TESIS CARRERA DE MAESTR IA EN F ISICA MEDICA

TESIS CARRERA DE MAESTRIA EN FISICA MEDICA

CARACTERIZACION DEL SISTEMA DE IMAGENESPORTALES DE UN ACELERADOR ELEKTA SYNERGY

CON PROPOSITOS DOSIMETRICOS

Larisa Fischer

Sebastıan BianchiniDirector

Sara DestriCo-directora

Miembros del JuradoMgter. G. Alvarez (FUESMEN)

Mgter. P. Andres (Instituto Balseiro, Centro Atomico Bariloche)

Dr. A. H. Curiale (Instituto Balseiro, Centro Atomico Bariloche)

Febrero de 2021

Instituto de Tecnologıas Nucleares para la Salud

Instituto BalseiroUniversidad Nacional de Cuyo

Comision Nacional de Energıa AtomicaArgentina

marisa.velazco

Texto escrito a máquina

marisa.velazco


T.M. (043)61 2021 F 522

marisa.velazco


INVENTARIO: 24167 04.08.21 Biblioteca Leo Falicov

A Zalo

vi Indice de sımbolos

Indice de sımbolos

EPID Dispositivo Electronico de Imagenes Portales

Electronic Portal Imaging Device

MV Megavoltaje

INTECNUS Instituto de Tecnologıas Nucleares para la Salud

3D-CRT Radioterapia Conformada 3D

3-dimensional Conformal Radiation Therapy

IMRT Radioterapia de Intensidad Modulada

Intensity Modulated Radiation Therapy

IMAT Arcoterapia Volumetrica de Intensidad Modulada

Intensity Modulated Arc Therapy

Gy Gray

UM Unidades Monitoras

TFT Transistores de Pelıculas Finas

Thin-film Transistor

FF Flood Field

MLC Colimador Multilaminas

Multileaf Collimator

DFS Distancia-Fuente-Superficie

DFD Distancia-Fuente-Detector

RoI Region de Interes

Region of Interest

FWHM Anchura a Media Altura

Full Width at Half Maximum

Indice de contenidos

Indice de sımbolos v

Indice de contenidos vii

Indice de figuras ix

Indice de tablas xi

Resumen xiii

Abstract xv

1. Introduccion 1

2. Marco teorico 3

2.1. Conceptos Basicos de Radioterapia . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 3

2.2. Dispositivo Electronico de Imagenes Portales . . . . . . . . . . . . . . . 5

2.2.1. Calibracion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 6

2.2.2. Control de calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 8

3. Materiales y Metodos 9

3.1. Equipos y Software . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

3.1.1. Aceleradores Lineales Elekta . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 9

3.1.2. Sistema de Imagenes Portales . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11

3.2. Calibracion del Sistema de Imagenes Portales . . . . . . . . . . . . . . 12

3.3. Caracterizacion del Sistema de Imagenes Portales . . . . . . . . . . . . 14

3.3.1. Estabilidad del Offset . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15

3.3.2. Reproducibilidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 15

3.3.3. Efecto Fantasma - Ghosting . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 16

3.3.4. Linealidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 17

3.4. Control de Calidad del Sistema de Imagenes Portales . . . . . . . . . . 18

3.4.1. Seguridad del Sistema . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

3.4.2. Uniformidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 18

vii

viii Indice de contenidos

3.4.3. Resolucion de Bajo Contraste . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

3.4.4. Rotacion del Gantry . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 20

4. Resultados y Discusion 21

4.1. Caracterizacion . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21

4.1.1. Estabilidad del Offset . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 21

4.1.2. Reproducibilidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22

4.1.3. Efecto de Imagenes Fantasma - Ghosting . . . . . . . . . . . . . 23

4.1.4. Linealidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 24

4.2. Control de calidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27

4.2.1. Uniformidad . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 27

4.2.2. Resolucion de bajo contraste . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 28

4.2.3. Estabilidad Mecanica . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29

5. Conclusiones 31

A. Diagramas de los Programas 33

Bibliografıa 37

Agradecimientos 39

Indice de figuras

2.1. Esquema del proceso de modulacion de intensidad de un campo por

medio del uso de segmentos. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 4

2.2. Esquema del uso de 3 campos de irradiacion. . . . . . . . . . . . . . . . 4

2.3. Imagenes con errores en sus correcciones. . . . . . . . . . . . . . . . . . 6

3.1. Aceleradores lineales. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 10

3.2. EPIDs con luz de campo. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 11

3.3. Campo asimetrico y descentrado: rotacion de 90o. . . . . . . . . . . . . 12

3.4. Imagen de campo de 10x10 cm2. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 13

3.5. Esquema de RoIs para calculo de ghosting . . . . . . . . . . . . . . . . 17

3.6. Esquema de RoIs para calculo de uniformidad . . . . . . . . . . . . . . 19

3.7. Maniquı Las Vegas. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 19

4.1. Resultados de la estabilidad del offset . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 22

4.2. Resultados de ghosting: comparacion de perfiles . . . . . . . . . . . . . 24

4.3. Linealidad de la senal vs UM. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 25

4.4. Linealidad: Desviacion de la senal respecto del ajuste. . . . . . . . . . . 26

4.5. Linealidad: Desviacion de la senal por UM. . . . . . . . . . . . . . . . . 26

4.6. Valores de senal obtenidos en funcion de la tasa de dosis . . . . . . . . 27

4.7. Resultados de la prueba de uniformidad. . . . . . . . . . . . . . . . . . 28

4.8. Resultados de resolucion de bajo contraste . . . . . . . . . . . . . . . . 29

4.9. Resultados del desplazamiento del centro del haz durante la rotacion del

gantry. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 30

A.1. Diagrama del programa para el calculo estabilidad del offset. . . . . . . 33

A.2. Diagrama de conversion de archivo .his a imagen integrada. . . . . . . . 34

A.3. Diagrama del programa para el calculo de la reproducibilidad. . . . . . 35

A.4. Diagrama del programa para calculo del ghosting. . . . . . . . . . . . . 35

A.5. Diagrama del programa para calculo de la linealidad. . . . . . . . . . . 36

ix

Indice de tablas

3.1. Ghosting, configuraciones de campos con preirradiacion de 30 UM. . . . 16

3.2. Ghosting, configuraciones de campos con irradiacion de 3 UM. . . . . . 16

4.1. Resultados de la prueba de reproducibilidad. . . . . . . . . . . . . . . . 22

4.2. Resultados de ghosting con variacion UM irradiadas . . . . . . . . . . . 23

4.3. Resultados de ghosting con variacion UM preirradiadas . . . . . . . . . 23

4.4. Resultados del desplazamiento del centro del haz respecto del centro

geometrico del EPID. . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . . 29

xi

Resumen

En la actualidad, los fabricantes de aceleradores lineales de uso clınico ofrecen dispo-

sitivos electronicos de imagenes portales (EPIDs) como opcion estandar. Estos permi-

ten adquirir imagenes con haces de megavoltaje, e inicialmente solo se utilizaban como

herramienta en el posicionamiento del paciente de radioterapia. Sin embargo, se ha

demostrado que pueden ser utilizados como dosımetros, ya sea para realizar dosimetrıa

in vivo o controles de calidad paciente especıfico.

En el presente trabajo se realizaron multiples pruebas con el fin de implementar

a futuro el uso de EPIDs como herramientas dosimetricas en tratamientos de radio-

terapia. Para lograr este objetivo, primero se calibraron los detectores por medio de

correcciones de offset, ganancia y pıxeles muertos. Luego, se realizo una caracterizacion

con el fin de conocer las limitaciones del sistema. Por ultimo, se realizaron controles

de calidad para analizar el estado general de los EPIDs y evaluar posibles errores en la

calibracion.

La caracterizacion permitio establecer el tiempo de calentamiento del equipo en 2

horas y corroborar la excelente estabilidad de las mediciones, con variaciones menores

al 0,5 %. Ademas, se analizo la respuesta ante fenomenos como el ghosting (image-

nes residuales), obteniendo resultados poco satisfactorios para algunas combinaciones

de irradiaciones. Esto evidencia la necesidad de un mayor estudio del fenomeno para

realizar correcciones a futuro. A su vez, las irradiaciones con deposito de pocas uni-

dades monitoras (<4 UM) no presentan un comportamiento estrictamente lineal, y se

establecieron las bases para realizar las correspondientes correcciones.

Por ultimo, se realizo el control de calidad, iniciando con una prueba de uniformidad.

Esta permitio comprobar la correcta aplicacion de la calibracion inicial, obteniendo una

uniformidad en las imagenes mayor al 97 %. Luego, se comprobo de manera cualitativa

la resolucion de bajo contraste, con resultados satisfactorios respecto de estandares

internacionales. Finalmente, se analizo la desviacion del centro del haz de radiacion

con respecto del centro geometrico del EPID. Este control presento desviaciones de

hasta 8 mm, por lo cual se plantearon modificaciones obteniendo variaciones respecto

del nuevo centro menores a 2 mm.

