Gestione del movimento d`organo in adroterapia con fasci a

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UNIVERSITÀ DEGLI STUDI DI PAVIA
Facoltà di Scienze Matematiche Fisiche e Naturali
Corso di Laurea Magistrale in Scienze Fisiche
Gestione del movimento d'organo in
adroterapia con fasci a scansione
Tesi di Laurea di
Matteo Baldelli
Relatore interno:
Prof. Paolo Pedroni
Relatore esterno:
Dott. Mario Ciocca
Anno Accademico 2013-2014
Indice
1
L'adroterapia
5
1.1
5
1.2
1.3
1.4
2
Aspetti sici e radioterapici . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
7
1.2.1
Interazione delle particelle cariche con la materia . . . . . . . . .
7
1.2.2
Radiobiologia degli ioni carbonio . . . . . . . . . . . . . . . . . .
7
Tecniche di irraggiamento
. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
2.2
2.3
2.4
7
1.3.1
Tecnica di irraggiamento attiva . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
7
1.3.2
Tecnica di irraggiamento passiva
9
. . . . . . . . . . . . . . . . . .
. . . . . . . . . . . . . .
10
1.4.1
Il Centro Nazionale di Adroterapia Oncologica
Acceleratori e linea di trasporto . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
11
1.4.2
Beam Delivery System . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
11
1.4.3
Treatment Planning System . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
11
Movimento degli organi in adroterapia
2.1
3
Panorama scientico . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
13
Denizione dei volumi di trattamento in adroterapia
. . . . . . . . . . .
13
2.1.1
Sistemi di coordinate e punti di riferimento
. . . . . . . . . . . .
13
2.1.2
GTV . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
14
2.1.3
CTV . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
15
2.1.4
PTV e ITV . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
16
2.1.5
Organi a Rischio
. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
17
Tipologie di movimento d'organo . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
18
2.2.1
Movimenti inter-frazionali . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
18
2.2.2
Movimenti intra-frazionali . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
20
Eetti del movimento d'organo sul trattamento . . . . . . . . . . . . . .
22
2.3.1
Inuenza sul pathlength radiologico
. . . . . . . . . . . . . . . .
2.3.2
Eetto Interplay
23
. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
24
2.3.3
Artefatti da movimento sulle immagini CT
. . . . . . . . . . . .
27
Posizionamento del paziente e sistemi di verica . . . . . . . . . . . . . .
28
4D Planning and Delivery
32
3.1
Strumentazione . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
32
3.1.1
32
Sistemi di mitigazione del respiro . . . . . . . . . . . . . . . . . .
1
Indice
3.2
Sistema di gating ANZAI
3.1.3
Fantoccio respiratorio
Simulazioni 4DCT
AZ733V
. . . . . . . . . . . . . . . . .
34
. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
35
. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
36
3.2.1
Aspetti teorici della 4DCT
. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
3.2.2
Gating respiratorio in fase di
3.2.3
Pianicazione di un trattamento 4D
imaging
36
. . . . . . . . . . . . . . .
38
. . . . . . . . . . . . . . . .
42
3.3
Simulazioni 4DRM . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
46
3.4
Delivery della dose . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
47
3.4.1
Preparazione e posizionamento del paziente . . . . . . . . . . . .
47
3.4.2
Gating respiratorio in fase di
. . . . . . . . . . . . . . .
49
3.4.3
Rescanning
. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
51
3.4.4
Test di accettazione del sistema 4D . . . . . . . . . . . . . . . . .
51
Esempi clinici . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
55
3.5
4
3.1.2
delivery
Conclusioni
64
4.1
Discussione
. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . .
64
4.2
Prospettive delle tecniche di gestione del movimento a CNAO . . . . . .
64
2
Introduzione
Oggetto di questa tesi è la gestione del movimento d'organo in adroterapia con fasci
a scansione presso il CNAO (Centro Nazionale di Adroterapia Oncologica) a Pavia.
Il lavoro compiuto in questi mesi ha permesso al CNAO di raggiungere l'importante
obiettivo di trattare i primi pazienti con tumori collocati nella zona toracica e addominale, tumori soggetti a movimento causato dalla respirazione. Il movimento degli
organi di un paziente rappresenta una problematiche importante in tutte le fasi del
piano di trattamento, dall'imaging al rilascio di dose, poichè l'estrema accuratezza della tecnica di irraggiamento con fasci a scansione richiede l'utilizzo di tecniche sempre
più ranate per poter impartire al paziente la terapia prescritta senza errori nella
distribuzione di dose e senza danneggiare i tessuti sani circostanti al volume bersaglio.
Per quanto concerne la struttura della tesi, il
primo capitolo
descrive in modo
globale l'adroterapia, fornendo una visione d'insieme delle caratteristiche siche, radiobiologiche e radioterapiche di questa terapia. In seguito verrà posta attenzione più
approndita alla struttura del sincrotrone di CNAO, alle sue componenti e alle tecniche
di irraggiamento attualmente utilizzate.
Il
secondo capitolo
si concentra sulla problematica del movimento d'organo e
del posizionamento del paziente in una terapia adronica e radioterapica, riportando
le strutture essenziali da denire per costruire un piano di trattamento soggetto a
movimento d'organo, le diverse tipologie di movimento e gli eetti di quest'ultimo sulla
terapia adronica con fasci a scansione. In particolare si discuterà della problematica
peculiare del movimento degli organi in una terapia con fasci a scansione, il cosiddetto
eetto
interplay.
Si descriveranno inne le
facilities
installate durante la costruzione
della struttura che consentono il posizionamento e la verica del paziente durante la
somministrazione del trattamento adroterapico.
Nel
terzo capitolo
si procede ad illustrare le tecniche e i dispositivi che hanno
trattamento 4-dimensionale. In
4DCT (4-Dimensional Computed Tomogra-
permesso di costruire e somministrare il cosiddetto
particolare ci si concentrerà sulla tecnica
phy),
sulle cui immagini si sono pianicati i primi trattamenti su pazienti soggetti a
movimento d'organo a partire dal Luglio 2014. Saranno riportati inoltre i risultati dei
test di accettazione delle procedure di erogazione del trattamento soggetto a movimento d'organo. Saranno riportati inne i due esempi clinici dei pazienti, i primi ad
avere usufruito di questo meccanismo di rilascio della dose, seguiti durante il corso di
questo lavoro.
3
Indice
Nel
quarto capitolo
, una volta riassunti gli obiettivi raggiunti nel corso di questo
lavoro, vengono tratte le conclusioni riportando le prospettive delle tecniche di gestione
del movimento a CNAO.
4
1 L'adroterapia
1.1 Panorama scientico
Adroterapia è un termine che copre tutte le forme di radioterapia che utilizzano fasci di
particelle composte da quark: neutroni, protoni, pioni, antiprotoni, ioni. I primi adroni
nella storia ad essere utilizzati in radioterapia sono stati neutroni a bassa energia, a
causa della loro elevata capacità di penetrazione in profondità. Nei primi esperimenti
clinici infatti i neutroni hanno prodotto un elevato controllo locale dei tumore, ma le
terapie sono state abbandonate per il fatto che la distribuzione della dose in funzione
della profondità era altamente sfavorevole, portando ad elevate dosi eettive anche ai
tessuti sani adiacenti al tumore.
I primi trattamenti di pazienti mediante protoni, elio e ioni leggeri sono avvenuti Lawrence Berkeley Laboratory (LBL) di Berkeley.
Vennero trattati a partire dal
1957 circa 2800 pazienti con tumore alla ghiandola pituitaria [47].
In Svezia negli
anni cinquanta sorse a Uppsala un sincrotrone che consentiva di raggiungere energie
di circa 200 Mev e attraverso il quale vennero trattati pazienti soggetti a diversi tipi
di neoplasie tra cui glioblastomi multiformi, carcinomi della cervice e tumori testa
collo, rilasciando la dose prescritta in singole sedute o piu sedute frazionate [41]. Nel
1961 venne conclusa la realizzazione ad Harvard di un ciclotrone da 160 MeV (Harvard Cyclotron) sotto la direzione di Wilson e lo stesso anno venne trattato il primo
paziente, aetto da un tumore celebrale maligno [41]. I paesi nei quali si è utilizzata
la protonterapia in modo continuativo sono anche il Giappone (Chiba e Tsukuba),
la Svizzera
(Paul Scherrer Institute )
e la Russia (Dubna, Mosca e San Pietroburgo).
Tutti i primi centri sorsero comunque come laboratori sperimentali con condizioni di
irraggiamento lontane da quelle ideali o come laboratori di ricerca in sica nucleare a
cui veniva dedicata una facility per i trattamenti. NEl 1990 sorse in California presso
il
Loma Linda University Medical Center
il primo centro ospedaliero del mondo dedi-
cato esclusivamente al trattamento di pazienti con fasci di protoni [42]. Questo centro
utilizza un sincrotrone da 250 MeV per accelerare i protoni, possiede tre sale dotate
di testate rotanti (gantry) e una sala con linea orizzontale e ha trattato no ad ora
più di 15000 pazienti [42]. Nel 2001 è diventato operativo il
Centre
Northeast Proton Therapy
di Boston dove è stato costruito un ciclotrone da 230 MeV. Nello stesso anno
anche il centro di Tsukuba in Giappone ha iniziato la sua attività clinica grazie alla
5
1 L'adroterapia
costruzione di un sincrotrone che consente di accelerare le particelle no ad energie di
250 MeV.
Nel corso della prima metà degli anni novanta gli ioni carbonio sono stati individutati come ioni ottimali per l'adroterapia.
Sono stati studiati anche altre ioni da
utilizzare in terapie adroniche, come elio, neon e argon ma la scelta è ricaduta sugli ioni carbonio, come verrà illustrato successivamente. Il primo centro al mondo dedicato
esclusivamente al trattamento clinico con ioni carbonio è stato lo HIMAC (
Medical Accelerator in Chiba )
Heavy Ion
sorto nel 1994 in Giappone a Chiba. Gli ioni vengono
accelerati in due sincrotroni in grado di accelerare le particelle no a 800 MeV/u e i
fasci accelerati sono trasportati nelle 3 sale trattamento e nelle sale dedicate alla ricerca clinica e ad esperimenti di radiobiologia. Successivamente in Giappone sono sorti
Hyogo Ion Beam Medical Cente r), lo GHMC (Gunma University Heavy
Ion Medical Center ) e, di recente costruzione, lo SAGA-HIMAT (Heavy Ion Medical
Accelerator in Tosu ) a Tosu. In Europa i primi trattamenti con ioni carbonio sono
stati compiuti in Germania al GSI (Gesellschaft fur Schwerionenforschung ) a Darmstadt e sono diventati operativi il CNAO di Pavia e HIT (Heidelberger Ionenstrahl
Therapiezentrum ) ad Heidelberg. In tabella 1.1 è riportato l'elenco dei centri che allo
lo HIBMC (
stato attuale eseguono l'adroterapia con fasci di ioni carbonio [43].
Tabella 1.1. Centri operativi di adroterapia con ioni carbonio [43].
Parallalamente alcuni di questi centri, come HIT e lo stesso CNAO sono stati progettati per essere centri duali, in quanto gli acceleratori presenti in questo strutture
sono in grado di accelerare anche protoni. E' dunque possibile eettuare presso questi
centri anche trattamenti di protonterapia.
6
1 L'adroterapia
1.2 Aspetti sici e radioterapici
1.2.1 Interazione delle particelle cariche con la materia
1.2.2 Radiobiologia degli ioni carbonio
Nel paragrafo precedente è stata presentata l'interazione delle particelle cariche con la
materia solamente dal punto di vista sico; ora descriviamo le conseguenze di questo
rilascio di energia sul materiale biologico. In base alla distinzione fatta precedentemente, è da ricordare che la radiazione direttamente ionizzante è costituita da particelle
cariche mentre quella indirettamente ionizzante è rappresentata dai neutroni e dalle
radiazioni elettromagnetiche (raggi X e raggi
γ
). Queste radiazioni non danneggiano
direttamente il materiale biologico, ma attraversando il tessuto, provocano ionizzazioni ed eccitazioni degli atomi di cui è costituito il loro percorso. Esse dunque cedono
energia a particelle cariche che a loro volta generano una traccia di ionizzazione nel
materiale.
Gli eetti biologici della radiazione sono dovuti principalmente all'interazione della
radiazione con il
DNA. Esso è contenuto all'interno del nucleo cellulare e rappresenta
il bersaglio sensibile della cellula. L'interazione di qualsiasi tipo di radiazione, direttamente ionizzante o indirettamente ionizzante, con il materiale cellulare causa due
tipologie dierenti di danni: danni diretti e danni indiretti. Il danno diretto è la ionizzazione di molecole di vitale importanza causata direttamente dal passaggio della
radiazione. La rottura dei legami della catena polipeptidica modica la struttura del
DNA e causa la morte della cellula o la limitazione della sua capacità di riprodursi
(morte clonogenica). Il danno diretto è la tipologia dominante per quanto riguarda le
radiazioni ad alto
LET 1 (Linear Energy Transfer)
come i protoni o gli ioni carbonio.
Per questo motivo una particella ad alto LET è anche denita densamente ionizzante.
1.3 Tecniche di irraggiamento
1.3.1 Tecnica di irraggiamento attiva
Dopo aver pianicato la dose da impartire al tumore è necessario depositarla in maniera
corretta, rispettando i limiti di dose per gli organi limitro al bersaglio e l'omogeneità di
dose nei volumi bersaglio. L'operazione di controllo in tempo reale della dose impartita
è eettuato in fase di trattamento dal sistema di
dose delivery.
Questo dispositivo è
2
situato all'interno del nozzle dell'acceleratore. Anchè la distribuzione di dose abbia
i requisiti per rispettare i requisiti imposti in fase di pianicazione, il fascio deve essere
1 Il LET è l'energia trasferita per unità di lunghezza. La sua unità di misura è il [Kev/µm].
2 Termine utilizzato per indicare la parte terminale della linea di trasporto della particelle che
direttamente in sala di trattamento.
7
giunge
1 L'adroterapia
dunque conformato al bersaglio tumorale e questo obiettivo viene ottenuto attraverso
una tecnica di rilascio attiva della dose
Figura 1. Sistema di scansione attivo modulato in energia.
La tecnica di irraggiamento attiva, mostrata schematicamente in gura 1.1, consente
