisa ao paciente indicado acima e/ou pessoa autorizada para consentir pelo mesmo. Declaro que obtive de forma apropriada e voluntária o Consentimento Livre e Esclarecido deste paciente para a participação desta pesquisa.
/ / Nome e Assinatura do Responsável pela obtenção do Termo Data
![Dosimetria com EPID em técnicas de IMRT e VMAT [Compatibility Mode]](https://img.document.onl/doc/110x75/577cdff71a28ab9e78b26454/dosimetria-com-epid-em-tecnicas-de-imrt-e-vmat-compatibility-mode.jpg)