Palabras clave: CARACTERIZACION EPID, DOSIMETRIA PORTAL, CONTROL DE CALIDAD

xiii

Abstract

Currently, manufacturers of clinical linear accelerators offer electronic portal imaging

devices (EPIDs) as a standard option. They allow imaging with megavoltage beams

and were initially only used as tools in radiotherapy patient positioning. However, it

has been shown that they can be used as dosimeters, either for in-vivo dosimetry or

patient-specific quality control.

In the present work, multiple tests were performed in order to implement the future

use of EPIDs as a dosimetric tool in radiotherapy treatments. To achieve this goal,

the detectors were first calibrated by means of offset, gain and dead pixel corrections.

Then, a characterisation was performed in order to know the limitations of the system.

Finally, quality control checks were performed to analyse the general state of the EPIDs

and to evaluate possible errors in the calibration.

The characterisation made it possible to establish the warm-up time of the equip-

ment at 2 hours and to corroborate the excellent stability of the measurements, with

variations of less than 0.5%. In addition, the response to phenomena such as ghosting

(residual images) was analysed, obtaining unsatisfactory results for some combinations

of irradiations. This shows the need for further study of the phenomenon in order to

make corrections in the future. At the same time, irradiations with deposition of few

monitor units (<4 UM) do not present a strictly linear behaviour, and the basis for

the corresponding corrections was established.

Finally, quality control was performed, starting with a uniformity test. This allowed

checking the correct application of the initial calibration, obtaining a uniformity in the

images greater than 97%. Then, the low contrast resolution was qualitatively checked,

with satisfactory results with respect to international standards. Finally, the deviation

of the centre of the radiation beam with respect to the geometric centre of the EPID

was analysed. This control showed deviations of up to 8 mm, for which modifications

were proposed, obtaining variations with respect to the new centre of less than 2 mm.

These results are in accordance with the TG-142 protocol.

Keywords: EPID CHARACTERIZATION, PORTAL DOSIMETRY, QUALITY ASSURANCE

xv

Capıtulo 1

Introduccion

A principios del siglo XX surge la radioterapia como nuevo tratamiento para enfer-

medades asociadas a la proliferacion descontrolada de celulas, en particular el cancer.

Esta utiliza radiaciones ionizantes con el objetivo de irradiar las celulas anomalas mien-

tras se protegen los organos sanos.

El paso del tiempo, los avances tecnologicos y la mejora en el entendimiento de la

naturaleza detras de la radioterapia, permitieron complejizar los tratamientos. Como

consecuencia, surgio la necesidad de realizar los calculos dosimetricos con mayor pre-

cision y controlar el posicionamiento del paciente de manera mas eficiente. Con este

fin, a principios de 1990 se empiezan a utilizar los dispositivos electronicos de image-

nes portales (EPIDs)1, reemplazando a las radiografıas convencionales utilizadas hasta

ese momento. Estos permiten obtener imagenes digitales bidimensionales por medio

del mismo haz de fotones de megavoltaje (MV) con el que se aplica el tratamiento. A

partir de esto, y comprobada su utilidad, se amplio su uso hasta convertirse en una

herramienta basica en la cotidianeidad de los tratamientos radiantes.

Estos detectores presentan multiples ventajas, entre las que se destacan la simpli-

cidad de uso, rapida disponibilidad, robustez y facilidad para almacenar y comparar

imagenes. Tambien es una solucion economica ya que, en general, los fabricantes de

aceleradores lineales lo incluyen en la cotizacion inicial del equipo.

Si bien el objetivo original de los EPIDs es el control del posicionamiento del pa-

ciente, estos pueden ser utilizados con otros fines. Debido a ello, hace algunos anos se

incorpora su uso en controles de calidad y dosimetrıa.

Como se menciono anteriormente, las tecnicas de tratamiento radiante evolucio-

nan constantemente, requiriendose mayor conformacion y precision en los haces de

radiacion. En la actualidad resulta imprescindible corroborar la validez del tratamien-

to planificado, la correcta aplicacion del mismo y su distribucion de dosis final. Por ello

es necesario realizar controles de calidad especıficos para cada plan de tratamiento, lo

1Por sus siglas en ingles, electronic portal imaging device

1

2 Introduccion

cual se logra por medio de equipamiento dosimetrico verificado.

Es comun que estos controles sean realizados por un fısico medico en horario no

clınico, ya que debe utilizarse el acelerador lineal y equipamiento dosimetrico dedicado.

Ademas, requieren una carga de trabajo no despreciable y tiempo extra de uso del

equipo.

En consecuencia, por practicidad se plantea la utilizacion del EPID para reali-

zar mediciones dosimetricas. Estas abarcan comprobaciones sencillas como la forma y

fluencia de los campos, mediciones de planes de pacientes sobre maniquıes y adquisi-

ciones durante el tratamiento. Cabe mencionar que en la actualidad existen softwares

comerciales disenados especıficamente para realizar estas tareas.

Con esta finalidad, es necesaria una primera etapa de caracterizacion y estudio

de todo el sistema de generacion de imagenes portales. Esto incluye el analisis del

comportamiento del EPID en cuanto a deteccion, estabilidad, generacion de imagenes,

homogeneidad y calidad de las mismas, efectos residuales y estabilidad mecanica. En

este marco se encuadra este trabajo final de maestrıa, realizado en el servicio de ra-

dioterapia del Instituto de Tecnologıas Nucleares para la Salud (INTECNUS) bajo un

protocolo especıfico por la situacion sanitaria debida al Covid-19.

El objetivo general de esta tesis es la caracterizacion, con propositos dosimetricos,

de los EPIDs de dos aceleradores lineales.

Teniendo en cuenta esta intencion se establecieron los siguientes objetivos particu-

lares:

Busqueda bibliografica sobre la tematica a tratar.

Familiarizacion con el equipamiento y software del servicio de radioterapia.

Comprobacion del estado de la calibracion de los EPIDs.

Caracterizacion de los EPIDs.

Realizacion de controles de calidad.

Implementacion de programas en lenguaje Python para el analisis de datos.

Comparacion de los resultados obtenidos con la literatura consultada.

Finalmente, se espera que luego de realizar esta etapa, se puedan empezar a utilizar

los detectores para controles de calidad y dosimetrıa portal a corto y largo plazo.

Capıtulo 2

Marco teorico

En el presente capıtulo se presentan brevemente las bases teoricas necesarias para la

comprension de las pruebas realizadas. En la primera parte se desarrolla una introduc-

cion a la radioterapia, enfocada en los dispositivos electronicos de imagenes portales.

Posteriormente, se describe la fısica y la importancia detras de las calibraciones y con-

troles de calidad en los detectores de megavoltaje.

2.1. Conceptos Basicos de Radioterapia

La radioterapia utiliza radiaciones ionizantes con el proposito de tratar enferme-

dades relacionadas a la proliferacion anomala de celulas. En el caso de la teleterapia

o radioterapia externa, los aceleradores lineales son los equipos mas utilizados en la

actualidad. En general, los mismos permiten irradiar haces de electrones en el rango

de 4-20 MeV y fotones en el rango de 4-18 MV.

Con el paso de los anos, las modalidades de tratamiento se han ido complejizando

en conjunto con el avance tecnologico. En los inicios de la radioterapia se realizaban

irradiaciones con campos bidimensionales simples, que permitıan poco control sobre la

irradiacion en el tejido sano. Un avance en esta problematica se obtuvo en la decada

de 1990 con el desarrollo de la radioterapia conformada 3D (3D-CRT) y la mejora en

la calidad de las imagenes adquiridas. En la actualidad, es comun el uso de tecnicas

altamente conformadas como la radioterapia de intensidad modulada (IMRT) y la

arcoterapia volumetrica de intensidad modulada (IMAT). Estas permiten aumentar la

dosis impartida a las celulas neoplasicas minimizando el dano al tejido sano circundante.

Como consecuencia, resulta de vital importancia la verificacion de la dosis dispen-

sada al paciente, ası como el correcto posicionamiento del mismo[1]. Esto lleva a buscar

metodos mas eficientes para realizar dichas tareas. Debido a que los EPIDs son la op-

cion estandar para la comprobacion del posicionamiento de los pacientes, en los ultimos

anos tambien se ha planteado la idea de utilizarlos con fines dosimetricos.

3

4 Marco teorico

La dosis absorbida permite cuantificar la energıa total depositada en un organo o

tejido (volumen) por unidad de masa. Si bien las unidades correspondientes al Sistema

Internacional es J/kg en la practica se utiliza la unidad especial llamada Gray (Gy)

cuya equivalencia es 1Gy = 1J/kg.