di modulare in intensità, posizione ed energia il fascio di particelle. Il tumore viene
infatti suddiviso in fette (
slice )
le quali sono regioni del volume del tumore raggiun-
il
slice viene scansionata in modo tale che
scanning dedicati, sia rilasciato in ogni punto
(
in modo continuo da uno spot ad un
te da particelle della stessa energia.
Ogni
pencil beam, guidato da magneti di
spot ) in cui è suddivisa la slice, guidandolo
altro adiacente con una velocità massima di 20
m/s
e con una precisione di 0.2
mm.
Questa tecnica di irraggiamento è attualmente utilizzata in diversi centri di terapia
adronica tra i quali CNAO, PSI, GSI e HIT. Il vantaggio di questa tecnica è quello di
eliminare la maggior parte degli elementi passivi sulla traiettoria del fascio. Questo
porta ad una riduzione della dose da componente neutronica e della generazione di
ioni secondari dovuta a processi nucleari di frammentazione. Gli unici elementi passivi
utilizzati nel nozzle di CNAO sono i
ripple lter
e i
range shifter.
I primi componen-
ti sono utilizzati nei trattamenti con ioni carbonio per rendere lo SOBP più piatto,
poichè gli ioni carbonio hanno un picco molto più stretto dei protoni e, nel momento
in cui si genera uno SOBP variando l'energia dal sincrotrone, si ottiene una risposta
nello SOBP ondulata. Questi componenti passivi sono costituiti da lastre di plexiglass
che mostrano sulla supercie dei solchi di sezione triangolare di 2 mm e di 3 mm di
spessore e che sono posizionati all'interno del nozzle a circa 50 cm dall'isocentro. Sono
inseriti ortogonalmente tra di loro, in modo da generare una griglia che produca un
allargamento longitudinale del fascio, che avviene poichè in questo modo il pencil beam
attraverso spessori diversi, allargandosi di conseguenza. Il range shifter viene utilizzato
sia per fasci di protoni sia per fasci di carbonio, nei casi in cui la patologia sia situata
talmente poco in profondità nel paziente che la minima energia disponibile del fascio
erogata dal sincrotrone non generi il picco di Bragg a quella profondità. Per ridurre gli
eetti dello scattering si posiziona questo dispositivo a pochi centimetri dal paziente.
Questa tecnica di rilascio della dose permette di irraggiare volumi di qualsiasi forma e
8
1 L'adroterapia
dimensione senza interporre elementi scatteratori all'interno della linea del fascio e gli
organi a rischio vengono risparmiati con più precisione in quanto, per la natura stessa
della tecnica di irraggiamento attraverso pencil beam, la dose depositata all'interno del
paziente e più circostanziata rispetto al caso di un irraggiamento passivo. L'utilizzo
della tecnica di rilascio attiva permette di ridurre la probabilità che le radiazioni inducano neoplasie secondarie in seguito all'irraggiamento. Questo fatto è fondamentale
nel caso di pazienti pediatrici, per la loro più elevata sensibilità a tumori radioindotti
e il fatto che la radiazione scatterata dal volume trattato è molto più signicativa in
un corpo di dimensioni ridotte come quello di un bambino che in un corpo più grande
di un adulto [38].
1.3.2 Tecnica di irraggiamento passiva
La tecnica di irraggiamento passiva, altrimenti chiamata di
scattering, utilizza una serie
di elementi scatteratori, collimatori e degradatori posizionati lungo la traiettoria nale
del fascio di particelle.
I sistemi passivi sono relativamente semplici e raggiungono
un'adeguata conformazione della dose nel volume bersaglio.
Questi sistemi attual-
mente sono maggiormente utilizzati rispetto alle tecniche a scansione attiva, ma la
tendenza per i centri di radioterapia e terapia con particelle di nuova costruzione è di
installare quest'ultima tecnica rispetto che la prima.
Figura 1.2. Schema di un sistema di rilascio passivo di un fascio di protoni [45].
In gura 1.2 è rappresentato lo schema degli elementi passivi utilizzati nel rilascio
di un fascio di protoni. Gli elementi passivi utilizzati in genere sono il
tor,
range modula-
gli scatteratori e i compensatori. Il range modulator è tipicamente un oggetto a
forma di elica che ruota per presentare al fascio strati successivi sempre più sottili di
plastica permettendo cosi di allargare il picco di Bragg in profondità. Per allargare il
9
1 L'adroterapia
fascio nel piano trasversale si utilizzano gli scatteratori. Tipicamente sono impiegati
in due tecniche: a singolo scattering (nel caso di trattamenti che richiedono campi
di piccole dimensioni) e a scattering doppio (per campi di grandi dimensioni).
Nel
caso di scattering doppi si sfruttano due elementi scatteratori: il primo è un sottile
foglio uniforme di piombo che genera il prolo del fascio Gaussiano, mentre il secondo modica la Gaussiana per ottenere una distribuzione di dose omogenea e piatta
[46]. Questi elementi passivi permettono di generare uno SOBP di forma cilindrica.
Il volume bersaglio reale però è di forma non regolare e di densità non uniforme. Per
questi motivi si utilizza l'ultimo elemento passivo posizionato prima del paziente, il
cosiddetto compensatore. I compensatori sono componenti aggiuntive specicamente
realizzate per ogni paziente.
Sono blocchi di lucite o cera di forma complessa che
permetteno di conformare la distribuzione di dose sull'anatomia specica del paziente.
Essi sono posti il più vicino possibile al paziente per evitare gli eetti dello
scattering
ed ottimizzare dunque il processo di l'irraggiamento.
1.4 Il Centro Nazionale di Adroterapia Oncologica
Il Centro Nazionale di Adroterapia Oncologica è stato inaugurato ucialmente a Pavia
il 15 febbraio 2010. E' una struttura dedicata alla ricerca radiobiologica e all'assistenza
medica nel campo dell'adroterapia, fornita in convenzione con il servizio sanitario
nazionale [48].
La sua realizzazione è stata portata avanti da diversi enti italiani
e stranieri come l'INFN, il GSI, il CERN ed il Politecnico di Milano, oltre che le
Università degli studi di Pavia e Milano. Il sincrotrone installato a CNAO è in grado
di accelerare sia protoni (p), in un range di energie di 60-250 MeV, sia ioni carbonio
C
+6
in un intervallo di energie di 120-400 MeV/u ed è stato progettato accelerare
in futuro altre particelle con valori 1≤
Z ≤6
e ioni ossigeno, utilizzando la tecnica
di scansione attiva 3D (cioè scanning attivo nel piano ortogonale alla direzione del
fascio, combinato con variazione attiva dell'energia mediante sincrotrone tra gli spills).
Le energie del fascio fornite dal sincrotrone sono tali da raggiungere la profondità in
acqua di circa 27 cm con un passo di modulazione di 1 mm e con un'intensità tale da
somministrare no a 2 Gy in un volume di acqua di 1 litro in circa 1 minuto [10]. In
tabella sono riassunte le principali caratteristiche siche e mediche dei fasci utilizzati
al CNAO. Nel seguito è trattata più dettagliatamente la parte di accelerazione dei fasci
e del controllo della dose erogata.
10
1 L'adroterapia
Parametro
Valore
Particelle
p, C
Range energetico
60-250 MeV per p
6+
(He
2+
, Li
3+
, Be
4+
, B
5+
e O
8+
)
6+
120-400 MeV/u per C
2
2
da 1 g/cm a 27 g/cm
2
8+
no a 20 g/cm per O
Range di profondità del fascio
Step energetico
0.02 MeV
Modulazione del picco di Bragg
0.1 g/cm
Rate di dose medio
2 Gy/min per 1000 cm
2
3
Precisione nel rilascio della dose
≤
Numero massimo di particelle per spill
10
2.5%
10
per p
8
6+
4 ·10 per C
Dimensioni del fascio
4-10 mm (FWHM)
Accuratezza dimensione fascio
≤0.2
Step posizione del fascio
0.1 mm
mm
≤ ±0.05 mm
× 2 cm2
Accuratezza posizione fascio
Dimensione del campo
da 2
Step dimensione del campo
1 mm
Accuratezza posizione del campo
Accuratezza dimensione del campo
≤ ±0.5
≤ ±0.5
Omogeneità ortogonale del campo
105%
Simmetria del campo
105%
a 20
×20
cm
2
mm
mm
Penombra laterale (80%-20%)
< 2mm/lato
Caduta distale della dose (80%-20%)
< 2mm
SSD (Source to Surface Distance)
> 3m
Tabella 1.1. Principali caratteristiche del sincrotrone di CNAO.
1.4.1 Acceleratori e linea di trasporto
1.4.2 Beam Delivery System
1.4.3 Treatment Planning System
La fase di pianicazione del trattamento si avvale del
Treatment Planning System
(TPS), un software in grado di calcolare una congurazione della dose richiesta utiliz-
Syngo®
zando codici analitici, fornendo parametri utili per la gestione dell'acceleratore. Presso
CNAO è presente il TPS
RT Plannning System (Siemens AG Healthcare, Er-
langen, Germania) che permette di pianicare un trattamento sia con protoni sia con
ioni con rilascio attivo della dose. Per poter costruire un piano di trattamento il TPS
si avvale delle immagini diagnostiche del paziente acquisite in fase di simulazione
puted Tomography
(CT) e di
Magnetic Resonance Imaging
Com-
(MRI). Il TPS genera una
struttura di irraggiamento basandosi su queste informazioni e su vincoli imposti dal
sico medico, come la scelta di imporre dei vincoli per la presenza di organi a rischio
11
1 L'adroterapia
(OR) limitro al target o la denizione dei volumi di trattamento dei quali parleremo
nella sezione 2.1.
12
2 Movimento degli organi in
adroterapia
L'elevato livello di accuratezza raggiungibile con la tecnica di irraggiamento a scansione
attiva rende l'adroterapia a ioni carbonio estremamente sensibile alle incertezze dovute
al posizionamento e all'immobilizzazione del paziente. Una problematica importante
in questo senso per il trattamento è rappresentata dal movimento degli organi del
paziente.
I cambiamenti dell'anatomia di un paziente sono molteplici e diversicati
nel tempo e nello spazio e se non adeguatamente gestiti sin dalla fase di simulazione
arrecano danni all'uniformità della distribuzione di dose e un rilascio di dose non voluto
in tessuti sani. In questo capitolo si presenteranno in principio i volumi del trattamento
e i rispettivi margini, deniti partendo dalla fase di imaging, secondo le linee guida
ICRU (International Commission on Radiation Units and Measurements)
dettate dall'
nel Report 50 e nel supplementare Report 62 [8]. In seguito saranno discusse le diverse
tipologie di movimento d'organo e i loro eetti sul workow del trattamento. Come
ultimo argomento si illustreranno i sistemi di posizionamento e di verica del paziente
presenti a CNAO, i quali sono strumenti essenziali per poter pianicare ed eseguire il
trattamento 4D descritto nel terzo capitolo.
2.1 Denizione dei volumi di trattamento in
adroterapia
2.1.1 Sistemi di coordinate e punti di riferimento
Il posizionamento del paziente in una posizione stabile e riproducibile è un prerequisito per una corretta denizione dei volumi del trattamento e del set-up dei fasci di
ioni [8]. Adeguati sistemi di posizionamento del paziente sono utilizzati per raggiungere questo obiettivo. Punti di riferimento, sia interni al paziente che esterni, o linee
sono usate per stabilire il sistema di coordinate del paziente e per rendere riproduI punti
di riferimento interni (IRP ) sono strutture anatomiche (ad esempio strutture ossee o
cibile l'allineamento del paziente sia in fase di imaging che di trattamento.
cavità riempita d'aria) che possono essere utilizzate per la localizzazione del tumore
o del bersaglio clinico e per un'accurato set-up durante le fasi di imaging, pianica-
13
2 Movimento degli organi in adroterapia
zione e trattamento. In alcuni casi è necessario utilizzare diversi punti di riferimento
per geometrie complesse o patologie comprendenti più di un sito tumorale. I punti di
riferimento esterni sono punti visibili e localizzabili posti sulla supercie del paziente
o sulla supercie dei dispositivi di immobilizzazione che ricoprono il paziente, come
le maschere termoplastiche.
Attualmente presso CNAO sono utilizzati dei punti di
riferimento esterni costituiti da linee posizionate sulla maschera termoplastica del paziente che rappresentano l'isocentro del fascio. L'isocentro è il punto che rappresenta
idealmente il centro del tumore. E' individuato mediante l'intersezione di diversi fasci
laser che attraversano sia le sale di imaging che le sale di trattamento.
2.1.2 GTV
Il
Gross Tumor Volume (GTV)
è il volume macroscopico localizzabile della neoplasia
maligna. Il GTV è costituito dal tumore primario ed eventualmente da possibili linfoadenopatie metastatiche (GTV nodali) o altre metastasi (GTV M). Il GTV quasi
in ogni situazione corrisponde a quelle zone della neoplasia in cui la densità di cellule
tumorali è la più elevata. Per questo motivo è necessario fornire al GTV un'adeguata
dose calcolata in fase di pianicazione per aumentare le probabilità di buon esito della terapia. Il GTV può apparire dierente nella forma e dimensione a seconda della
tecnica di esame usata per la valutazione; per tale motivo il radioterapista oncologo
deve indicare quale metodo è stato utilizzato per la valutazione e denizione del GTV.
Nonostante questo, anche utilizzando le stesse tecniche, possono vericarsi variazioni
nella forma e dimensione del GTV a seconda dell'osservatore [7]. Un GTV può essere
connato soltanto in una parte di un organo o può coinvolgere interamente un organo.
Sono diverse le ragioni per cui è necessario individuare e riportare il GTV in modo
completo ed accurato. La prima ragione è per determinare una stadiazione accurata
del tumore, ad esempio attraverso il sistema di classicazione dei tumori internazionale
TNM 1 .
La seconda è la necessità di impartire un'adeguata dose a tutto il GTV
con l'obiettivo di ottenere il controllo locale del tumore.
La terza è che monitorare
eventuali regressioni del GTV durante il trattamento permette di eettuare predizioni
della risposta del tumore alla terapia.
1 E'
un sistema di classicazione a partire dal quale si può ricavare lo stadio della malattia. Ogni
tumore viene classicato attraverso questa sigla. Il parametro T può valere da 1 a 4 a seconda
della grandezza del tumore (1 piccola, 4 grande). Il parametro N indica lo stato dei linfonodi vicini
al tumore, 0 se sono indenni no a 3 con gravità crescente. Il parametro M indica la presenza di
metastasi a distanza. Esso può valere solo 0 o 1.
14
Figura 2.1. Ricostruzioni di molteplici GTV attraverso radiograa laterale di un
paziente con tumore al cervello. [17]
In gura 2.1 è schematizzato il GTV costruito da diversi specialisti (oncologi, neurochirurghi, radiologi) partendo dalla stessa radiograa laterale di un paziente con