Con la finalidad de establecer y corroborar la dosis que sera impartida al pacien-

te, es necesario crear un plan de tratamiento. Los mismos pueden estar compuestos

de multiples campos de irradiacion. A su vez, estos ultimos pueden contener “sub-

campos”, llamados segmentos, con distinta cantidad de unidades monitoras1 (UM) y

configuraciones del sistema de colimacion (como puede ser un colimador multilaminas).

Esta division del haz en segmentos tiene el proposito de modular su intensidad, y se

muestra de forma esquematica en la Figura 2.1.

Figura 2.1: Esquema del proceso de modulacion de intensidad de un campo por medio del usode segmentos. En color rojo se muestra el valor de intensidad maximo del campo[2].

Por otra parte, en la Figura 2.2 se puede observar la diferencia entre tratamientos

con haces sin y con modulacion. A nivel clınico los mismos podrıan corresponderse con

tratamientos 3D-CRT e IMRT, respectivamente.

(a) 3D-CRT, fluencia uniforme. (b) IMRT, fluencia modulada.

Figura 2.2: Esquema del uso de 3 campos de irradiacion con el fin de tratar el volumenobjetivo (PTV) y proteger el organo de riesgo (OAR). En amarillo se muestra la dosis de interes[2].

Existen diferentes formas de verificar un plan de tratamiento, siendo una de las

1La UM es la unidad de medida con la que los aceleradores lineales computan la cantidad deradiacion entregada.

2.2 Dispositivo Electronico de Imagenes Portales 5

practicas mas habituales la medicion de dosis al aplicarlo sobre un maniquı. Para

ello existen en el mercado diferentes sistemas dosimetricos, entre los que se destacan

las matrices de detectores 2D, arreglos tridimensionales de detectores y la dosimetrıa

portal.

Como ya se menciono, una de las ventajas de utilizar el EPID para el control de

calidad es que no es necesaria la compra de sistemas dosimetricos adicionales. Tambien

se lo puede utilizar para hacer dosimetrıa in vivo, ya que se puede configurar el detector

para que adquiera informacion sobre la dosis impartida mientras el paciente esta siendo

irradiado.

2.2. Dispositivo Electronico de Imagenes Portales

Como se ha mencionado anteriormente, el interes principal de este trabajo recae

sobre los EPIDs, en particular los que se encuentran equipados en los aceleradores

lineales fabricados por Elekta. Estos son detectores de radiacion ionizante de estado

solido basados en semiconductores, que permiten generar imagenes en escala de grises

por medio de la conversion indirecta del haz de radiacion de MV[3].

El funcionamiento de los detectores de conversion indirecta se puede pensar por

etapas. Inicialmente se transforma un haz de fotones, en este caso de alta energıa, en

fotones en el rango del espectro de luz visible. Luego estos fotones de menor energıa

interactuan con una matriz de fotodiodos que se encargan de generar la senal que

permitira formar la imagen digital.

La conversion del haz de MV en luz visible se logra por medio de un material

centellador, que al interactuar con los fotones y electrones incidentes emite fotones de

mucha menor energıa. En este caso se utiliza Gd2O2S:Tb para este fin, aunque tambien

hay detectores que utilizan yoduro de cesio (CSi)[3].

Cabe destacar que los EPIDs en los aceleradores lineales de uso clınico son irradiados

con fotones de alta energıa. Debido a esto, poseen una capa de cobre que permite que

electrones y fotones de menor energıa lleguen al material centellador, aumentando ası

las probabilidades de interaccion y mejorando la calidad de la imagen[4].

Luego, para la deteccion de la luz generada se utiliza una matriz de transistores

de pelıculas finas, mas conocidos como TFT2. Estos estan formados por materiales

semiconductores, en este caso silicio amorfo (aSi), y transforman la luz en cargas, las

cuales son almacenadas por perıodos cortos de tiempo en capacitores[3].

Por ultimo, las cargas almacenadas se amplifican y se realiza un proceso de conver-

sion que termina en la generacion de una imagen de intensidades en escala de grises. Es

importante tener en cuenta la sensibilidad de la electronica necesaria para lograr estas

2Por sus siglas en ingles, Thin-film transistor.

6 Marco teorico

ultimas transformaciones. Por este motivo, todos los elementos necesarios a partir de

la amplificacion se encuentran fuera del area activa del detector, de forma tal de evitar

que sean irradiados de manera directa[3].

Como se menciono anteriormente, en su origen el uso de los EPIDs era exclusivamen-

te para el posicionamiento del paciente. Sin embargo en la actualidad, con la mejora de

sus materiales y tecnologıa, estos han empezado a tener nuevas aplicaciones[1, 5]. Entre

ellas se encuentra la verificacion de planes de tratamiento, dosimetrıa in-vivo (planar

y volumetrica), controles de calidad del equipo y posicionamiento de las laminas del

sistema de colimacion durante tratamientos dinamicos [1, 5, 6].

Es importante tener en cuenta que antes de utilizar el EPID para cualquiera de

las nuevas aplicaciones mencionadas es necesario realizar una calibracion del mismo;

ademas de corroborar si son posibles las nuevas implementaciones por medio de su

caracterizacion y un buen control de calidad.

2.2.1. Calibracion

La calibracion del EPID tiene como objetivo eliminar el ruido de fondo y corregir

la sensibilidad de los detectores, con el fin de obtener una respuesta uniforme a la hora

de realizar imagenes clınicas[1]. Dicha calibracion consta de distintas correcciones que

deben seguir un orden especıfico, ya que no son independientes entre sı, y afectan a

cada pıxel de manera independiente. Se debe realizar primero una correccion de offset,

seguida de correcciones de ganancia y pıxeles muertos[7].

(a) Error en el offset. (b) Error en la ganancia. (c) Error en los pıxeles muertos.

Figura 2.3: Imagenes con errores en sus correcciones[8].

En la Figura 2.3 se observan los artefactos generados en las imagenes debido a la

falla en alguna de las correcciones mencionadas anteriormente. Ası, problemas en la

correccion de offset generan “marcas de agua” es decir, aparecen manchas en las image-

nes que deberıan ser homogeneas. Por otro lado, los errores en la ganancia permiten

distinguir rectangulos asociados a los subpaneles que forman el detector, mientras que

2.2 Dispositivo Electronico de Imagenes Portales 7

los pıxeles muertos se traducen en puntos o lıneas blancas que corresponden a pıxeles

saturados.

La correccion del offset consiste en eliminar el efecto generado por la corriente

electrica que circula a traves del detector cuando no esta siendo irradiado, llamada dark

current. Esta corriente es una variacion estadıstica del numero de electrones generados

en el semiconductor, y aumenta con la temperatura[9].

Esta variacion afecta de manera distinta a cada TFT (y por ende a cada pıxel) y

puede ser reducida generando una imagen promedio sin irradiar el panel y sustrayendola

a todas las imagenes subsecuentes. Es importante tener en cuenta que la dark current

no es estable en el momento de encendido del equipo, por lo cual es necesario esperar

que termine la fase de calentamiento del mismo para obtener la imagen de correccion[7].

Adicionalmente es necesaria una correccion de ganancia, que tiene en cuenta la

interaccion de la radiacion con los distintos detectores del panel[7]. Esta permite ho-

mogeneizar las diferencias en la imagen causadas por las variaciones en la sensibilidad

entre pıxeles[1].

Para realizar dicha correccion se debe irradiar el EPID con un campo que lo com-

prenda de manera homogenea, el cual es llamado flood field (FF). A su vez, es necesario

tener en cuenta que el area total del EPID se divide en 16 areas menores de forma rec-

tangular (subpaneles), en cada una de las cuales se calcula la mediana.

Luego de la irradiacion del FF, el software aplica la correccion de offset a la imagen

obtenida y calcula la ganancia en cada una de las 16 regiones mencionadas anterior-

mente por medio de la formula[7],

Ganancia =Mediana× 65536

FF −Offset(2.1)

siendo 65536 un factor util como artilugio matematico, ya que permite realizar

calculos con numeros enteros.

Esta correccion puede ser almacenada y aplicada a las imagenes en un periodo largo

de tiempo, ya que se descarto la contribucion del offset en la imagen utilizada[7].

La ultima correccion aplicada es la de pıxeles muertos, cuyo objetivo es eliminar

la influencia de los pıxeles defectuosos sobre las imagenes, y para la cual es necesario

adquirir un nuevo flood field. En funcion de los valores de pıxeles esperados se define

el rango de intensidades validas. Todos los puntos de la imagen que se encuentren

fuera de dichos valores seran marcados como pıxeles defectuosos y sus coordenadas

seran almacenada en una matriz. Finalmente, a los puntos que se identificaron en

dicha matriz se les asigna el valor correspondiente al promedio de sus 8 vecinos mas

cercanos, generando una mejora en la calidad de la imagen[7].