tumore al cervello.
Ciascuna linea rappresenta un dierente GTV denito secondo
l'opinione di ciascuno specialista, a sottolineare il fatto che il GTV sia dicilmente
determinabile univocamente a causa dell'anatomia disomogena della neoplasia.
2.1.3 CTV
Il
Clinical Target Volume (CTV)
è un volume di tessuto che contiene un GTV dimo-
strabile e una zona di tessuto aetta da patologia maligna che deve essere eliminata.
Analogamente al GTV il CTV è un concetto puramente clinico-anatomico e deve includere tessuti che hanno un coinvolgimento clinico sospetto ma non dimostrabile oltre
al tumore stesso (GTV). I tumori a livello macroscopico possono essere sia ben demarcati che senza conni netti rispetto ai tessuti circostanti.
L'esame microscopico dei
tessuti circostanti ad ogni modo rivela un'estensione subclinica della malattia attorno
al GTV: singole cellule maligne, piccoli cluster di cellule o microestensioni che non
possono essere individuate mediante le tecniche di imaging attuali. Il GTV dunque,
unito a questo volume subclinico, è denito come Clinical Target Volume. Se il GTV
è stato rimosso in seguito ad un intervento di chirurgia radicale, ma si ricorre lo stesso
a radioterapia per i tessuti rimasti vicini al sito del GTV, questo volume viene comunque denito come CTV. GTV e CTV sono deniti attraverso principi generali di
oncologia,e sono indipendenti da qualsiasi approccio terapeutico utilizzato.
La loro
denizione precede la scelta della modalità di trattamento e le successive procedure di
pianicazione.
15
2.1.4 PTV e ITV
PTV
Una volta che il CTV è stato denito è necessario stabilire la geometria di irraggiamento con cui si vuole trattare il volume bersaglio. La scelta delle direzioni dei fasci esterni
permette, attraverso le simulazioni del TPS, la computazione di una distribuzione di
dose accettabile da un punto di vista clinico. Il calcolo della dose viene eettuato utilizzando rappresentazioni statiche ottenute mediante simulazioni CT. Ad ogni modo
sono presenti incertezze e variazioni nelle posizioni, dimensioni, forma ed orientamento sia dei tessuti, del paziente e del fascio esterno rispetto al sistema di coordinate
prescelto. Queste incertezze sono riscontrabili sia durante una singola sessione (incertezze intra-frazionali) che tra una sessione ed un'altra (incertezze inter-frazionali). Per
evitare deviazioni signicative della dose prescritta in ogni parte del CTV è necessario
aggiungere dei margini che tengano conto di queste variazioni. Questo porta al concetto di
Planning Target Volume (PTV)
[7]. E' dicile quanticare le dierenti tipologie
di variazioni e incertezze, così come la loro interazione. Risulta chiaro che sistemi di
posizionamento e di imaging accurati signicano una riduzione dei margini del PTV,
che tende a coincidere al CTV nel caso ideale di assenza di incertezze di set-up nel
trattamento. La dose impartita al PTV è rappresentativa della dose somministrata al
CTV.
ITV
Un margine specico, interessante per questo lavoro e per il proseguo della trattazione
circa le tecniche di gestione del movimento d'organo, è chiamato
Internal Margin (IM).
Si tratta di un margine specicatamente aggiunto al CTV per compensare movimenti
siologici previsti e variazioni di forma, dimensione e posizione del CTV durante la
terapia. E' un margine tipicamente asimmetrico rispetto al CTV. I movimenti e le variazioni anatomiche possono essere dovuti principalmente alla respirazione, ma anche
a riempimento di prostata e retto, digestione e movimenti dell'addome. Questi sono
aspetti puramente siologici e hanno come conseguenza un cambiamento della posizione, forma e dimensioni del CTV. Il termine
Internal Target Volume (ITV)
è stato
proposto [19] come rappresentativo del volume contenente il CTV e i tessuti all'interno
del IM.
16
Figura 2.2: Paziente con tumore al seno in seguito ad asportazione chirurgica del
GTV; denizione dei volumi sensibili per radioterapia post-operatoria del letto
tumorale. [8].
In gura 2.2 sono riportati i volumi deniti per il trattamento radioterapico postoperatoriale di un paziente soggetto a cancro al seno. La linea tratteggiata rappresenta
la posizione della supercie del paziente nella situazione di massimo inspirio. Si osservi come l'ITV e il PTV, a dierenza del CTV, non essendo concetti anatomici,
non debbano necessariamente essere deniti completamente all'interno del corpo del
paziente.
2.1.5 Organi a Rischio
OAR )
Gli organi a rischio (
sono tessuti sani, anche chiamati strutture normali cri-
tiche, la cui sensibilità alla radiazione può inuenzare signicativamente la pianicazione del trattamento e la dose prescritta ai volumi adiacenti.
Attualmente la
conoscenza della sensibilità dei tessuti normali deriva principalmente da osservazione
cliniche. Approcci dierenti sono stati proposti per la modellizzazione della probabilità di complicazione dei tessuti sani. Il modello FSU (
Functional Sub Unit ) suggerisce
che, per la valutazione della risposta al frazionamento impartito al volume, i tessuti
del OAR debbano essere considerati come funzionalmente organizzati in strutture in
17
serie ed in parallelo [44].
Ad esempio, la spina dorsale ha un'elevata serialità
relativa, che signica che una dose superiore al limite di tolleranza di anche un piccolo volume di questo OAR può essere deleteria. Al contrario il polmone ha una bassa
serialità relativa, che signica che il parametro più importante in questo caso è la
dimensione relativa del volume irradiato sopra il livello di tolleranza.
Gli eventuali movimenti degli organi a rischio durante il trattamento, cosi come le
incertezze nel
setup-up
devono essere considerati come nel caso del PTV. Un margine
ulteriore deve essere aggiunto al OAR per compensare queste variazioni ed incertezze.
Questo porta, in analogia al PTV, al concetto di
(PRV).
Planning Organ at Risk Volume
2.2 Tipologie di movimento d'organo
Il movimento d'organo nell'ambito della terapia adronica e della radioterapia è suddiviso in movimento del paziente, movimento inter-frazionale e movimento intra-frazionale.
Le tre tipologie di movimento si inuenzano a vicenda seguendo quest'ordine logico;
ad esempio, un movimento del paziente modica la posizione di un organo che sperimenta una variazione inter-frazionale. Le prime due tipologie di movimento avvengono
in una scala temporale che va dai minuti alle ore e dunque richiedono un intervento
di controllo e posizionamento solamente all'inizio di ogni frazione del trattamento; al
contrario gli organi soggetti a movimento intra-frazionale cambiano posizione in una
scala temporale che va dai secondi ai minuti.
2.2.1 Movimenti inter-frazionali
Questi movimenti avvengono quando la posizione del tumore cambia quotidianamente
e questo eetto è principalmente associato ad organi che fanno parte del sistema digerente o sono adiacenti ad esso. La prostata ad esempio è soggetta a questo fenomeno
a causa del riempimento/svuotamento del retto. Anche cambiamenti nelle condizioni
del paziente, come la perdita o un aumento di peso possono inuenzare la posizione
relativa del CTV. I movimenti inter-frazionali possono avvenire come conseguenza del
trattamento stesso. Esempi sono la riduzione del tumore in seguito ai frazionamenti del trattamento o una riossigenazione dei tessuti circostanti al bersaglio.
Questi
cambiamenti di anatomia sono controllati prima di ogni frazionamento, e consentono
di vericare la posizione eettiva del CTV rispetto alle immagini CT sulle quali si è
precedentemente pianicato il trattamento. Presso CNAO questa verica è eettuata
attraverso un sistema chiamato
PVS, basato su un sistema di imaging stereoscopico a
raggi X, che descriveremo più dettagliatamente nella sezione 2.4.
18
Figura 2.3: esempio di cambiamento della posizione del CTV di un tumore
polmonare in fase di trattamento [8].
Un esempio clinico di cambiamento delle dimensioni del GTV durante il trattamento è riportato in gura 2.3, in cui è riportato il GTV di un paziente con carcinoma
dell'esofago e sottoposto a radioterapia.
L'utilizzo di un'agente di contrasto mostra
che il tumore, che era voluminoso prima del trattamento (a sinistra) è diminuito considerevolmente durante il corso del trattamento sino a scomparire (a destra). Risulta
evidente che senza ripianicazione in fase di trattamento in questo caso si sarebbe
vericato il rischio di impartire una dose errata al volume da trattare. Questa tipologia di movimento verrà presa in considerazione in modo secondario in questo lavoro.
Infatti il caso di movimento inter-frazionale appena descritto è dovuto agli eetti del
trattamento stesso sulle dimensioni del GTV. Data la ridotta capacità riparatrice delle
cellule sottoposte a terapia con ioni carobio, la durata di questo trattamento è notevolmente ridotta rispetto ad un trattamento con fasci di protoni o ad un trattamento
radioterapico a raggi X. In questi casi infatti un paziente si sottopone ad un numero
di sedute che va da 20 a 30, per un totale di 4-6 settimane di cura ed in questo lungo
periodo di tempo diventano dunque osservabili eventuali cambiamenti delle dimensioni
e della forma del tumore, sia per eetto stesso del trattamento che per eetti siologici
del paziente (perdita di peso). Questo non accade in una terapia con ioni carbonio,
poichè il trattamento è concentrato in 8-10 sedute nell'arco di al massimo due settimane, un periodo di tempo troppo breve per riscontrare cambiamenti d'anatomia tali
da portare alla ripianicazione.
19
2.2.2 Movimenti intra-frazionali
Il movimento d'organo che avviene mentre il paziente è irraggiato è chiamato movimento intra-frazionale d'organo.
Le cause principali del movimento intra-frazionale
del bersaglio sono la respirazione e i movimenti cardiaci. Gli organi soggetti a questa
tipologia di movimento sono gli organi della zona toracica e addominale. Rispetto al
trattamento di un tumore soggetto solamente a movimento inter-frazionale, in cui il
cambiamento dell'anatomia viene quanticato e misure correttive sono prese soltanto all'inizio di ciascuna frazione, il trattamento di un organo soggetto a movimento
intra-frazionale necessita di tecniche e strumenti che agiscono in tempo reale durante
ciascuna frazione. L'obiettivo di queste tecniche, come nel nostro caso la tecnica 4DCT,
di cui parleremo nel terzo capitolo, è quello di consentire un corretto rilascio di dose
al CTV limitando al massimo gli eetti del movimento respiratorio sul trattamento.
La vicinanza di un organo lesionato ai polmoni e al diaframma causa un'escursione del
CTV durante il ciclo respiratorio del paziente. Tipicamente si osserva un'escursione
massima, chiamata
range del movimento, tra la fase di massima espirazione (fase in cui
i polmoni sono vuoti d'aria) e la fase di massimo inspirazione (fase in cui i polmoni sono pieni). Gli organi soggetti a movimento intra-frazionale attualmente trattati presso
CNAO sono fegato e pancreas. I trattamenti per questi organi sono iniziati a partire
da Luglio del 2014. In gura 2.4 è possibile vedere un esempio clinico di movimento
intra-frazionale di un GTV (carcinoma del pancreas) in relazione a punti interni ssi
impiantati. A causa dei movimenti respiratori del paziente le clip metalliche posizionate nel tumore si muovono di circa 6 mm durante un'esposizione di un secondo al
simulatore.
20
Figura 2.4. Simulazione mediante l'utilizzo di clip metalliche impiantate in paziente
soggetto a carcinoma pancreatico: il movimento respiratorio causa lo spostamento
delle clip di circa 6 mm [7].
Numerosi studi compiuti [4] hanno cercato di quanticare i movimenti intra-frazionali
di questi organi in diverse condizioni di respirazione. Nelle tabelle 2.1 e 2.2 sono riportati i risultati degli studi sul movimento d'organo intra-frazione di fegato e pancreas
ottenuti da diversi autori. Sono riportati gli spostamenti degli organi espressi in Peak
to Trough (PTT) medio, ovvero come media tra le escursioni massime dell'organo misurate tra le fasi di inspirazione ed espirazione. Le escursioni degli organi sono state
misurate utilizzando diversi esami diagnostici: camere a scintillazione, ultrasuoni, risonanze magnetiche e esami CT. Le posizioni del paziente nelle quali si sono eettuati
gli studi sono in piedi, supina, prona e di decubito laterale. In alcuni di questi studi si è
confrontato il movimento dell'organo in condizioni di respiro normali con il movimento
in condizioni di respiro profondo forzato.
21
Tabella 2.1: sintesi dei risultati di diversi studi sul movimento d'organo
intra-frazionale del fegato [6].
Tabella 2.2: sintesi dei risultati di diversi studi sul movimento d'organo
intra-frazionale del pancreas [6].
I signicativi valori di spostamento degli organi nell'arco di un ciclo respiratorio
ottenuti hanno permesso di quanticare l'impatto del movimento intra-frazionale sugli
organi e incoraggiato in molti centri di radioterapia e terapia adronica la ricerca di
tecniche e la denizione di protocolli per una corretta gestione del movimento intrafrazionale del GTV.
2.3 Eetti del movimento d'organo sul trattamento
L'impatto principale del movimento degli organi su una terapia a ioni carbonio e a
protoni è la sfocatura dei gradienti di dose tra il volume bersaglio e i tessuti sani
[3]. Per questo motivo si sono deniti dei volumi in grado di tenere conto di questi
cambiamenti anatomici. Oltre a questo eetto, dovuto alla geometria dei volumi del
trattamento, i movimenti degli organi nell'area del bersaglio e nel percorso del fascio
possono anche cambiare il range percorso dalle particelle attraverso il paziente, portando a signicativi cambiamenti della distribuzione di dose prescritta nel CTV. Questi
due eetti sono indipendenti dalla tecnica di delivery del trattamento, dunque avvengono sia in trattamenti con tecnica di irraggiamento a fasci a scansione, come quella
presente a CNAO, che in trattamenti con sistemi passivi di delivery. L'eetto negativo più caratteristico del movimento d'organo intra-frazionale sulla terapia adronica è
rappresentato dall'interferenza tra il movimento di scanning del fascio e il movimento
22
intra-frazionale dell'organo.
Questo fenomeno prende il nome di eetto
interplay
e
verrà presentato in seguito.
2.3.1 Inuenza sul pathlength radiologico
Il movimento d'organo può modicare il
pathlength radiologico
del fascio di ioni.
Il
pathlength radiologico rappresenta il percorso compiuto dalle particelle prima di raggiungere il volume bersaglio. Questo percorso viene calcolato in fase di simulazione
partendo dalle immagini CT. Il sico medico attraverso il TPS, sulla base dell'imaging
del paziente e delle densità dei tessuti estrapolate dalle immagini CT, fornisce una
geometria di irraggiamento conforme al piano di trattamento, cioè fornisce una dose
corretta nel volume bersaglio e il rispetto dei limiti di dose fornita ai tessuti sani. In
fase di trattamento il cambiamento dell'anatomia di un paziente a causa della respirazione può portare ad eetti negativi signicativi. Infatti un cambiamento delle densità
del tessuto realmente attraversato dal fascio prima di depositare dose nel sito tumorale
rispetto alle densità sulle quali si è calcolato il piano di trattamento porta allo spostamento del picco di Bragg del fascio incidente. Le conseguenze dello spostamento del
picco sono l'alterazione della distribuzione di dose nel volume bersaglio e un rilascio
di dose non desiderato e dannoso nei tessuti sani prossimi o distali rispetto al tumore.
Figura 2.5. Linee di iso-range di un fascio di ioni in un tumore polmonare: il
movimento del tumore dovuto alla respirazione cambia signicativamente il range e
dunque il picco di Bragg della radiazione incidente tra le fasi di espirazione e
inspirazione.
Un caso esplicativo per questo eetto negativo è rappresentato dal tumore polmonare. Esso rappresenta un caso limite, poichè trattasi di un tessuto ad alta densità
circondato da tessuto polmonare con densità simile all'acqua. In gura 2.5 sono riportate le linee di iso-range delle particelle per lo stesso paziente in condizioni di massima
inspirazione (a sinistra) e massima espirazione (a destra). Il tumore, indicato in gura
dal GTV, si trova all'interno della slice assiale in fase di espirazione (a destra). Nella
fase di inspirazione esso si viene a trovare all'esterno della slice. A causa della elevata
23
dierenza di densità tra la massa tumorale e il tessuto polmonare circostante le linee
di iso-range, che rappresentano la distanza percorsa dalle particelle attraversando i
tessuti, cambiano signicativamente tra le due fasi respiratorie. E' possibile osservare
come l'assenza del tumore nel percorso del fascio nella in fase di inspirazione (parte sinistra della gura) causi un incremento notevole del range delle particelle rispetto alla
stessa geometria di irraggiamento nella fase di espirazione (parte destra della gura).
2.3.2 Eetto Interplay
Fin dai primi studi [3] riguardanti le terapie con fasci a scansione era chiaro che l'irraggiamento mediante fascio a scansione di organi in movimento intra-frazionale sarebbe
stato problematico. Il motivo è dovuto al fatto che in un trattamento con tecnica di
irraggiamento attiva è presente un eetto di distorsione dell'uniformità della dose impartita dovuto all'interferenza tra il movimento d'organo e il movimento di scansione
del fascio . Questo eetto è chiamato
interplay.
Il meccanismo di formazione di questa
interferenza è il seguente: durante la scansione del fascio lungo un percorso predenito
in una slice, il bersaglio si muove seguendo le diverse fasi del ciclo respiratorio.
Il
processo di scansione rilascia il fascio in ogni pixel utilizzando coordinate stazionarie
nel laboratorio. Il movimento del bersaglio dunque cambia la posizione relativa tra la
griglia di scansione della slice e il target. Il risultato è un tipicamente un sottodosaggio
della distribuzione di dose rilasciata nel volume.
Figura 2.6. Meccanismo di formazione degli eetti di interferenza tra fascio a
scansione e movimenti d'organo intra-frazionali. [13]
In gura 2.6 è ragurata la formazione di questo eetto nell'arco di un ciclo respiratorio. All'inizio dell'irradiazione i magneti di scansione rilasciano dose seguendo
il percorso di scansione predenito del pencil beam. La seguente inspirazione del paziente (colore azzurro) determina lo spostamento non previsto del bersaglio rispetto
al pattern di scansione. La scansione della slice prosegue mentre il target non si trova
24
nella zona sottoposta a irradiazione. Durante la prima fase di espirazione il bersaglio
ritorna allineato al pattern di scanning previsto e in questo frangente riceve dose come pianicato.
Nel corso della fase di espirazione (colore verde) l'eetto sulla dose
impartita è identico a quanto è successo in fase di inspirazione.
Alla ne del ciclo
respiratorio la dose eettivamente rilasciata nel bersaglio risulta fortemente degradata.
Sono infatti rappresentati i pixel non andati a segno nel target durante il ciclo
respiratorio. Per una data direzione di scansione, l'ampiezza del movimento del bersaglio è il parametro che determina la proporzione dell'eetto interplay sul trattamento.
Gli istogrammi dose-volume (DVH) degli studi compiuti sul movimento di traslazione di un bersaglio irraggiato con un fascio a scansione infatti mostrano che la dose
impartita al target diminuisce all'aumentare dell'ampiezza del movimento dello stesso
[29].
Presso CNAO sono stati eettuati test di accettazione di sistemi e di geome-
trie, che descriveremo in seguito, che hanno avuto come obiettivo quello di studiare
l'eetto interplay ed eliminarne le conseguenze sul rilascio di dose, permettendo di
costruire i protocolli clinici attualmente utilizzati per i trattamenti dei tumori soggetti
a movimenti intra-frazionali.
25
Figura 2.7. Distribuzione di dose per un paziente nel caso statico (sopra) e in caso di
movimento non mitigato da alcuna tecnica [28].
In gura 2.7 sono mostrate le distribuzioni di dose per il CTV nel caso di un paziente
statico e nel caso dello stesso paziente soggetto a movimento del tumore dovuto alla
respirazione di circa 6mm nella direzione superiore-inferiore (SI). La distribuzione nel
secondo caso è stata calcolata senza alcuna tecnica di compensazione del movimento
d'organo. L'alterazione dell'uniformità della dose è causata dall'eetto interplay tra il
movimento di scanning del fascio attivo e il movimento SI dell'organo e in questo caso
porta ad un sovradosaggio nel volume da trattare.
Deviazioni dalla dose prescritta
di questo tipo non consentono di proseguire con il trattamento. L'
ICRU
infatti rac-
comanda una omogeneità di dose nel PTV entro il 97%-107% della dose prescritta in
fase di pianicazione per ridurre il rischio di fallimento nel controllo locale del tumore
[28].
26
2.3.3 Artefatti da movimento sulle immagini CT
La respirazione del paziente e il conseguente movimento intra-frazionale degli organi
dell'addome e del torace causa artefatti durante la fase di simulazione CT. Questi
artefatti causano la distorsione del volume del bersaglio e l'acquisizione di incorrette
informazioni di posizione e volume [11,12]. Gli artefatti da movimento si creano poichè
diverse parti dell'oggetto si muovono dentro e fuori dalla slice soggetta a scansione CT
durante l'acquisizione dell'immagine.
Il tomografo CT
Syngo
(Siemens Healthcare,
Erlangen, Germania) presente a CNAO possiede un algoritmo interno per la gestione
della respirazione durante la fase di ricostruzione delle immagini, ma questo non è
sucientemente preciso per essere utilizzato per la pianicazione di un trattamento.
Le conseguenze più dannose degli artefatti sono errori nella distinzione tra tessuto
bersaglio e tessuto sano e una diminuizione dell'accuratezza nel calcolo della dose
impartita ai diversi volumi del trattamento.
Per questi motivi le simulazioni CT
per fegato e pancreas sono eettuate utilizzando un sistema di gating esterno che
permette una ricostruzione retrospettica delle immagini. In questo modo si incorpora
la componente temporale nelle immagini 3D della scansione CT, tecnica comunemente
chiamata 4DCT, che verrà descritta in modo dettagliato nel prossimo capitolo.
Figura 2.8. Immagini coronali di una immagine CT dello stesso paziente prese
durante respirazione libera (sinistra) e con un sistema di gating in fase di espirazione
(destra). [12]
In gura 2.8 è riportata l'immagine CT dello stesso paziente in fase di espirazione.
L'immagine a sinistra è stata acquisita senza alcuna tecnica di mitigazione del respiro. Sono visibili artefatti da movimento signicativi. Nell'immagine a destra è stata
acquisita mediante un sistema di gating. L'immagine in questo caso non è soggetta a
disturbo. L'introduzione di artefatti in fase di simulazione inuenza erroneamente anche le fasi di pianicazione e di delivery del trattamento. Infatti nel caso di immagini
27
CT acquisite senza l'utilizzo di sistemi di mitigazione del respiro e dunque soggette ad
artefatti da movimento, l'IM è dicilmente denibile, specialmente per pazienti nei
quali è osservato un ampio movimento del tumore [14,15].
Questo porta incertezze
elevate nella denizione dei volumi del piano e di conseguenza un delivery di dose non
ottimale in fase di trattamento.
2.4 Posizionamento del paziente e sistemi di verica
La verica del set-up del paziente e la gestione del movimento nella terapia a ioni sono
aspetti critici poichè il livello di accuratezza è maggiore che nella radioterapia convenzionale a fotoni. Di conseguenza presso CNAO sono state implementate soluzioni
dedicate per aumentare l'accuratezza del rilascio di dose. I sistemi sviluppati presso a
CNAO per il set-up del paziente, le veriche di immobilizzazione e il controllo dinamico
dei movimenti del tumore sono basati sull'integrazione di sistemi ottici di tracking e di
imaging in sala di trattamento [10]. Le facilities che permettono una corretta gestione
del movimento d'organo sono:
Un sistema pantograco di posizionamento del paziente (PPS)
dotato di 6 gradi
di libertà e in grado di combinare un insieme di movimenti lineari e rotazionali
con elevata accuratezza di posizionamento (< 0.3 mm, < 0.1°).
Un sistema di imaging isocentrico in sala di trattamento (PVS )
basato su
immagini radiograche steroscopiche. Il sistema è agganciata al sotto della
sala di trattamento per le due sale dotate di fascio orizzontale, mentre è
costituito da un braccio robotizzato per la sala di trattamento con fascio sia
orizzontale che verticale. Entrambi i dispositivi possono ruotare attorno all'asse
verticale a seconda della posizione del letto di trattamento. Sia i tubi a raggi X
che i rivelatori, così come il braccio robotizzato, sono dispiegati soltanto
durante la fase di imaging pre-trattamento per raggiungere la miglior
accuratezza di registrazione dell'immagine che viene ricostruita attraverso due
scansioni perpendicolari tra loro.
Un sistema di tracking ottico a infrarossi (OTS)
che consente una
localizzazione real-time di una congurazione di marker puntiformi di controllo
sensibili nell'infrarosso e una rilevazione della supercie del paziente attraverso
una proiezione di laser. Il sistema include tre telecamere montate sopra il
nozzle e garantisce una localizzazione 3D sub-millimetrica dei marker in un
metro cubo di volume centrato all'isocentro.
Il dispositivo
Patient Verication System (PVS)
è stato implementato nelle sale di
trattamento poichè immediatamente prima del delivery di dose è necessario vericare
28
il
setup
di terapia.
Questo sistema di imaging permette di fornire una descrizione
sucientemente dettagliata delle strutture interne del paziente, in modo da rinire la
posizione raggiunta con il
feedback
.
mente per posizionare il paziente
del sistema OTS, che è utilizzato contemporaneaIl sistema di imaging PVS nel bunker acquisisce
isocentro.
due radiograe ruotate di 40° gradi l'una rispetto all'altra, centrate sull'
dividuando le
Digital Reconstructed Radiography (DRR) 2
In-
corrispondenti nel piano di
trattamento è possibile ricavare, mediante algoritmi di registrazione tra immagini, i sei
parametri (tre rotazioni e tre traslazioni) di correzione da applicare alla posizione del
paziente. In gura 2.9 sono mostrati i due PVS installati nelle due sale di trattamento
provviste del solo fascio orizzontale. Il dispositivo è da due generatori di raggi X e da
due
at panel
ad alta risoluzione che possono essere estratti durante l'acquisizione e
nascosti durante il trattamento. Nella terza sala di trattamento l'ingombro del fascio
verticale non ha permesso l'installazione di questo dispositivo.
E' stato dunque in-
stallato un braccio robotizzato, mostrato in gura 2.10, che è utilizzato similmente ai
due PVS installati nelle due sale di trattamento laterali. Il robot
Kawasaki ZX300S
è
costituito da un braccio che nella parte terminale presenta una forma a C. Alle due
estremità della C sono installati un generatore di raggi X ed un rivelatore
at panel.
Il braccio, comandato a distanza dall'operatore, è dispiegato in modo tale da includere
il paziente ed eettuare le due radiograe di controllo. Il sistema ottico OTS invece
permette di combinare le immagini CT volumetriche ottenute in fase di pianicazione
del trattamento con l'acquisizione degli spostamenti in tempo reale della supercie del
paziente, come mostrato in gura 2.11. Inoltre il sistema OTS in è utilizzabile anche
come sistema di gating, parallelo a quello che descriveremo nei capitolo successivi, che
consente di controllare in tempo reale il posizionamento del paziente e di utilizzare
tecniche 4D di rilascio di dose.
2 Sono
radiograe digitali ottenute attraverso la manipolazione delle immagini volumetriche CT
acquisite durante l'imaging per la pianicazione del piano di trattamento.
29
Figura 2.9. Layout dei sistemi di posizionamento del paziente e di imaging
stereoscopico a CNAO. Le immagini in alto mostrano il PVS non in funzione, mentre
le immagini in basso mostrano i tubi a raggi X e i rivelatori in fase di acquisizione
dell'immagine. [10]
Figura 2.10. Braccio robotizzato Kawasaki ZX330S per l'imaging di controllo
installato nella sala di trattamento centrale.
30
Figura 2.11. Sovrapposizione di immagini CT e ricostruzione ottica della supercie
del paziente [10].
31
3 4D Planning and Delivery
La pianicazione e il delivery del trattamento 4D sono un'insieme di tecniche combinate che permettono di limitare gli eetti del movimento d'organo sul trattamento
adroterapico, in particolare il movimento d'organo intra-frazionale dovuto alla respirazione. Il termine 4D signica che sia in fase di pianicazione che di delivery sono inclusi