8 Marco teorico

2.2.2. Control de calidad

En el caso de los controles de calidad se siguen recomendaciones internacionales y

del fabricante de los equipos, teniendo en cuenta modificaciones asociadas a las distintas

instituciones.

Uno de los controles mas importantes es el de los interruptores de seguridad con

enclavamiento (interocks) del EPID. Este se realiza diariamente y consiste en corroborar

la interrupcion del haz de radiacion cuando son activados los detectores de colision que

se encuentran cercanos al detector. Dicho control permite evitar que el detector colisione

con el paciente u otros accesorios cuando el equipo rota durante el tratamiento[10].

La comprobacion de la uniformidad permite, entre otras cosas, verificar la calibra-

cion del equipo. Si los resultados obtenidos presentan variaciones mayores al 5 % en la

uniformidad de la imagen, la prueba no es aprobada y las imagenes no seran confiables

hasta que se realice nuevamente la calibracion[1].

Para analizar la calidad de la imagen se realiza el control de resolucion de bajo

contraste. Este sirve para corroborar la capacidad de diferenciar dos estructuras dife-

rentes que se encuentren adyacentes y que posean densidades similares. Generalmente

se realiza una comprobacion de manera cualitativa.

Por ultimo, se recomienda un control mensual de la estabilidad mecanica[10]. Esta

visibiliza discrepancias entre el centro geometrico del EPID y el centro del haz de

irradiacion y es de gran importancia a la hora de realizar dosimetrıa. Estas diferencias

pueden modificarse durante la rotacion del equipo, ya que este posee componentes

pesados como el cabezal. El lımite de aceptacion de la prueba para tratamientos no

esterotaxicos es de 2 mm.

Capıtulo 3

Materiales y Metodos

En el presente capıtulo se describen brevemente los equipos y software utilizados,

y se detallan los metodos y consideraciones que se deben tener en cuenta para lograr

la reproducibilidad de los resultados obtenidos.

3.1. Equipos y Software

Se utilizaron dos aceleradores lineales de electrones de uso clınico con energıas

y modos variables. Estos se encuentran equipados con un sistema de deteccion de

imagenes portales, el cual consiste en un detector de radiacion de conversion indirecta

y un software que permite realizar distintos tipos de adquisiciones y procesamientos

sobre las imagenes obtenidas.

3.1.1. Aceleradores Lineales Elekta

El servicio de Radioterapia de INTECNUS dispone de dos aceleradores lineales

fabricados por Elekta modelos Synergy® y Synergy® Platform, los cuales por fines

practicos seran denominados Linac 1 y Linac 2 respectivamente. Estos se pueden ob-

servar en la Figura 3.1.

Dichos equipos cuentan con modalidad de irradiacion con fotones y electrones apli-

cables con distintas energıas. En este trabajo solo se utilizaron haces de fotones de 6

MV y se establecio, salvo el caso en que se indica lo contrario, la tasa de dosis maxima

de 600 UM/min.

Los aceleradores se encuentran equipados con un sistema de colimacion multila-

minas, MLC por sus siglas en ingles, de 160 laminas repartidas en dos bancos de 80,

teniendo cada lamina un ancho proyectado en isocentro de 5 mm. Adicionalmente, el

sistema cuenta con 2 mordazas que se desplazan en sentido perpendicular a las laminas

y son las encargadas de conformar el campo en dicho sentido.

9

10 Materiales y Metodos

Si bien el MLC permite la conformacion de campos irregulares y de tamano de cam-

po maximo de 40×40 cm2 en isocentro, en este trabajo se utilizaron campos cuadrados

menores a 26×26 cm2 en isocentro con el fin de proteger la electronica del EPID. De

aquı en adelante todos los tamanos de campo seran referidos en el isocentro, ya que es la

informacion que se debe ingresar en la consola del equipo al momento de la irradiacion.

(a) Linac 1, Elekta Synergy. (b) Linac 2, Elekta Synergy Platform.

Figura 3.1: Aceleradores lineales: (a) camilla de tratamiento, (b) cabezal del acelerador yfuente de fotones de MV, (c) detector de imagenes de MV (EPID), (d) detector de imagenes dekV y (e) fuente de kV.

El rendimiento de ambos equipos para 6 MV esta definido de forma tal que al

irradiar una cuba con agua se obtenga una dosis absorbida de 1 cGy/UM en las condi-

ciones de referencia. Estas ultimas corresponden a DFS = 100 cm, tamano de campo

de 10×10 cm2 y profundidad de 1,5 cm, correspondiente al maximo en el eje central

del haz.

Para el posicionamiento del paciente se utilizan distintos dispositivos de adquisicion

de imagenes. Con este fin los equipos disponen de un EPID, que permite obtener

imagenes de MV. Ademas, en el Linac 1 se pueden obtener imagenes de kilovoltaje en

sentido perpendicular al plano del haz, como se puede observar en la Figura 3.1.

En la practica diaria el EPID es controlado por medio del software de Elekta,

iViewGTTM

. Cabe aclarar que este software genera una unica imagen resultante y no

permite modificaciones sobre los parametros de adquisicion de la misma.

3.1 Equipos y Software 11

3.1.2. Sistema de Imagenes Portales

Los EPIDs de ambos aceleradores poseen detectores digitales compuestos por silicio

amorfo modelo XRD 1640 AL 5(P) de PerkinElmer. Estos permiten adquirir image-

nes por medio del software del mismo fabricante llamado XIS (version 3.0.1) como

alternativa al iViewGTTM

.

Los EPIDs se encuentran a una distancia fija respecto del correspondiente cabezal

y por lo tanto tambien del isocentro de los mismos, como se puede observar en la

Figura 3.1. Sin embargo la Distancia-Fuente-Detector (DFD) varıa levemente para

cada equipo, siendo 158 cm en el caso del Linac 1 y 159 cm para el Linac 2.

Se puede observar uno de los detectores en la Figura 3.2. El area sensible del mis-

mo corresponde a una lamina de 1024×1024 pıxeles de 0,4 mm cada uno, es decir,

un area activa de 40,96×40,96 cm2. Esta ultima equivale a un tamano de campo de

25,9×25,9 cm2 en el Linac 1 y 25,7×25,7 cm2 en el Linac 2 lo cual implica pıxeles de

aproximadamente 0,25 mm en isocentro para ambos casos.

(a) Visualizacion del panel con cobertura pro-tectora.

(b) Visualizacion del panel sin cobertura pro-tectora.

Figura 3.2: EPIDs con luz de campo.

En este trabajo se utilizo el software XIS, ya que permite modificar multiples

parametros a la hora de adquirir y realizar el preprocesado de las imagenes. Debido

a los “extensos” tiempos de irradiacion, mayores a 1 segundo, el sistema de adqui-

sicion permite obtener multiples imagenes a lo largo del tiempo, llamadas frames. A

su vez, se considera una imagen como el resultado de la irradiacion de un campo de


tratamiento, o segmento del mismo, y esta se obtiene por medio del procesamiento de

multiples frames. Cada uno de estos ultimos se adquieren en un tiempo fijo que se

define previamente por medio del tiempo de integracion.

En las experiencias realizadas siempre se establecio el tiempo de integracion en

434,616 ms, manteniendo el numero de frames variable y utilizando el modo Free run-

ning con adquisicion en secuencia.

Las imagenes obtenidas por medio del software se encuentran rotadas 90o respecto

de la luz de campo. Esto se puede observar en la Figura 3.3, donde se compara la luz de

campo sobre el EPID con la imagen obtenida de un campo asimetrico y descentrado.

A su vez, en dicha imagen se encuentran definidos los ejes perpendiculares al haz de

radiacion.

(a) Luz de Campo sobre el EPID. (b) Imagen obtenida con software XIS.

Figura 3.3: Campo asimetrico y descentrado: rotacion de 90o.

El software tambien permite aplicar a la imagen resultante, y por lo tanto a todos

sus frames, diferentes correcciones. Esto posibilito en todas las imagenes, salvo casos

particulares donde se especifico lo contrario, el uso de correcciones de offset, pıxeles

muertos y ganancia.

Es importante tener en cuenta que las imagenes obtenidas se encuentran en formato

.his[7], debido a lo cual se utilizaron programas en codigo Python para su procesa-

miento y visualizacion.