esplicitamente i cambiamenti temporali dell'anatomia del paziente per poter garantire
un corretto svolgimento della terapia adronica. La tecnica di imaging che permette di
acquisire le immagini anatomiche sulle quali verrà costurito il piano di trattamento è la
4-Dimensional Computed Tomography (4DCT).
Prima di descrivere la tecnica 4DCT
e i suoi aspetti teorici è riportata la strumentazione che è stata utilizzata per poter
pianicare e rilasciare il trattamento 4-dimensionale.
In seguito saranno illustrati i
concetti principali della pianicazione di un trattamento per un paziente soggetto a
movimento d'organo. Successivamente sono riportate le prove eettuate, utilizzando il
fantoccio respiratorio, i cui risultati hanno permesso di accettare il sistema di delivery
del trattamento sui pazienti. Sono riportati quindi i risultati del test, ed inne verranno analizzati i due esempi clinici per i primi pazienti con lesioni soggette a movimento
d'organo, trattati a partire dal luglio 2014, che ho seguito durante il corso di questo
lavoro.
3.1 Strumentazione
3.1.1 Sistemi di mitigazione del respiro
Durante tutto il trattamento adroterapico 4DCT sono utilizzati sistemi meccanici che
permettono di posizionare correttamente il paziente, immobilizzarlo e attenuare l'escursione del corpo del paziente dovuta alla respirazione: le maschere termoplastiche e
la fascia di compressione. Le maschere termoplastiche sono fogli di materiale plastico
che dopo essere stati posizionati sulla supercie corporea del paziente mantengono la
forma ottenuta, solidicandosi in seguito al rareddamento del materiale. Esse sono
dotate di un sistema meccanico ad incastro che permette facilmente di bloccarle al
letto della sala di simulazione CT e allo stesso modo al letto delle sale di trattamento. In questo modo viene garantita l'immobilizzazione del paziente durante tutte le
fasi del trattamento, a partire dalla fase di simulazione CT. In fase di imaging CT
infatti la maschera è posizionata sulla supercie del paziente e ssata in modo tale
32
da immobilizzare il paziente. Le maschere sono utilizzate come sistema di mitigazione
dell'escursione respiratoria del paziente, poichè comprimendo la zona addominale e
toracica del paziente limitano l'ampiezza dei movimenti del diaframma e del petto.
Il posizionamento di questo dispositivo permette dunque di eettuare scansioni CT a
movimento mitigato sulle quali si andrà a costruire il piano di trattamento e allo stesso
tempo permette di riposizionare il paziente in modo corretto in sala di trattamento, in
fase di delivery, ricostituendo, a meno di correzioni nali prima di ciascuna frazione,
la geometria anatomica sulla quale si è costruito il piano di trattamento.
In gura
3.1. è visibile una maschera termoplastica solidicata nella forma della schiena di un
paziente; il trattamento in questione dunque sarà eettuato con il paziente in posizione prona. Sulla supercie della maschera sono visibili gli adesivi che individuano
l'isocentro e i dischetti sui quali saranno riposizionati in fase di trattamento i marker
ad infrarossi del sistema
OTS.
Figura 3.1. Maschera termoplastica utilizzata per il posizionamento e
l'immobilizzazione del paziente.
Un altro sistema meccanico per la mitigazione del respiro del paziente è rappresentato dalla fascia con compressore, uno strumento che svolge prettamente la funzione
di comprimere la zona addominale e toracica del paziente. Esso è costituito da una
fascia vuota, con una chiusura a strappo in velcro, collegata ad una pompetta a mano
attraverso la quale è possibile gonare la fascia stessa. Il compressore è riportato in
gura 3.2. Nel corso di questo lavoro è stato utilizzato per attenuare il movimento respiratorio del paziente nei test di simulazione delle 4-Dimensional Magnetic Resonance
(4DMR), della quale parleremo nella sezione 3.3.
33
Figura 3.2. Fascia con compressore utilizzata per la compressione meccanica del
torace e dell'addome del paziente.
3.1.2 Sistema di gating ANZAI AZ733V
Il sistema di gating
ANZAI AZ733V
è un dispositivo che consente l'acquisizione del
segnale respiratorio del paziente e permette di gestire correttamente questa informazione nelle fasi di trattamento di simulazione e delivery.
Il sistema, che utilizza il
segnale respiratorio come surrogato del movimento del tumore, è dotato di un sensore
di pressione, una porta logica e un convertitore del segnale da analogico a digitale
(
WaveDeck ) connesso ad un PC. In gura 3.3 sono mostrati rispettivamente i tre com-
ponenti del sistema di gating. Il segnale respiratorio è rivelato dal sensore posizionato
a contatto con il paziente in due congurazioni dierenti:
direttamente a contatto
con un punto del corpo che compie un'escursione pronunciata durante la respirazione,
ad esempio in un incavo sotto la maschera termoplastica, o all'interno di una cintura elastica posizionata sotto la maschera e legata attorno al torace o all'addome del
paziente.
34
ANZAI : sensore di pressione (a
WaveDeck con PC e software per la
Figura 3.3. Componenti del sistema di gating
sinistra), porta logica (in mezzo) e
visualizzazione (a destra).
In questa congurazione il sensore percepisce un aumento di pressione dovuto alla
compressione contro la maschera durante l'inspirazione del paziente. Il segnale è mandato all'unità di controllo ed in seguito al convertitore di segnale
WaveDeck.
Questo
componente trasforma il segnale analogico in arrivo dalla porta del sensore in un segnale digitale ed è possibile visualizzare la forma d'onda sul PC attraverso un software
dedicato.
3.1.3 Fantoccio respiratorio
In aggiunta al sistema di gating è stato utilizzato per i controlli di qualità e i test
di accettazione del sistema di gating un fantoccio respiratorio, mostrato in gura 3.5.
Esso è costituito da un cilindro, contenente tre sfere dello stesso diametro di materiali
di dierenti densità, il quale può muoversi lungo il suo asse verticale in due diverse
sequenze di movimento: una curva sinusoidale ed una curva quasi respiratoria. Le
curve sono generate nel
WaveDeck, il quale riceve il segnale attraverso la porta logica
connessa al sensore di pressione. Il sensore è posizionato all'interno del corpo principale
del fantoccio, e rivela i cambiamenti di pressione prodotti dal movimento della testa
cilindrica del fantoccio.
35
Figura 3.5. Fantoccio respiratorio del sistema di gating
ANZAI AZ733V.
Il fantoccio è stato utilizzato per simulare il movimento respiratorio del paziente in
test eettuati per garantire la robustezza delle tecniche di gestione del movimento, sia
in fase di simulazione 4DCT che in fase di test sulle tecniche di delivery del trattamento
in presenza di movimento respiratorio simulato dal fantoccio.
3.2 Simulazioni 4DCT
3.2.1 Aspetti teorici della 4DCT
La 4DCT è il metodo di cui si avvale attualmente CNAO per la pianicazione del
trattamento di tumori soggetti a movimento intra-frazionale d'organo.
Essa è una
tecnica di imaging, sviluppata nella prima metà del decennio scorso [22], che permette
di studiare il movimento d'organo del paziente durante le diverse fasi del ciclo respiratorio e di pianicare un piano di trattamento che includa i cambiamenti temporali
dell'anatomia del paziente.
In diversi centri di radioterapia e terapia con particelle
cariche sono state sviluppate altre modalità di imaging dinamico volumetrico [23], come la 4DPET e la 4DMRT, ma la 4DCT è la più vantaggiosa per la pianicazione
del trattamento poichè i calcoli di dose eettuate dal
HU (
Hounseld Unit )1
TPS
si avvalgono delle densità
, rappresentative dell'attenuazione dei raggi X utilizzati per
l'imaging CT. I dati estratti da una simulazione 4DCT sono utilizzati dal sico medico in fase di pianicazione per determinare la posizione media del tumore, il range
di movimento del tumore [24,25] e la relazione della traiettoria del tumore rispetto
agli altri organi [26]. Per poter pianicare un trattamento di questo tipo è necessario
eettuare una scansione CT dell'anatomia del paziente nelle stesse condizioni in cui
verrà a trovarsi in fase di delivery del trattamento, in particolare nella fase del ciclo
1 Unità
di misura che rappresenta l'attenuazione dei raggi X per un materiale. Essa viene stabilita
relativamente relativamente all'attenuazione dei fotoni nell'acqua.
36
respiratorio che dall'analisi dei dati stessi risulta ottimale per il delivery del trattamento. La 4DCT permette di ricostruire e valutare l'anatomia di un paziente durante
fasi dierenti del ciclo respiratorio. In gura 3.2 sono riportate immagini CT assiali,
sagittali e coronali di un paziente nella fase di massimo espirio (a sinistra) e di massimo
inspirio (a destra). Sono visibili cambiamenti signicativi dell'anatomia del paziente.
Lo scopo della 4DCT è quello di tenere conto di questi cambiamenti e garantire una
corretta somministrazione del trattamento adroterapico anche nelle parti anatomiche
soggette a movimenti intra-frazionali d'organo. In letteratura le procedure che hanno
come obiettivo quello di compensare gli eetti del movimento d'organo sono note come
4D planning and delivery [5].
Figura 3.6. Immagine CT assiale (in alto), sagittale (in mezzo) e coronale (in basso)
di un paziente in massima espirazione (a sinistra) e in massima inspirazione (a
destra) [27].
La ricostruzione 4DCT utilizzata presso CNAO è chiamata
CT retrospettica.
Questa
tecnica si basa essenzialmente su un sistema di gating, ovvero un dispositivo rappresentato dal sistema ANZAI AZ733V, in grado di acquisire il segnale respiratorio del
paziente e di visualizzarlo nel programma di gestione dello scanner CT. E' dunque
possibile valutare l'andamento della respirazione del paziente in sala CT ed impostare
un trigger respiratorio, ovvero impostare una fase del ciclo respiratorio della quale si
vogliono ottenere immagini anatomiche.
In seguito al processo di acquisizione, che
37
non dierisce rispetto ad un normale processo di acquisizione 3DCT, i dati acquisiti
vengono post-processati e trasformati in set di immagini 3D della fase respiratoria
selezionata [27].
Il segnale respiratorio del paziente dunque modula il processo di
ricostruzione delle immagini in seguito alla scansione.
Figura 3.7. Diagramma che mostra il processo di una 4DCT. Le immagini sono acquisite e post-processate secondo la fase respiratoria selezionata. In questo modo si
creano immagini 3DCT delle fasi discrete del ciclo respiratorio [33].
In gura 3.7 è rappresentato un diagramma che mostra il processo di ricostruzione delle immagini in una 4DCT. Nella forma d'onda respiratoria di un paziente sono
individuate quattro fasi:
media espirazione, massima espirazione, media inspirazio-
ne e massima inspirazione. Il meccanismo di ricostruzione retrospettico compone le
immagini CT di ciascuna di queste fasi respiratorie sommando slice appartenti alla
medesima fase acquisite in istanti dierenti del ciclo respiratorio.
3.2.2 Gating respiratorio in fase di imaging
La 4DCT si avvale del sistema di gating ANZAI descritto nella sezione 3.1 sia in fase di
simulazione che di delivery del trattamento. In fase di simulazione permette di poter
ricostruire l'immagine CT in ciascuna fase respiratoria stabilita prima di ciascuna
scansione.
Durante l'esame CT, dopo aver immobilizzato il paziente attraverso la
38
maschera termoplastica, si posiziona il sensore di pressione all'interno di un incavo
sotto la maschera termoplastica, precedentemente predisposto durante l'indurimento
della maschera. Il sensore di pressione è collegato alla porta logica, che a sua volta
comunica con il
WaveDeck.
A questo punto connettendo il componente nale del
sistema di gating allo scanner CT è possibile è possibile visualizzare in tempo reale
la ricostruzione dell'onda respiratoria del paziente nel programma di gestione dello
scanner, come mostrato in gura 3.5.
Figura 3.5. Forma d'onda respiratoria del paziente visualizzata all'interno del
programma di gestione dello scanner CT
Syngo.
Analizzando l'andamento respiratorio del paziente è possibile determinare la fase
respiratoria migliore per post-processare le immagini CT. La scelta della fase migliore
avviene sulla base della valutazione della respirazione di ogni singolo paziente.
Ad
esempio, in un paziente con una fase di apnea troppo prolungata la scelta della massima espirazione può portare a problemi nella ricostruzione dell'immagine.
selezionata stabilisce un
trigger respiratorio
gini seguente alla scansione.
La fase
nel processo di ricostruzione delle imma-
Il procedimento avviene selezionando una determinata
fase dall'onda respiratoria ed è mostrato in gura 3.6.
39
Figura 3.6. Impostazione del trigger respiratorio per la fase di post-processo delle
immagini CT.
In questa immagine è riportata la schermata precedente all'acquisizione 4DCT. In
alto sono visibili le immagini anatomiche che permettono di denire la geometria di
acquisizione. Posizionando il rettangolo viola è possibile selezionare i limiti anatomici
della scansione; a destra è riportata la vista assiale corrispondente.
Nell'immagine
CT coronale è visibile il sensore di pressione con il relativo cavo che porta il segnale al
sistema ANZAI. In basso a destra è riportata la forma d'onda respiratoria del paziente.
Le zone della curva contrassegnate da un rettangolo grigio corrispondono alla fase del
ciclo respiratorio della quale si vuole ottenere le immagini anatomiche.
caso è stato selezionato come
trigger respiratorio
In questo
la fase di massima espirazione (0%
EXHALE) del paziente. Tipicamente nelle simulazioni 4DCT sono acquisite sei-dieci
fasi respiratorie durante l'intero ciclo respiratorio.
Durante le acquisizioni 4DCT eettuate sui pazienti soggetti a movimenti intrafrazionale d'organo è stata ricostruita l'escursione respiratoria del paziente anche attraverso il sistema di tracking ottico OTS. In gura 3.7 è riportata la schermata del
software di gestione dell'OTS in sala di simulazione CT. La curva visualizzata in questo
caso non fornisce la fase respiratoria del paziente, come nel caso del sistema ANZAI,
ma eettivamente lo scostamento in ampiezza delle supercie corporea sulla quale sono stati applicati i marker sensibili all'infrarosso. Nella gura infatti l'asse verticale