3.2. Calibracion del Sistema de Imagenes Portales

Previo a la caracterizacion del EPID se lo debe calibrar, lo cual permite corregir

artefactos en la imagen. En la Figura 3.4 se puede observar las diferencias entre una

3.2 Calibracion del Sistema de Imagenes Portales 13

adquisicion sin calibracion, una con la calibracion bien realizada y una imagen con

un error en la correccion de ganancia. Se puede observar que, respecto a la correcta

calibracion, la imagen sin calibracion es “mas clara” ya que los valores de pıxel del

fondo son mayores (sin correccion de offset) y se encuentran pıxeles saturados corres-

pondientes a los pıxeles defectuosos (sin correccion de pıxeles muertos). En cuanto a

la imagen con problemas en la correccion de ganancia, los artefactos visualizados son

consecuencia de utilizar un campo de 10×10 cm2 para generarla, el cual es considerado

homogeneo.

(a) Sin calibracion. (b) Con calibracion. Correc-cion de offset, ganancia y pıxelesmuertos bien realizadas.

(c) Con calibracion. Correccionde offset y pıxeles muertos bienrealizadas y error en la correccionde ganancia.

Figura 3.4: Imagen de campo de 10x10 cm2.

La calibracion se realizo siguiendo las sugerencias del manual de uso del software

[7] para todas las correcciones. Para dicho fin el programa posee opciones especıficas

para crear, almacenar y asociar las mismas. Se aplicaron las 3 correcciones a todas las

imagenes salvo en el caso en que se especifica lo contrario.

Para realizar la correccion de offset se adquirio al comienzo de las pruebas una

unica imagen, la cual es el resultado de promediar 50 frames con tiempo de integracion

de 434,616 ms. Luego se vinculo la misma a todas las adquisiciones realizadas en las

siguientes horas. En el caso de cambiar de prueba se realizo una nueva calibracion al

inicio de la misma.

Para realizar la correccion de ganancia fue necesario corregir el offset previamente.

Luego, para la irradiacion se eligio un flood field de 25,8×25,8 cm2 que dispensa 50

UM con una tasa de dosis de 600 UM/min. La imagen resultante es el promedio de

20 frames, y se la vinculo a todas las imagenes del trabajo. Esto fue posible ya que

se corroboro no habıa diferencias al obtener nuevas correcciones en el lapso de tiempo

menor a 5 meses.

Por ultimo, para la correccion de pıxeles muertos se vincularon las correcciones

mencionadas anteriormente y se irradio un flood field con 50 UM y tasa de dosis de 400


UM/min. Utilizando el software y las recomendaciones del fabricante, se selecciono el

rango de pıxeles con valores validos: 15000 a 45000 dentro de los medibles (0 a 65535)[7].

Esta correccion se corroboro a la hora de procesar las imagenes, con la posibilidad de

disminuir el lımite superior de pıxeles aceptables.

3.3. Caracterizacion del Sistema de Imagenes Por-

tales

La caracterizacion del EPID consistio en la ejecucion y evaluacion de distintas

pruebas que permitieron sentar precedentes y definir consideraciones a tener en cuenta

antes de realizar las mediciones.

Se comenzo por analizar la estabilidad del offset, con el fin de determinar su com-

portamiento y establecer un tiempo mınimo de encendido del equipo previo a las me-

diciones. Esto permite utilizar una sola correccion de offset cada prueba.

Tambien se analizo la estabilidad de las mediciones a corto plazo para obtener una

nocion de las discrepancias que se pueden obtener en las lecturas y que son independien-

tes de las mismas. Es decir, una variacion intrınseca del sistema acelerador-detector-

software-procesamiento.

El ghosting da cuenta de los efectos residuales en la imagen que son consecuencia

de realizar irradiaciones consecutivas. Esto permite establecer tiempos de espera acep-

tables entre irradiaciones o generar planes de tratamiento que minimicen este efecto. A

fines de evitar el fenomeno en las imagenes adquiridas se espero 5 minutos entre todas

las irradiaciones, salvo en el caso de estudio del efecto[5].

Por ultimo, para corroborar que no se trabaje en el rango de saturacion del detector,

se estudio la linealidad de la respuesta del EPID respecto de las UM dispensadas.

En todas estas pruebas el inicio y finalizacion de cada adquisicion se realizo de

manera manual. Luego las imagenes fueron procesadas por medio de un programa pro-

pio, en codigo Python, que inicialmente permite discernir los frames correspondientes a

momentos con y sin irradiacion, descartando estos ultimos. Una vez definidos los datos

de utilidad, este programa integra a lo largo del tiempo la senal obtenida por cada

detector en el EPID generando una imagen resultante, ST (x, y). Esto ultimo se logra

por medio de la suma de los N frames asociados a la irradiacion:

ST (x, y) =N∑i=1

si(x, y) (3.1)

siendo si(x, y) el i-esimo frame.

De esta manera se definio la senal obtenida, S, como el promedio de valores de

intensidad en el cuadrado central de la imagen promedio, integrada o resultante. Es

3.3 Caracterizacion del Sistema de Imagenes Portales 15

decir, en la imagen ST (x, y) se promedian las intensidades correspondientes a la region

central con tamano de 20×20 pıxeles. Cabe aclarar que el tamano de la region central

se definio en base a la bibliografıa consultada[1, 5, 11, 12].

Es importante tener en cuenta que los programas utilizados para el procesamiento

y analisis de datos son especıficos de cada prueba. Debido a ello, una descripcion mas

detallada de los mismos se encuentra en el Apendice A.

3.3.1. Estabilidad del Offset

Antes de comenzar las mediciones correspondientes a la prueba de estabilidad del

offset se apago el equipo durante un dıa. Una vez encendido, se estudio el compor-

tamiento, a lo largo del tiempo, de la senal obtenida por el EPID sin ser irradiado.

Para ello se considero como instante inicial la senal de la primera imagen obtenida al

momento de encender el equipo.

Los datos fueron adquiridos cada 5 minutos durante perıodos totales de tiempo

distintos en funcion del equipo; en el Linac 1 durante 3 horas y 5 minutos, mientras

que en el Linac 2 durante 4 horas y 40 minutos. Estas mediciones fueron repetidas con

menor perıodo de tiempo total para corroborar el comportamiento inicial.

Es importante tener en cuenta que durante la realizacion de este experimento no se

aplico correccion de offset ni se utilizo el proceso de seleccion de frames correspondientes

al haz, ya que al no irradiarse el panel los 50 frames obtenidos contienen informacion

y por ende son promediados.

Por ultimo, los resultados de calentamiento del equipo obtenidos fueron utilizados

en todos los experimentos siguientes, esperando el tiempo correspondiente antes de

hacer cualquier medicion.

3.3.2. Reproducibilidad

Con el fin de evaluar la reproducibilidad se obtuvieron imagenes repetidas a corto y

mediano plazo. A su vez, se verifico previamente que el haz de radiacion no presentara

variaciones importantes durante los dıas de las mediciones.

La estabilidad a corto plazo se midio durante 3 dıas consecutivos adquiriendo 5

imagenes seguidas en cada uno de ellos, es decir, 15 imagenes totales. Para ello se fijo

un campo de 10×10 cm2 el cual se irradio con 30 UM.

En el caso de la estabilidad a mediano plazo se evaluo solo el Linac 2. Los datos

fueron adquiridos una vez por mes, desde Octubre a Enero, y se utilizaron los mismos

parametros de irradiacion que en las mediciones a corto plazo.

En el procesamiento de las imagenes se obtuvo la senal S correspondiente a cada

una de las mediciones. Con este conjunto de valores se pudieron calcular los parametros


necesarios para evaluar la reproducibilidad: el valor medio, la desviacion estandar y la

maxima desviacion.

3.3.3. Efecto Fantasma - Ghosting

A la hora de evaluar el efecto fantasma o Ghosting se debe preirradiar el EPID

antes de iniciar las mediciones, las cuales seran comparadas con imagenes de referencia

que no fueron irradiadas previamente. La totalidad de las mediciones fueron realizadas

2 veces en el Linac 1 y 3 veces en el Linac 2.

Primero se adquirieron 6 imagenes de referencia, resultantes de irradiar campos

cuadrados de 20×20 cm2 con 3, 6, 12, 24, 30 y 60 UM.

Luego se procedio a obtener las mismas imagenes pero preirradiando el EPID con un

campo de 6×6 cm2 y 30 UM (Tabla 3.1). Para ello se creo un campo con dos segmentos

cuadrados de distintos tamanos, el primero de 6×6 cm2 y el segundo de 20×20 cm2.

Como consecuencia, el tiempo entre ambas irradiaciones es el que demora el acelerador

en reposicionar el MLC y comenzar la segunda irradiacion, el cual es aproximadamente

4,5 s para los campos utilizados.

Preirradiacion

6x6 cm2[UM]

Irradiacion

20x20 cm2[UM]

30 03

30 06

30 12

30 24

30 30

30 60

Tabla 3.1: Ghosting, configuraciones de campos con preirradiacion de 30 UM.

Por ultimo se repitieron las mediciones variando las UM del primer segmento, en

3, 6 y 12 UM, y se fijo el segundo segmento con 3 UM (Tabla 3.2).

Preirradiacion

6x6 cm2[UM]

Irradiacion

20x20 cm2[UM]

03 03

06 03

12 03

30 03

Tabla 3.2: Ghosting, configuraciones de campos con irradiacion de 3 UM.

3.3 Caracterizacion del Sistema de Imagenes Portales 17

Para el analisis de las imagenes se obtuvieron los valores de S y se definio una

nueva region de interes (RoI) en forma de anillo como se muestra en la Figura 3.5, que

equivale a un campo de 14×14 cm2 con bordes de 20 pıxeles de ancho. En esta ultima

region se obtuvo un nuevo valor de senal, SG, la cual se computa como el valor medio

en toda la RoI de la imagen integrada.

Figura 3.5: Esquema del campo de 20×20 cm2. La RoI central tiene 20×20 pxl y la RoIcircundante de ancho 20 pxl con tamano de campo de 14×14 cm2. Las distancias d0 y d1 soncalculadas sobre el detector.

Para evaluar el ghosting se calculo el cociente entre SG y S tanto para las imagenes

de referencia como para las preirradiadas y se considero consecuencia del efecto la

discrepancia porcentual entre ambos cocientes.

3.3.4. Linealidad

Si se desea utilizar el EPID para fines dosimetricos es importante evaluar la linea-

lidad de su respuesta con las UM administradas. Esto se debe a que se han registrado,

en algunos detectores, desviaciones respecto del comportamiento lineal en el caso de

irradiaciones menores a 30 UM[5].

Previo a la realizacion de esta prueba, es importante comprobar la linealidad propia

del acelerador. Esto permite discernir si las variaciones que pueden llegar a presentar los

resultados obtenidos, por medio del EPID, corresponden a fluctuaciones en la linealidad

del equipo. En el caso de los aceleradores utilizados la linealidad de los mismos se

conserva a partir de 3 UM (inclusive).

Para comprobar la linealidad se realizaron imagenes con tamano de campo

de 10×10 cm2 y se variaron las UM en el rango de 1 a 300. Debido a que el interes se

encuentra en la respuesta a 30 o menos UM se obtuvieron 13 imagenes en ese rango,

correspondiendo la mayorıa a irradiaciones menores a 10 UM.


Se realizo el conjunto de mediciones 2 veces para cada equipo. Por ultimo, para el

procesamiento se obtuvieron los valores S para cada imagen.

Adicionalmente, con el objetivo de constatar la independencia de los resultados

con la tasa de dosis, se irradiaron 30 UM con distintas UM/min. En ambos equipos

se realizaron 3 mediciones con 100, 300, 500 y 600 UM/min. Para el procesamiento

de estos datos se promediaron los 3 valores de senal obtenidos y se analizo la senal

resultante.

3.4. Control de Calidad del Sistema de Imagenes

Portales

El objetivo del control de calidad es la verificacion, en pocas horas, de la calidad

de las imagenes obtenidas por medio del EPID y corroborar el funcionamiento de los

sistemas de seguridad.

3.4.1. Seguridad del Sistema

La verificacion de seguridad del EPID es diaria y consiste en corroborar la interrup-

cion de los movimientos e irradiacion del equipo cuando algun objeto o persona entran

contacto con el.

Para ello se procedio a presionar, una a la vez, las 4 esquinas del detector y la base

del mismo esperando que si el funcionamiento es correcto, suene el sonido de alarma.

3.4.2. Uniformidad

La calibracion que se realizo sobre el EPID deberıa permitir adquirir imagenes

uniformes. Esto se comprueba por medio de la prueba de uniformidad, ya que la falla

de la misma evidencia la necesidad de realizar la calibracion antes de lo planificado.

Con el fin de evaluar la uniformidad de las imagenes obtenidas se irradio un campo

de 20×20 cm2 con 10 UM y diferentes tasas de dosis, 100-300-600 UM/min [1]. Es-

tas mediciones se repitieron 3 veces de manera consecutiva para obtener una imagen

promedio.

Se calculo la senal y la desviacion estandar en cada una de las RoI dentro del

campo como se observa en la Figura 3.6, siendo cada RoI de tamano 20×20 pıxeles

y con ubicaciones simetricas en cada cuadrante. Las RoI se separan en dos grupos, el

anillo exterior o “Outer” y el anillo interior o “Inner”.

3.4 Control de Calidad del Sistema de Imagenes Portales 19

Figura 3.6: Esquema del campo de 20×20 cm2 en isocentro, con RoIs de 20×20 pxl utilizadaspara el calculo de uniformidad.

En la Figura 3.6 se debe tener en cuenta que las distancias definidas sobre la ima-

gen estan consideradas sobre el detector, donde el tamano de campo proyectado es

aproximadamente de 31×31 cm2.

3.4.3. Resolucion de Bajo Contraste

Como se dijo anteriormente, el estudio de la resolucion de bajo contraste permite

verificar si se puede discernir entre materiales de densidades similares. Hay que tener

en cuenta que la tolerancia para la prueba depende del equipo y su energıa.

En la actualidad, la prueba de resolucion de bajo contraste es cualitativa y para ello

se utiliza el maniquı Las Vegas, que se muestra en la Figura 3.7. Este consta de capas

de aluminio con agujeros circulares de diversos tamanos y espesores. Dichos agujeros

tienen el mismo diametro para cada columna y una misma profundidad para cada fila.

(a) Foto durante el posicionamiento. (b) Diagrama con cırculos que se es-pera observar para 6 MV[13].

Figura 3.7: Maniquı Las Vegas.


El maniquı se posiciono dejando su cara superior en el isocentro del equipo, con

los agujeros visibles en contacto con la camilla, y alineandolo con ayuda de la luz de

campo. Se irradio un campo de 12x12 cm2 y 30 UM.

Para energıas de 6 MV en la imagen obtenida se deben poder observar los 17 cırculos

marcados en negro en la Figura 3.7. A su vez, se estima que en la mayorıa de los casos

se pueden visualizar tambien los que se encuentran marcados con cruces.

El analisis de los graficos se realizo al momento de la adquisicion y se consulto con

distintos trabajadores del servicio de radioterapia.

3.4.4. Rotacion del Gantry

El posicionamiento del sistema EPID-gantry puede variar como consecuencia de la

rotacion del equipo al irradiar desde distintos angulos. Para analizar dichos cambios se

realizaron dos pruebas que permiten evaluar el desplazamiento del centro del campo

con la rotacion.

La primera consistio en colocar una hoja milimetrada sobre el EPID y por medio

de la luz de campo medir el desplazamiento para distintos posicionamientos del gantry.

Con este fin se posiciono el equipo en 0, 45, 90, 135, 180, 225, 270 y 315 grados.

Cabe destacar que esta variacion del centro es relativa, ya que se considera que no hay

desviacion cuando el gantry se encuentra en cero grados.

La segunda prueba se realizo con los mismos parametros reemplazando la hoja por

la adquisicion de una imagen en cada angulo. En cada caso se irradiaron 10 UM con un

campo de 10x10 cm2. En dichas imagenes se trazaron los perfiles en sentido cross-plane

e in-plane y se calculo el centro de los campos por medio de la anchura a media altura,

abreviada FWHM por sus siglas en ingles. Con estos valores se calculo el centro real

del campo y su desviacion respecto del centro geometrico del detector.

Capıtulo 4

Resultados y Discusion

En este capıtulo se exponen los resultados del trabajo. Primero se analizan los

correspondientes a la caracterizacion del EPID y luego se exponen los asociados a los

controles de calidad.

4.1. Caracterizacion

La metodologıa de los resultados obtenidos se encuentra detallada en la Seccion 3.3

y estos se presentan en el mismo orden en que fueron expuestos.

4.1.1. Estabilidad del Offset

Se analizo la senal de las imagenes obtenidas para ambos aceleradores con el fin de

establecer el tiempo de calentamiento de los equipos y obtener patrones del comporta-

miento del offset.

En la Figura 4.1 se pueden observar los resultados obtenidos para cada equipo,

y verificar el decaimiento exponencial de la senal a lo largo del tiempo. La senal se

encuentra normalizada respecto del valor de estabilidad C obtenido por medio del

ajuste exponencial S = A e−B t + C 1, que se realizo de manera independiente para

cada equipo.

Se puede ver como luego de 2 horas la senal se redujo aproximadamente entre

un 3,5-4 % para ambos equipos. A su vez, luego de 1 h 30 m la senal de fondo se

encuentra, para ambos casos, dentro del rango del 1 % respecto del valor de estabilidad

calculado por medio del ajuste.