40
riporta direttamente l'escursione del torace in millimetri. L'obiettivo di queste prove è
quello di studiare le misure eettuate dal sistema OTS al ne di poterlo utilizzare come
sistema di gating indipendente, come sarà spiegato anche nella sezione riguardante il
delivery del trattamento.
Figura 3.7. Ricostruzione dell'escursione respiratoria del paziente attraverso il
sistema
OTS.
L'utilizzo della tecnica di gating respiratorio nella fase di simulazione consente la
riduzione degli artefatti da movimento nelle immagini CT [31].
La riduzione degli
artefatti permette al sico medico di individuare in modo accurato la lesione e denire
i volumi di trattamento con maggiore precisione rispetto ad un'immagine CT soggetta
ad artefatto. In gura 3.8 è riportata la vista coronale di una scansione CT del medesimo paziente acquisita in assenza di tecnica di gating (a sinistra) e mediante gating
(a destra). Il GTV del paziente è disegnato in entrambe le immagini. La conseguenza
della maggiore qualità dell'immagine acquisita mediante gating è un'individuazione più
precisa del volume di trattamento (GTV), che si traduce in una migliore distribuzione
di dose al bersaglio e nella riduzione della dose impartita ai tessuti sani circostanti.
41
Figura 3.8. Vista coronale di una scansione CT eettuata sullo stesso paziente in fase
di massima espirazione senza gating respiratorio (a sinistra) e con gating respiratorio
(a destra) [31].
3.2.3 Pianicazione di un trattamento 4D
Una volta terminata la 4DCT retrospettica e ricostruite le immagini nelle diverse fasi
respiratorie è possibile cominciare la fase di pianicazione del trattamento. Dopo aver
importato le immagini CT nel TPS, il sico medico determina i volumi primari del
tumore, come GTV e CTV, e ne studia il cambiamento in posizione, forma e dimensioni
nelle diverse fasi respiratorie discrete acquisite durante la simulazione.
E' possibile
valutare il movimento relativo del bersaglio durante il ciclo respiratorio del paziente
attraverso una sovrapposizione di immagini anatomiche provenienti da dierenti fasi,
come è visibile in gura 3.7.
42
Figura 3.9. Movimento relativo di un target durante tre dierenti fasi respiratorie
[35].
L'obiettivo è quello di determinare la fase respiratoria per la quale l'anatomia del
paziente è ottimale per il rilascio del trattamento adroterapico. La scelta della fase
ottimale avviene in merito a considerazioni fatte sul pathlength radiologico delle particelle, geometria di irraggiamento, vicinanza degli organi a rischio (OAR), lunghezza
della fase respiratoria. La fase respiratoria sulla quale si costruisce il piano di trattamento è la stessa in cui si eettuerà il
delivery
della dose. Questo signica che durante
il trattamento il fascio sarà depositato nel paziente soltanto in questa fase respiratoria,
corrispondente alla specica conformazione anatomica sulla quale si è costruito il piano. A questa fase del ciclo respiratorio del paziente è associata una nestra temporale,
durante la quale è eettivamente rilasciato il trattamento, chiamata
nestra di gating.
In gura 3.9 è rappresentato il movimento di un tumore polmonare durante l'irradiazione. In alto è riportata la traiettoria del tumore senza l'utilizzo di gating respiratorio,
in basso come appare il movimento del tumore durante la nestra di gating. Nel secondo caso il delivery del trattamento è eettuato in una nestra temporale durante
la quale il tumore è quasi statico. Questa situazione è riportata intuitivamente nello
schema in gura 3.10.
43
Figura 3.10.
Movimento di un tumore polmonare durante l'irradiazione (a) senza
gating respiratorio e (b) con tecnologia di gating [34].
Ad ogni modo entro la nestra di gating avviene un movimento seppur limitato del
tumore, chiamato movimento residuo d'organo (
residual motion )
[35]. Il movimento
residuo è previsto dal sico medico in fase di pianicazione e deriva da un compromesso
tra durata della nestra temporale in fase di delivery del trattamento e durata totale
della frazione del trattamento.
E' evidente infatti che se la nestra di gating fosse
estremamente ristretta il tumore sarebbe irraggiato in una condizione praticamente
statica, cioè esattamente nella fase respiratoria sulla quale si è costruito il trattamento.
Una scelta di questo tipo però porterebbe inevitabilmente ad un aumento signicativo
della durata del trattamento, e di conseguenza del rischio di movimento del paziente,
poichè il rilascio di dose da parte del pencil beam avverrebbe solamente in una frazione
di tempo esigua del ciclo respiratorio. Il movimento residuo viene dunque quanticato
sin dalla fase di pianicazione e compensato attraverso l'uso del margine interno (
e la creazione del
ITV.
IM )
L'approccio ideale utilizzato è il seguente: il sico medico seleziona la fase respiratoria ottimale sulla quale pianicare il trattamento adroterapico.
Tipicamente la
fase utilizzata è quella di massimo espirio (0% EXHALE). La nestra di gating viene
centrata in corrispondenza della massima espirazione del paziente.
La sua durata è
estesa simmetricamente sino alle due fasi respiratorie successive del ciclo respiratorio
delle quali si sono ottenute immagini anatomiche, ad esempio le fasi 35% EXHALE e
30% INHALE, come mostrato schematicamente in gura 3.11.
44
Figura 3.11. Ricostruzione della forma d'onda respiratoria di un paziente. La nestra
di gating è centrata sulla fase respiratoria di massima espirazione. Il movimento
residuo è il movimento del tumore che avviene durante la nestra temporale di
gating.
Il movimento residuo dell'organo è dunque il movimento del tumore che avviene in
questa nestra temporale, ed è dunque ineliminabile anche in fase di delivery del trattamento. Il metodo utilizzato in fase di pianicazione per tenere conto del movimento
residuo è quello di denire un ITV composto dall'inviluppo delle posizioni del tumore
durante la nestra di gating. Un ITV denito in questo modo permette di ottenere
un volume bersaglio che tenga in considerazione i movimenti eettivi del CTV nell'arco della nestra di gating. Il metodo è mostrato schematicamente in gura 3.12. E'
dunque possibile connare la traiettoria del target entro un margine interno (IM) il
quale, grazie alla pianicazione attraverso la 4DCT e alla tecnica di delivery attraverso
gating, è sucientemente ridotto da poter garantire che la dose impartita al volume
che denisce (ITV) sia realisticamente la dose impartita al CTV.
Figura 3.12. Movimento del CTV durante tutto il ciclo respiratorio (a), movimento
residuo del CTV (b), denizione del ITV come somma delle posizioni del CTV durante
la nestra di gating (c) [37].
45
Nonostante la denizione di questo margine in fase di pianicazione e l'utilizzo del
sistema di gating durante il delivery del trattamento, questa soluzione non è suciente
poichè il movimento residuo e il movimento di scansione del fascio interferiscono nella
nestra di gating. Per eliminare questo eetto
interplay residuo occorre adottare in fase
di delivery una ulteriore tecnica di mitigazione degli eetti del movimento chiamata
rescanning,
di cui parleremo nella sezione 3.4.3.
3.3 Simulazioni 4DRM
Parallelamente alla tecnica di imaging 4DCT presso CNAO è in fase di sviluppo uno
studio del movimento degli organi addominali in esami di risonanza magnetica. Nel
luglio 2014 infatti sono stati eettuati degli esami di imaging per la ricostruzione del
movimento del pancreas mediante misure di Risonanza Magnetica (RM). Questi studi
hanno come obiettivo quello di denire le tecniche di posizionamento ed immobilizzazione del paziente più idonee al trattamento.
Per l'immobilizzazione del paziente
in questi esami sono stati utilizzati gli strumenti descritti nella sezione 3.1.1. Come
per la tecnica 4DCT anche la tecnica 4DRM si avvale della ricostruzione retrospettica
dell'immagine.
Nei test sono state utilizzate due dierenti tecniche di ricostruzioni
retrospettiche:
Ricostruzione image-based :
consiste nel riordinamento delle immagini attraverso
l'utilizzo di un surrogato respiratorio interno ricostruito dalle immagini slice per
slice.
Utilizzando questa tecnica sono state ricostruite sei fase respiratorie del
paziente.
Ricostruzione tramite belt :
consiste nel riordinamento delle immagini attraverso
surrogato esterno derivato dall'acquisizione di un segnale respiratorio di compressione fornito dal belt. Anche in questo modo sono state ricostruite sei fase
respiratorie.
Sono stati predisposti diversi set-up di studio per poter analizzare il movimento d'organo del paziente in posizioni e condizioni di respirazione dierenti. Sono state eettuate
simulazioni RM con i pazienti in posizione prona, supina e in posizione di decubito. In
queste posizioni sono stati studiati dierenti metodi per la gestione del movimento respiratorio: respirazione libera del paziente, respirazione mitigata attraverso la fascia di
compressione e respirazione mitigata dalla maschera termoplastica. Le acquisizioni sono state eettuate in sessioni RM separate. I dati che si vogliono estrapolare da queste
simulazioni sono la segmentazione manuale del pancreas, l'andamento della posizione
del baricentro dell'organo nelle sei fasi respiratorie ricostruite e l'indice di deformazione dell'organo. La segmentazione dell'organo in particolare rappresenta l'obiettivo
principali di questo studio, per ora ancora in fase di sviluppo. Con questo termine si
46
intende la delimitazione della parti stesse dell'organo. In ogni fetta 2D dell'immagine RM vengono segmentate zone considerate relative a un singolo organo o distretto;
da ogni segmento poi, tramite algoritmi di ricostruzione, si estrapola l'informazione
tridimensionale sui voxel e si ricostruisce l'organo in 3D. In gura 3.13 è mostrato il
contornamento in alcune slice CT della supercie del pancreas in una fase respiratoria.
Compiendo questa operazione su tutte le slice acquisite nelle fasi respiratorie acquisite
(tre fasi in questo studio) l'obiettivo è quello di visualizzare il
come
overlay
render 3D
dell'organo
di queste fasi, per poter valutare il cambiamento dell'organo durante il
ciclo respiratorio.
Figura 3.13. Fase di contornamento del pancreas sulle immagini 2D della risonanza
magnetica.
La valutazione del movimento dell'organo verrà eettuata suddividendo l'organo in
tre zone chiamate
diviso il pancreas
:
cluster,
che ricalcano le tre dierenti zone anatomiche nelle quali è
testa, corpo e coda.
3.4 Delivery della dose
3.4.1 Preparazione e posizionamento del paziente
Dopo l'approvazione del piano di trattamento da parte del medico oncologo il paziente
comincia la fase di delivery del trattamento secondo il frazionamento prestabilito. Il
47
paziente viene accomodato sul lettino nella posizione decisa per il trattamento, tipicamente prona o supina. L'immobilizzazione è garantita come in fase di imaging CT
dall'utilizzo della maschera termoplastica, la quale viene bloccata al letto del paziente
attraverso un sistema di
docking
identico a quello presente in sala CT. Analogamente
a quanto descritto durante l'acquisizione delle immagini CT è posizionato il sensore di
pressione ANZAI nell'incavo ricavato all'interno della maschera. Il sensore comunica
a sua volta con la linea di elementi del sistema di gating no ad arrivare ad un PC
posizionato in sala di controllo. Parallelamente, il modulo
una
consolle
WaveDeck
di interfaccia con il sistema di controllo del fascio.
è connesso ad
Questo dispositivo
è parte integrante del sistema di gating ANZAI e garantisce l'eettivo rilascio della
dose in modo sincronizzato alla respirazione del paziente. Esso infatti comunica con
il
chopper
magnetico posto nella
HEBT,
consentendo l'irraggiamento soltanto nella
fase della respirazione prescelta, arrestando sul
dump
il fascio nelle altre fasi del ciclo
respiratorio.
Il posizionamento del paziente avviene grazie all'individuazione dell'
verso l'intersezione dei fasci laser presenti nella sala di trattamento
.
isocentro
attra-
Questo sistema
individua simultaneamente l'isocentro sia nella sala di trattamento che nella sala di
imaging CT; è dunque possibile, attraverso l'allineamento di adesivi collocati sulla
maschera termoplastica in fase di imaging, ottenere il medesimo posizionamento anche
in sala di trattamento.
Oltre ad allineare il paziente si procede a collocare i
mar-
ker, sensibili alla luce infrarossa, che saranno rivelati dalle telecamere poste sopra il
gantry del sistema Optical Tracking System (OTS). Anche i marker infrarossi sono
applicati nella medesima posizione in cui si trovavano in sala CT. Il sistema OTS costituisce un ulteriore sistema di feedback circa il posizionamento corretto del paziente,
poichè uno schermo posizionato direttamente in sala di trattamento permette di valutare la corrispondenza dei marker con le posizioni degli stessi in fase di imaging.
A questo punto è necessario vericare che l'anatomia interna del paziente sia corrispondente a quella del piano di trattamento.
Un cambiamento di questo tipo può
essere dovuto ad un posizionamento errato del paziente nella fase precedente o a movimenti inter-frazionali d'organo, dei quali si è trattato nella sezione 2.2.2. Il controllo
è eettuato utilizzando il sistema
robotizzato
Kawasaki
PVS
nelle sale di trattamento laterali e il braccio
nella sala di trattamento centrale. Le due radiograe eettuate
da questi dispositivi vengono confrontate con le corrispondenti
DRR
delle immagini
anatomiche CT sulle quali si è costruito il piano di trattamento. In gura 3.14 è mostrato il meccanismo di sovrapposizione delle immagini anatomiche. La procedura è
compiuta su uno schermo dedicato all'interno della sala di controllo, il mezzo col quale
è possibile confrontare le immagini anatomiche in visuale assiale, sagittale e coronale.
48
Figura 3.14. Sovrapposizione delle radiograe acquisite in fase di pre-trattamento con
le
DRR
corrispondenti delle immagini CT sulle quali si è pianicato il trattamento.
Questa operazione è di esclusiva competenza dell'oncologo medico, il quale verica
che non siano presenti scostamenti signicativi della posizione e anatomia interna
eettiva del paziente rispetto al piano di trattamento.
Una volta terminata questa
operazione è possibile dare il via alle operazioni di delivery del trattamento, utilizzando