Se comprobo que el comportamiento es el esperado, ya que tiende a un valor estable

a medida que transcurre el tiempo. Ademas, este comportamiento es satisfactorio ya

que la senal se vuelve menor al 0,5 % respecto de C en 2,08 horas, y este tiempo es

mucho menor que en otros EPIDs estudiados en la literatura consultada[5, 11].

1Parametros de ajuste: A, B y C.

21

22 Resultados y Discusion

0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0Tiempo [h]

1,00

1,01

1,02

1,03

1,04

Seña

l de

Fond

o

(a) Elekta Synergy.

0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5 4,0 4,5Tiempo [h]

1,00

1,01

1,02

1,03

1,04

Seña

l de

Fond

o

(b) Elekta Synergy Platform.

Figura 4.1: Estabilidad del offset, ajuste exponencial: S = A e−B t + C.

4.1.2. Reproducibilidad

La exactitud de las futuras mediciones dosimetricas puede verse limitada por la

estabilidad a corto plazo del EPID. A su vez, la estabilidad a corto y mediano plazo,

tienen la capacidad de mostrar la necesidad de realizar una nueva calibracion.

Los resultados de la estabilidad a corto plazo del EPID (Tabla 4.1) poseen pequenas

variaciones entre ambos equipos y son presentados como porcentajes respecto del valor

medio obtenido para cada conjunto de mediciones. Existe la posibilidad de que estos

valores disminuyan si se tuviera en cuenta la variacion diaria del haz de radiacion [5].

Sin embargo, se opto por descartar dicha correccion y comparar los resultados sin mayor

procesamiento, sabiendo que las variaciones diarias del haz de radiacion se encuentran

dentro de la tolerancia clınica establecida2.

Linac 1 [ %] Linac 2 [ %]

Desviacion Estandar 0,1 0,2

Desviacion Maxima 0,3 0,3

Tabla 4.1: Resultados de la prueba de reproducibilidad con adquisiciones durante 3 dıas se-guidos y 5 mediciones consecutivas por dıa.

Un dato interesante a tener en cuenta es que las mediciones realizadas en un mismo

dıa no tienen desviacion estandar mayor al 0,04 % en el caso del Linac 1 y 0,08 % en el

caso del Linac 2, lo que infiere una excelente estabilidad en un mismo dıa.

Por ultimo, se realizo un analisis analogo al anterior para la estabilidad a mediano

plazo. Se tomo como referencia el valor medio de las senales obtenidas y se calculo

su desviacion estandar y maxima desviacion, obteniendo resultados de 0,2 % y 0,5 %

respectivamente. Estos resultados tampoco fueron corregidos teniendo en cuenta la

variacion del haz[5].

2Tolerancia: 3 %. Lımite: 5 %.

4.1 Caracterizacion 23

4.1.3. Efecto de Imagenes Fantasma - Ghosting

El ghosting es un efecto que se presenta cuando se realizan irradiaciones consecuti-

vas con poco tiempo de espera entre ellas, y genera una imagen “residual” debido al

aumento en la respuesta del EPID en la zona irradiada inicialmente.

Es importante recordar que para el estudio del efecto se irradiaron campos con

dos segmentos, siendo el primero de tamano 6×6 cm2 (preirradiacion) y el segundo

de 20×20 cm2 (irradiacion). A su vez, los porcentajes que se presentaran a continua-

cion corresponden al valor de S/SG obtenidos para el caso de ghosting, normalizados

respecto del caso de referencia.

Debido a que las mediciones se realizaron de forma reiterada, los resultados pre-

sentados corresponden al promedio de los valores obtenidos en cada caso. Estos se

presentan en la Tabla 4.2 y la Tabla 4.3.

En la primera Tabla los resultados se obtuvieron manteniendo fijas las UM del pri-

mer segmento y variando las del segundo. Se observa que el efecto aumenta a medida

que el segundo campo es irradiado con menos UM. Por otro lado, en la segunda Tabla

se observan los valores al variar las UM que se utilizan para la preirradiacion y man-

teniendo fijas las UM al momento de irradiar. En este caso se puede ver que el efecto

aumenta a medida que el primer segmento es irradiado con mas UM.

UM6x6 UM20x20 Linac 1 [ %] Linac 2 [ %]

30 03 2,7 3,9

30 06 1,2 3,2

30 12 0,8 1,3

30 24 0,5 0,6

30 30 0,4 0,6

30 60 0,3 0,4

Tabla 4.2: Resultados de ghosting para ambos aceleradores, con variacion en las UM del segundosegmento.

UM6×6 UM20×20 Linac 1 [ %] Linac 2 [ %]

03 03 0,4 0,7

06 03 0,4 1,3

12 03 1,1 2,1

30 03 2,7 3,9

Tabla 4.3: Resultados de ghosting para ambos aceleradores, con variacion en las UM del primersegmento.


Puede verse que es valido afirmar la relacion directa entre UM irradiadas y la

incidencia del ghosting. A su vez, es importante tener en cuenta que el tiempo entre

irradiaciones utilizado es el mınimo posible y que un aumento del mismo conllevarıa a

una disminucion del efecto.

En la Figura 4.2 se puede observar el perfil del caso mas desfavorable, con 4,2 %

de variacion en la senal de ghosting. Este corresponde a la imagen obtenida luego de

preirradiar con 30 UM seguido de un campo de 20×20 cm2 con 3 UM. Esta imagen

fue adquirida en el segundo dıa de mediciones en el Linac 2. El perfil fue calculado

promediando los pıxeles en una franja de 8 pıxeles de ancho. Esto se debe a que en

irradiaciones con UM bajas el ruido aleatorio dificulta la visualizacion de la senal, y

el suavizado de la curva permite una mejor apreciacion del fenomeno que se quiere

presentar.

20 15 10 5 0 5 10 15Posición [cm]

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

Inte

nsid

ad R

elat

iva

ReferenciaGhosting

(a) Rango completo de intensidades.

20 15 10 5 0 5 10 15Posición [cm]

0,85

0,90

0,95

1,00

1,05

1,10

Inte

nsid

ad R

elat

iva

PerfilReferenciaGhosting

(b) Rango acotado de intensidades.

Figura 4.2: Intensidad de ghosting. Comparacion de perfiles in-plane con y sin preirradiacionde 30 UM y campo de 20×20 cm2 de 3 UM.

Por ultimo, se intento visualizar las diferencias en resultados en caso de utilizarse

un frame intermedio, entre el primer y segundo segmento, como nuevo “offset”. Los

resultados no presentaron variaciones significativas, lo cual lleva a concluir que el efecto

no esta asociado a cargas residuales en el EPID sino a un aumento en la sensibilidad

que genera una mayor respuesta de esos sensores.

Serıa interesante analizar como es la respuesta del fenomeno variando los tiempos

de adquisicion, ademas de caracterizarlo en profundidad de manera de poder generar

una correccion al momento de realizar la dosimetrıa con el EPID. Dicha correccion sera

necesaria ya que en los tratamientos las irradiaciones se dan de manera consecutiva y

se generarıa una sobreestimacion en la dosis calculada.

4.1.4. Linealidad

La linealidad entre UM y respuesta del EPID fue estudiada con el objetivo de

comprobar posibles variaciones de su comportamiento, especialmente para irradiaciones

4.1 Caracterizacion 25

con pocas UM.

Debido a que la distribucion de datos no es uniforme, para el analisis se presentan

los graficos en escala logarıtmica en ambos ejes. Esto permite observar el comporta-

miento lineal entre la senal (normalizada respecto a su valor para 100 UM) y las UM

dispensadas, lo cual se puede extrapolar a un comportamiento lineal con respecto de

la dosis administrada.

Se realizaron las mediciones 2 veces para cada equipo y se utilizaron todos estos

datos para obtener los resultados de la Figura 4.3. Es imprtante tener en cuenta que

no se observan las barras de incertidumbre, correspondientes a la desviacion estandar,

ya que estas son menores al 1 % y se encuentran contenidas en los puntos graficados.

100 101 102

UM

10 2

10 1

100

Seña

l Nor

mal

izada

Linac 1Ajuste Linac 1Linac 2Ajuste Linac 2

Figura 4.3: Linealidad de la senal vs UM. Comparacion entre Linac 1 y Linac 2.

Del analisis de los datos obtenidos y la realizacion de un ajuste lineal, se obtienen

regresiones con valor de coeficiente de determinacion (R2) mayor a 0,999996 en todos

los casos. Esto demuestra que es acertado ajustar la relacion entre UM y la respuesta

del EPID de manera lineal.