anche in questa fase tecniche di gating e di mitigazione degli eetti del movimento
intra-frazionale sul rilascio di dose nel paziente.
3.4.2 Gating respiratorio in fase di delivery
In sala di controllo il sico medico visualizza la forma d'onda respiratoria del paziente
attraverso il software del sistema di gating ANZAI ed imposta il
trigger
respiratorio
corrispondente alla fase per la quale si vuole che il sincrotrone irraggi il volume bersaglio. La nestra temporale di rilascio eettivo della dose avviene dunque soltanto
nella fase respiratoria in cui si è costruito il piano di trattamento.
Dopo aver veri-
cato che per qualche motivo (problemi di posizionamento del sensore, respirazione
non naturale del paziente) la curva respiratoria non varia sensibilmente nell'arco di
qualche ciclo respiratorio, si attiva l'estrazione del fascio dando il via al trattamento
del paziente. Il sistema di gating ANZAI, attraverso il sensore di pressione, controlla
la curva respiratoria e comunica con il
chopper
magnetico del sincrotrone, consentendo
all'acceleratore l'estrazione delle particelle soltanto durante la nestra di gating.
Nell'immagine 3.13 è riportata la schermata del sistema di gating durante il trattamento.
Sotto la curva respiratoria (in verde) ricostruita dal sensore di pressione
sono riportate due onde quadre. Esse sono rispettivamente la rappresentazione in on-
49
da quadra della fase respiratoria utile per l'irraggiamento (in verde) e la corrispettiva
accensione del sistema di gating (in giallo). È possibile osservare come in questo caso
la soglia respiratoria sia stata impostata nel momento di massima espirazione, corrispondente al valore zero dell'asse verticale. Infatti nell'istante in cui la curva assume
un valore prossimo allo zero e per tutta la nestra temporale durante la quale non
risale sopra questo valore, no cioè all'inzio della fase di inspirazione, la curva quadra
gialla si trova assume valore positivo. Ciò signica che durante questo periodo temporale è avvenuto il rilascio di dose nel volume bersaglio. La conferma dell'avvenuta
irradiazione è segnalata da un segnale sonoro e dall'accensione della spia GATE ON,
visibile nella parte superiore dello schermo.
Figura 3.15. Schermata del
software
di gestione del sistema di gating
ANZAI
in fase
di delivery.
Parallelamente allo schermo di gestione del gating respiratorio, in sala di controllo è
presente lo schermo per il sistema di
Dose Delivery (DDS).
Il DDS permette al sico
medico di monitorare in tempo reale l'andamento di delivery del trattamento, mostrando parametri utili a comprendere lo stato di irraggiamento del volume bersaglio.
In particolare è mostrato l'avanzamento della scansione del volume bersaglio, e all'interno di ciascuna slice l'andamento della scansione degli
spot
della slice. Interessanti
in questo senso sono le rappresentazioni di ciascuna slice in fase di irraggiamento e al
suo interno la suddivisione degli spot nei quali il
pencil beam
rilascia la dose. Nella
schermata è presente anche un graco che riporta l'andamento nel tempo del rilascio
di particelle nel volume bersaglio. Sono infatti riportate le estrazioni delle particelle
50
da parte del sincrotrone in funzione del tempo. Questi picchi nel graco sono chiamati
spill
di particelle e sono temporalmente distanziati dal tempo che intercorre tra due
fasi di gating successive (o anche due espirazioni successive del paziente).
Nel corso dei primi trattamenti eettuati attraverso l'utilizzo del sistema di gating
ANZAI sono stati collocati sul paziente, durante la fase di posizionamento ed immobilizzazione, i marker ad infrarosso del sistema OTS. Questa operazione è stata
eettuata non solamente a ni di maggior controllo e verica in fase pre-trattamento
della posizione del paziente, ma poichè durante rilascio della terapia si sono registrate
ed acquisite le posizioni in cui si sono trovati i marker durante la fase di gating attivata dall'ANZAI. L'obiettivo di questo studio è quello di analizzare la consistenza delle
posizioni dei marker durante la nestra di gating per poter integrare come sistema
di gating il sistema OTS parallelamente al sistema ANZAI. Infatti in questo lavoro
l'OTS è stato utilizzato come sistema autonomo di gating nel corso dei test eettuati
per l'accettazione del sistema 4D, che saranno descritti nella sezione 3.4.4.
3.4.3 Rescanning
La tecnica utilizzata contemporaneamente a quella di gating respiratorio per garantire
un'erogazione accurata di dose mediante fascio a scansione ed in presenza di movimento intra-frazionale d'organo è il
rescanning /repainting 2 .
Il principio di questa tecnica
è quello di irradiazioni multiple del volume bersaglio per ogni frazione del trattamento
con una dose proporzionalmente ridotta in ogni scansione [36]. Il rescanning è utilizzato per compensare l'eetto di distruzione dell'omogeneità della distribuzione di dose
dovuti all'eetto
interplay,
del quale si è parlato nella sezione 2.3.2. Questo dipende
fortemente non solo da parametri del movimento dell'organo, come ampiezza, fase iniziale e periodo, ma anche dalla velocità del processo di scansione e dalla direzione di
scanning del fascio. Le scansioni multiple in fase di delivery consentono di mediare gli
eetti di interferenza su un numero di riscansioni denito in fase di pianicazione. La
ripetizione della scansione attiva del fascio è anche chiamata
slice-by-slice rescanning,
poichè ciascun pixel di ciascuna slice mono-energetica in cui è suddiviso il tumore viene
pencil beam. Il numero volte in cui
numero di rescanning (Nrescanning ).
ripassato dal
chiamato
il pencil beam riscansiona la slice è
3.4.4 Test di accettazione del sistema 4D
In fase pre-clinica sono stati eettuati presso CNAO dei test di accettazione del sistema
di gating respiratorio combinato con la tecnica di
2 La
rescanning.
Lo scopo dei test è
tecnica è chiamata anche repainting poichè l'eetto interplay è visibile sulle pellicole radiocromiche come delle pennellate disomogenee. Questa tecnica permette dunque di ripitturare la
dose rendendo omogeneo l'annerimento della pellicola.
51
stato quello di studiare il rilascio di dose per slice in diverse condizioni di gestione
del movimento d'organo durante l'irraggiamento [32]. Sono stati erogati fasci monoenergetici (energia 332 MeV/u, corrispondente a 200 mm di profondità del picco di
2
Bragg in acqua) di ioni carbonio in campi quadrati omogenei di dimensioni 6x6 cm ,
con un numero di particelle per spot compreso tra 1·10
6
6
e 7·10 . Il test è consistito
nel posizionare il fantoccio ANZAI all'isocentro del fascio ssando sulla sua supercie
tre marker riettenti visualizzabili dal sistema di posizionamento OTS. Sulla supercie
anteriore del fantoccio, corrispondente alla supercie di ingresso del fascio di radiazione
incidente, è stata collocata per ogni prova eettuata una pellicola radiocromica ISP
2
EBT3 delle dimensioni di 10x10 cm .
1. Come condizione di riferimento è stata irraggiata una pellicola in situazione
statica, cioè lasciando fermo il fantoccio ANZAI. L'annerimento della pellicola
in questa condizione rappresenta la distribuzione di dose impartita alla slice che
si vuole ottenere anche nei casi dinamici successivi.
2. Per ottenere una condizione estrema di deformazione della distribuzione di dose
per eetto interplay sono state irraggiate in sequenza due pellicole, impostando
normal mode, 10
un movimento sinusoidale del fantoccio con 10 cicli al minuto (
RPM) e senza l'applicazione di alcuna strategia di mitigazione. La scansione del
fascio impostata è stata verticale ed orizzontale per i due casi.
3. Si è riutilizzata la condizione di riferimento del test n.2 con l'aggiunta di un
numero di repainting consecutivi pari a 7, con scansione orizzontale del fascio.
4. L'irraggiamento della pellicola è stato eettuato con fantoccio ANZAI in movimento (normal mode, 10 RPM) applicando la tecnica di gating respiratorio
comandata dal sistema OTS, con una nestra di gating pari a 1 s (
duty cicle
pari al 17% circa), corrispondente a 3 mm di movimento residuo complessivo.
5. L'irraggiamento è stato eettuato nelle condizioni del test n.4 ma utilizzando il
sistema ANZAI per il controllo del sistema di gating.
6. Il test n.5 è stato nuovamente condotto in combinazione con la procedura di
repainting (N=5).
Ciascuna pellicola, in seguito all'irraggiamento, è stata digitalizzata ed analizzata mediante la strumentazione dosimetrica a disposizione dell'Unità di Fisica Medica, allo
dose atness )
scopo di determinarne l'omogeneità di dose (
e la dimensione del cam-
po. In gura 3.16. sono riportate le scansioni eettuate sulle pellicole in seguito al
test.
La pellicola in alto a sinistra, corrispondente al test numero uno, presenta un
annerimento omogeneo frutto dell'assenza di disturbi nel rilascio di dose. Le successive
52
due pellicole a destra rappresentano visivamente il rilascio dismogeno di dose dovuto
alla non mitigazione dell'eetto
interplay.
Le strisce orizzontali e verticali presenti
rispettivamente nelle due pellicole testimoniano il movimento di scansione del fascio.
hot spot )
Le macchie più scure nelle due pellicole sono zone della slice (
volte dal
colpite più
pencil beam, a discapito delle altre zone della slice poco o completamente
. Nella prima pellicola in basso a sinistra (test n.3) si può osservare un
non annerite
miglioramento dell'omogeneità dell'annerimento nella zona centrale della pellicola, ma
sono comunque gravemente ridotte le dimensioni eettive del campo. La pellicola centrale in basso (test n.4) presenta un miglioramento sia nelle dimensioni del campo che
nell'annerimento. La pellicola esposta in occasione del test n.5 ha dato risultati del
tutto sovrapponibili a quelli del test n.4. L'ultima scansione in basso a destra fornisce i
risultati del test n.6. L'annerimento della pellicola è molto uniforme ed è paragonabile
alla situazione statica del primo test.
Figura 3.16. Scansioni delle pellicole irraggiate nel corso dei test di accettazione del
sistema 4D. L'ordine dei test rappresentati dalle pellicole è crescente partendo da in
alto a sinistra no a in basso a destra.
53
Test
Omogeneità (%) Dimensione campo (mm)
N.1 (rif. statico)
4.3
60
N.2
non valutabile
non valutabile
N.3
non valutabile
non valutabile
N.4
9
59-60
N.5
9
59-60
N.6
6.1
59-60
Tabella 3.1. Valori di omogeneità di dose e dimensione del campo misurati nelle
condizioni relative a ciascun test.
In tabella 3.1. sono riportati invece i valori di omogeneità di dose, anche chiamata
atness
(H), ottenuti in seguito alla scansione delle pellicole, mediante l'utilizzo delle
curve di calibrazione annerimento-dose costruite presso CNAO per poter eettuare
QA).
controlli di qualità (
L'omogeneità è stata valutata come media sui proli tra-
sversali di dose lungo i due assi principali e le due diagonali. La formula utilizzata per
il calcolo è stata:
H=
In questa formula si utilizza come
Dmax − Dmin
· 100
Dmax + Dmin
D max
(3.4.1)
il valore della dose massima presente all'in-
terno dell'intervallo di dimensioni pari al 70% delle dimensioni del campo relativo al
50% di isodose rispetto alla dose massima sull'asse di riferimento centrale. Allo stesso
modo si valuta
Dmin .
La gura 3.19 semplica il concetto rendendolo visivamente piu
attered region ) rappresenta l'80% delle dimensioni del campo
chiaro. La linea verde (
relativo al 50% di isodose, indicato con la linea nera, della dose massima presente sulla
simmetria y. Il valore dell'omogeneità per l'asse selezionato, in questo caso, è del 3%.
54
Figura 3.19. Rappresentazione graca del metodo utilizzato per il calcolo
dell'omogeneità di dose.
La dimensione del campo è stata calcolata come ampiezza dell'isodose 50% sul prolo
lungo l'asse orizzontale, parallelo alla direzione del movimento del fantoccio. I casi non
valutabili sono dovuti ad un irraggiamento del tutto disomogeneo per l'atteso eetto
di
interplay
tra movimento del fantoccio ed erogazione dinamica del fascio.
Dall'analisi delle gure e della tabella si evidenzia che la combinazione della tecnica
di gating respiratorio e repainting (Nr
= 5) fornisce un esito favorevole per una corretta
gestione del movimento d'organo, sia in termini di omogeneità della dose erogata che di
preservazione delle dimensioni nominali del campo di trattamento. L'immagine della
pellicola e i valori di omogeneità di dose non si discostano apprezzabilmente rispetto
alla situazione statica di riferimento del primo test.
Queste due tecniche combinate permettono dunque di depositare il trattamento nel
paziente in modo corretto.
Il delivery della dose infatti, negli esempi clinici ripor-
tati nella prossima sezione, è stato eettuato avvalendosi di questo meccanismo di
irraggiamento coadiuvato dal sistema di gating e dalla tecnica del rescanning.
3.5 Esempi clinici
In questa sezione sono riportati i due esempi clinici, seguiti durante il corso di questo
lavoro, dei primi trattamenti eseguiti a CNAO a partire da Luglio 2014 su pazienti
con patologie oncologiche soggette a movimento intra-frazionale.
L'inizio di questi
trattamenti rappresenta la possibilità di allargare l'utilizzo della terapia adronica ad
una varietà estesa di lesioni neoplastiche collocate in zona addominale e toracica. Il
primo paziente in assoluto per questa tipologia di tumori sottoposto a trattamento
presenta un tumore al fegato ed è il primo esempio clinico riportato. Il secondo esempio
55
clinico riguarda il primo paziente soggetto a tumore pancreatico sottoposto a terapia
adronica presso CNAO.
La tecnica di irraggiamento utilizzata per il rilascio di dose è la cosiddetta
Modulated Particle Therapy (IMPT).
Intensity
Si tratta di una tecnica con cui si ottimizzano
.
i piani di trattamento, sia di protoni che di ioni carbonio
I due campi utilizzati per
irraggiare il paziente, quello orizzontale e quello verticale, vengono ottimizzati contemporaneamente in fase di pianicazione per ottenere una distribuzione di dose uniforme
sul target. In questo modo l'uniformità della distribuzione è dovuta al contributo contemporaneo dei due campi, mentre la distribuzione sui singoli campi non è uniforme
ma modulata (
tecnica single-eld optimization ).
Recidiva paracavale di epatocarcinoma

SITUAZIONE CLINICA: Paziente maschio di 66 anni soggetto a recidiva di
epatocarcinoma (
HCC )
situata nella cupola epatica in prossimità della vena
cava, con inltrazione nella stessa.

SCOPO DELLA TERAPIA: Radioterapia radicale.

DOSE PRESCRITTA: 55.2 GyE

FRAZIONAMENTO: 4.6 GyE/Frazione.

NUMERO FRAZIONAMENTI: 12.

DURATA TOTALE TRATTAMENTO: 18 giorni.

TECNICA DI IRRAGGIAMENTO:

FASE RESPIRATORIA: Massima espirazione.

DURATA DEL CICLO RESPIRATORIO: 2.5 s.

FINESTRA DI GATING: 1 s.
Intensity Modulated Particle Therapy (IMPT).
Il paziente è stato il primo ad essere sottoposto a
imaging
4DCT. L'acquisizione delle
immagini CT è state eettuata in posizione prona con le braccia distese sopra la testa.
La maschera termoplastica è stata posizionata dunque sulla schiena del paziente per
permettere una riduzione dell'escursione dovuta al movimento respiratorio. In questa
congurazione lo scostamento della schiena tra la fase di massima espirazione e massima inspirazione è risultato essere di circa 5 mm. Il sensore di pressione del sistema
ANZAI è stato posizionato in un incavo predisposto in fase di posizionamento della
Syngo® .
maschera termoplastica. Dopo aver connesso il sensore alla porta logica, e quest'ultima al
WaveDeck,
il sistema di gating è stato collegato al tomografo CT
56
Utilizzando la procedura descritta nella sezione 3.2.2 sono state acquisite sei fasi del
ciclo respiratorio del paziente: 0% EXH, 35% EXH, 100% INH, 30% INH, 60% INH e
70% INH.
Dopo aver importato le immagini CT nel TPS si è proceduto allo studio dei cambiamenti d'anatomia del paziente nelle diverse fasi respiratorie e al contornamento dei
volumi bersaglio e degli organi coinvolti nella terapia.
Figura 3.17. Denizione dei volumi del bersaglio e degli organi a rischio in fase di
pianicazione del trattamento.
La massima espirazione (0% EXH) è stata scelta come fase respiratoria sulla quale
pianicare il piano di trattamento. In gura 3.17 è riportata l'immagine CT di questa
fase con i contorni di tutti i volumi deniti. È stato individuato e contornato il GTV,
collocato nella cupola epatico del fegato, in tutte le sei fasi respiratorie acquisite. In
seguito i contorni di questi GTV sono stati sovrapposti su questa immagine. In questo
modo è stato possibile denire l'ITV come volume contenente tutti i GTV delle diverse
fasi respiratorie; esso è designato in gura dal contorno rosso.
Il volume del cuore è contornato dalla linea viola. Le altre due linee concentriche ad
esso rappresentano i volumi PRV con margini posti a due diverse distanze dal cuore
(OAR), a 3 mm e a 5 mm.
Il trattamento è stato rilasciato da un fascio verticale perpendicolare al paziente
e da un fascio orizzontale ruotato di circa 30° gradi in senso orario rispetto all'asse
trasversale del paziente.
57
In gura 3.18 è possibile osservare un confronto tra immagini CT coronali nella fase
di massima espirazione (in alto) e nella fase di massima inspirazione (in basso).
Figura 3.18. Confronto tra le distribuzioni del campo di irraggiamento orizzontale
per le fasi respiratorie di massima espirazione (in alto) e massima inspirazione (in
basso). Vista coronale.
Il confronto tra le immagini delle due fasi respiratorie è stato eettuato per valutare
le deformazioni degli organi tra le fasi e gli eventuali eetti di una eventuale deposizione
del fascio orizzontale, calcolato sulla fase di massima espirazione, nella fase errata di
massima inspirazione.
La scelta di attraversare il fegato con il fascio orizzontale è stata eettuata per
mantenere l'uniformità del loro
pathlength
radiologico. La zona superiore del volume
bersaglio però, come visibile dall'immagine superiore, non è irraggiata dal fascio orizzontale.
È infatti stato posizionato un rettangolo rosa che signica interruzione del
fascio orizzontale in questa parte del volume bersaglio.
ITV
In questa frazione dell'
infatti la distribuzione di dose è stata rilasciata soltanto dal fascio verticale. Questa
soluzione è stata eseguita poichè altrimenti le particelle avrebbero incontrato sul loro
percorso il polmone destro (contorno blu), che avrebbe modicato in modo signicativo il
pathlength
radiologico del fascio, poichè gli ioni carbonio avrebbero attraversato
58
il polmone prima di entrare nel fegato. Essendo il polmone costituito d'aria, la forte
dierenza di densità tra tessuto epatico e aria avrebbe determinato un'incertezza elevata nel calcolo della posizione del picco di Bragg nel volume bersaglio, portando ad
una forte disomogeneità di dose nel target ed a un irraggiamento dannoso dei tessuti
sani circostanti.
Un'altra fonte di errore in questa geometria sarebbe stata rappre-
sentata dal fatto che il polmone stesso si sarebbe mosso durante l'irraggiamento a
causa del
movimento residuo,
introducendo un'ulteriore ineliminabile incertezza nella
distribuzione di dose rilasciata.
L'immagine assiale della simulazione dell'irraggiamento eettuata attraverso il TPS,
riportata in gura 3.19, fornisce invece informazioni sulla geometria del fascio verticale
di ioni.
Anche in questa immagine è eettuato un confronto tra le fasi di massima
espirazione (in alto) e di massima inspirazione (in basso).
Il fascio entra nel paziente attraverso la schiena e deposita la dose nel bersaglio dopo
aver attraversato il polmone destro per tutto il suo spessore. In questa geometria il
fascio verticale non incontra nessun altro tessuto oltre all'aria contenuta nel polmone
prima di raggiungere l'ITV. Il pathlength radiologico in questo caso è uniforme per
tutta la dimensione laterale del fascio verticale, ma è soggetto in modo signicativo ai
cambiamenti dovuti al movimento respiratorio del paziente. Anche in questa immagine
infatti i contorni degli organi sono stati deniti nella fase di espirazione e trasposti in
quella di inspirazione.
E' possibile osservare l'ingrandimento del polmone, dovuto
al riempimento di aria dell'inspirazione, e la seguente compressione del fegato e del
bersaglio.
La ricomputazione dell'irraggiamento in questa geometria, senza alcuna
modica di altri parametri, porta ad una signicativa alterazione della distribuzione
di dose ai volumi, poichè aumenta lo strato di aria attraversata dalle particelle e
diminuisce quello di tessuto epatico, più denso.
La conseguenza è uno spostamento
del picco di Bragg oltre la zona distale del volume bersaglio, con alterazione della
distribuzione di dose.
59
Figura 3.19. Confronto tra le distribuzioni del campo di irraggiamento orizzontale per
le fasi respiratorie di massima espirazione (in alto) e massima inspirazione (in basso).
Vista assiale.
L'approvazione di questo piano di trattamento è avvenuta in seguito alla valutazione
della dose impartita ai volumi, sia al bersaglio che agli organi a rischio, attraverso
l'utilizzo dei
Dose Volume Histrograms (DVH ).
I DVH sono istogrammi generati dal
TPS in seguito alla computazione del piano di trattamento.
presentano sull'asse orizzontale
bin
Sono istogrammi che
3 e sull'asse verticale la
di dose espressi in GyE
frazione di volume di organo che riceve dose corrispondente al bin. Lo scopo dei DVH
è quello di riassumere le distribuzioni di dose 3D di ciascun organo coinvolto nella
terapia in un graco 2D. Il volume può riferirsi al volume bersaglio, ad un organo sano
adiacente al bersaglio o ad una struttura arbitraria denita dal sico medico. In gura
3.20 è riportato il DVH generato dal TPS per questo piano di trattamento.
3 Unità
di misura della dose equivalente. E' ottenuta moltiplicando la dose impartita per un
coeciente di peso della radiazione incidente.
60
Figura 3.20. Dose Volume Histogram (DVH) per gli organi deniti durante la
pianicazione del piano di trattamento.
Le diverse curve colorate rappresentano la dose ricevuta dalla frazione di volume di
ciascun organo.
Si osserva che il cento percento del volume bersaglio riceve la dose
prescritta di circa 55 GyE, come auspicabile per la buona riuscita del trattamento.
Gli altri organi ricevono dosi molto minori sia per quanto riguarda la frazione di
organo soggetta a dose, sia per quanto riguarda la dose massima che ciascun organo
non bersaglio riceve, eccezion fatta per il fegato e la vena cava.
Il fegato infatti,
poichè completamente attraversato dal fascio, riceve dosi elevate (no quasi alla dose
prescritta per l'organo bersaglio) ma in una frazione abbastanza limita del suo volume.
La vena cava invece riceve una dose massima più bassa ma mediata su un volume
maggiore.
L'approvazione del piano è avvenuta poichè la dose impartita a tutti gli
organi a rischio in questo trattamento è risultata inferiore ai limiti di dose del protocollo
clinico adottato da CNAO per il trattamento delle lesioni al fegato.
Per quanto riguarda il meccanismo di gating, si è scelto in fase di pianicazione
di utilizzare il sistema ANZAI presentato nella sezione 3.1.2.
La nestra di gating
utilizzata per il rilascio di dose corrisponde alla fase di massima espirazione e compresa
tra le fasi respiratorie vicine 35% EXP e 30% INH. Il sistema di gating ANZAI, come
riportato nella sezione 3.4.2, ricostruisce la forma d'onda respiratoria del paziente e
permette l'irraggiamento in questa nestra temporale se la forma d'onda non è variata
rispetto all'andamento iniziale sul quale si è impostato il trigger respiratorio.
nestra di gating per questo paziente ha avuto la durata di circa 1 s.
61
La
Recidiva locale di adenocarcinoma pancreatico

SITUAZIONE CLINICA: Paziente maschio di 60 anni soggetto a recidiva locale
di adenocarcinoma pancreatico in esiti di chirurgia e chemioterapia.

SCOPO DELLA TERAPIA: Radioterapia radicale.

DOSE PRESCRITTA: 38.4 GyE.

FRAZIONAMENTO: 4.8 GyE/Frazione.

NUMERO FRAZIONAMENTI: 8.

DURATA TOTALE TRATTAMENTO: 11 giorni.

TECNICA DI IRRAGGIAMENTO:

FASE RESPIRATORIA: massima espirazione.

DURATA DEL CICLO RESPIRATORIO: 2.1 s.

FINESTRA DI GATING: 1 s.
Intensity Modulated Particle Therapy (IMPT).
Questo paziente è stato il primo soggetto a tumore del pancreas sottoposto ad un trattamento 4-dimensionale presso CNAO. Il paziente è soggetto ad una recidiva locale di
adenocarcinoma pancreatico, sorta in seguita a operazione chirurgica e conseguente ciclo di chemioterapia. La posizione di irraggiamento è stata prona con le braccia distese
sopra la testa. La maschera termoplastica è stata posizionata sulla schiena del paziente
per permetterne l'immobilizzazione e la mitigazione del movimento respiratorio.
Durante la fase di imaging sono state acquisite mediante 4DCT sei fasi del ciclo
respiratorio del paziente: 0% EXH, 35% EXH, 100% INH, 30% INH, 60% INH e 70%
INH. La fase respiratoria utilizzata per l'irraggiamento del paziente è stata quella di
massima espirazione.
In gura 3.21 sono riportate le strutture del bersaglio e degli
organi del paziente denite in fase di pianicazione.
62
Figura 3.21. Immagine assiale in cui sono riportati i contorni dei volumi bersaglio e
degli organi del paziente.
L'ITV è stato denito utilizzando la procedura descritta nella sezione 3.2.3. Dopo
avere individuato e contornato il GTV (nella gura in rosso), si è individuato il CTV (in
rosa) in questa fase (massima espirazione) e nelle immagini 4DCT delle fasi respiratorie
35% EXH e 30% INH acquisite in fase di imaging. I CTV di queste due fasi sono stati
poi trasposti sulle immagini del paziente in fase di massima espirazione. Il margine
interno (IM) dell'ITV è stato ottenuto come sovrapposizione dei contorni dei CTV
delle fasi 0% EXH, 35% EXH e 30% INH.
63
4 Conclusioni
4.1 Discussione
4.2 Prospettive delle tecniche di gestione del
movimento a CNAO
64
Appendice acronimi

4DCT: 4-Dimensional Computed Thomography

GTV: Gross Tumor Volume

CTV: Clinical Target Volume

PTV: Planning Target Volume

ITV: Internal Target Volume

RPM: Respiration Per Minute

DVH: Dose Volume Histrogram

CNAO: Centro Nazionale di Adroterapia Oncologica

OTS: Optical Tracking System

PVS: Patient Verication System

TPS: Treatment Planning System

SPOBP: Spread Out Bragg Peak

OR: Organ at Risk

DDS: Dose Delivery System

HU: Hounseld Unit

IMPT: Intensity Modulated Particle Therapy
65
Ringraziamenti
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