Para establecer una relacion con el ajuste realizado, se grafico el cociente de la

senal S con respecto de la senal obtenida por medio del ajuste lineal, siendo ambas

normalizadas respecto del valor obtenido para 100 UM (Figura 4.4). Esto permite

comprobar que para 1 UM el comportamiento difiere hasta un 16 % del esperado. Sin

embargo para 4 UM ya la discrepancia es menor al 3 % y para 8 UM menor al 1 %. Esto

implica que los valores de senal podrıan ser obtenidos por medio de la recta propuesta,

salvo para casos de irradiacion con pocas UM donde se deberıa realizar una correccion

adicional.


100 101 102

UM0,97

1,00

1,03

1,06

1,09

1,12

1,15

1,18Se

ñal/A

just

e No

rm.

Día 1Día 2

(a) Linac 1.

100 101 102

UM0,97

1,00

1,03

1,06

1,09

1,12

1,15

1,18

Seña

l/Aju

ste

Norm

.

Día 1Día 2

(b) Linac 2.

Figura 4.4: Desviacion de la senal respecto del ajuste para irradiaciones de 1 a 300 UM. Valoresnormalizados respecto del valor obtenido para 100 UM.

Estos resultados llevan a intentar evitar el uso de pocas UM, sin embargo en el

caso de tecnicas avanzadas, como IMRT o IMAT, suelen existir segmentos que tengan

3 o 4 UM. Estos segmentos podrıan llegar a comprender aproximadamente un 10 % del

plan total. En estos casos se debe saber que la dosis calculada puede tener discrepancias

respecto de la esperada si no se corrige por este efecto.

Ademas, se analizo la senal por UM normalizada respecto del valor calculado para la

irradiacion con 100 UM. Se observa en la Figura 4.5 que, salvo para los casos en que se

irradian con 3 UM o menos, las discrepancias son iguales o menores al 0,5 %. Tambien

se pueden observar variaciones de hasta 2,2 % en el caso de las irradiaciones con 1 UM.

Este es el unico caso donde la discrepancia es mayor a la tolerancia establecida de

1,5 %.

100 101 102

UM0,96

0,97

0,98

0,99

1,00

1,01

1,02

1,03

1,04

Seña

l/UM

Nor

mal

izada

Día 1Día 2Tolerancia 1,5%

(a) Linac 1.

100 101 102

UM0,96

0,97

0,98

0,99

1,00

1,01

1,02

1,03

1,04

Seña

l/UM

Nor

mal

izada

Día 1Día 2Tolerancia 1,5%

(b) Linac 2.

Figura 4.5: Desviacion de la senal por UM para irradiaciones de 1 a 300 UM. Valores norma-lizados respecto del valor obtenido para 100UM.

Por ultimo, los resultados de las mediciones obtenidas para la senal respecto de la

variacion de tasa de dosis se presentan en la Figura 4.6. Los datos se encuentran nor-

malizados respecto al valor medio del conjunto de senales. Las barras de incertidumbre

corresponden a la desviacion estandar y no se grafican ya que se encuentran contenidos

4.2 Control de calidad 27

en los puntos.

0 100 200 300 400 500 600Tasa de Dosis [UM/min]

0,97

0,98

0,99

1,00

1,01

1,02

1,03

Seña

l Nor

mal

izada

Linac 1Linac 2Tolerancia 1%

Figura 4.6: Valores de senal obtenidos en funcion de la tasa de dosis para ambos equipos.

Los resultados obtenidos difieren respecto del valor medio en un 0,5 % o menos, por

lo que es correcto asumir que la senal es independiente de la tasa de dosis.

4.2. Control de calidad

Los procedimientos para los resultados presentados a continuacion han sido deta-

llados en la Seccion 3.4. El primer control de calidad realizado, correspondiente a la

seguridad del equipo, se ejecuto diariamente con resultados satisfactorios y por ello no

se detalla con mayor profundidad.

4.2.1. Uniformidad

Evaluar la uniformidad de las imagenes obtenidas por el EPID permite alertar sobre

la necesidad de realizar nuevamente la calibracion sobre el detector. Esto puede ser por

mal funcionamiento del mismo o por degradacion con el paso del tiempo.

Para el procesamiento de las adquisiciones, primero se realizo el promedio de las 3

imagenes obtenidas para todas las tasa de dosis (100-300-600 UM/min).

Luego se calculo el valor de senal en las multiples RoIs, todas de tamano 20×20

pıxeles. Los resultados obtenidos fueron normalizados respecto de la senal S corres-

pondiente al cuadrado central, y las incertidumbres corresponden a las desviaciones

estandar. Se observan en la Figura 4.7 los distintos valores de senal en las multiples

RoI para ambos equipos con tasa de dosis de 600 UM/min.


0 1 2 3 4 5 6 7 8Número de RoI

0,96

0,97

0,98

0,99

1,00

1,01

1,02

1,03Se

ñal N

orm

aliza

daRoIs internas, InnerRoIs externas, Outer

(a) Linac 1.

0 1 2 3 4 5 6 7 8Número de RoI

0,96

0,97

0,98

0,99

1,00

1,01

1,02

1,03

Seña

l Nor

mal

izada

RoIs internas, InnerRoIs externas, Outer

(b) Linac 2.

Figura 4.7: Senales en las distintas RoIs normalizadas respecto de la RoI central para la pruebade uniformidad.

En la mayorıa de los casos, los valores de senal obtenidos en las regiones internas

discrepan del valor central en menor medida que los de las regiones externas. Dichos

valores alcanzan un maximo de 1,2 % en la zona interna y 2,5 % en la zona externa,

ambos correspondientes al Linac 2. Estos resultados son satisfactorios ya que son me-

nores al 3 %[1], y se encuentran en concordancia con los reportados en la literatura que

toman valores de hasta un 5 %[6].

Respecto de los casos con tasas de dosis de 100 y 300 UM/min, se pudo comprobar

que los resultados cumplen con los lımites y el comportamiento observado en el caso

de 600 UM/min, es decir, discrepancias menores al 3 %. Esto es lo esperado, ya que se

comprobo anteriormente la independencia de la senal respecto de la tasas de dosis, ası

como la correcta aplicacion de la calibracion del EPID.

4.2.2. Resolucion de bajo contraste

Como se menciono anteriormente, durante la evaluacion del contraste de la ima-

gen se utilizo el maniquı Las Vegas. En la Figura 4.8 se pueden observar las imagenes

obtenidas por medio del software XIS. Las mismas se encuentran rotadas y con modi-

ficaciones de brillo y contraste, con el fin de facilitar la comparacion con la imagen de

referencia.

En ambos casos no solo se pueden notar con claridad los 17 cırculos esperados,

sino que tambien se visualizan varios mas. Los diferentes profesionales de la institucion

indicaron que en cada imagen veıan con nitidez aproximadamente 22 cırculos. Esto

denota un rendimiento del EPID mejor del esperado, ya que implica que la calidad de

la imagen supera el lımite planteado. En consecuencia, ambos detectores se encuentran

en condiciones de ser utilizados en el ambito clınico.

4.2 Control de calidad 29

(a) Imagen obtenida en Linac 1. (b) Diagrama con referencias[13]. (c) Imagen obtenida en Linac 2.

Figura 4.8: Diagrama con requerimientos mınimos y resultados de resolucion de bajo contrastecon maniquı Las Vegas.

4.2.3. Estabilidad Mecanica

La estabilidad mecanica se evaluo de dos formas diferentes mientras se rotaba el

gantry. Los valores obtenidos con el metodo visual coinciden con los calculados por

medio del procesado de las imagenes con una precision de ±1 mm y por lo tanto no se

presentan en este trabajo.

Se pudo observar, en ambos aceleradores, que el centro geometrico del detector esta

desplazado hasta 8 mm respecto del centro del campo irradiado.

En la Tabla 4.4 se presentan los resultados calculados utilizando el codigo propio

en lenguaje Python. Es importante recordar que 1 pixel equivale a 0,4 mm y que los

centros de los campos se obtuvieron por medio de la FWHM en los perfiles in-plane y

cross-plane

Rotaciondel gantry [°]

Linac 1 Linac 2In-plane [mm] Cross-plane [mm] In-plane [mm] Cross-plane [mm]

0 6,8 8,0 6,8 6,045 6,4 8,0 6,4 6,890 5,2 8,0 5,2 7,2135 4,0 7,6 4,0 6,8180 3,6 7,6 3,2 6,4225 4,0 7,2 4,0 5,2270 5,6 7,2 5,2 5,2315 6,4 7,6 6,4 5,6

Tabla 4.4: Resultados del desplazamiento del centro del haz respecto del centro geometrico delEPID.

En la Figura 4.9 se grafican los resultados presentados en la Tabla 4.4 para observar

con mayor claridad el comportamiento de los mismos. A su vez, se encuentran marcados

con lıneas punteadas los valores medios entre los desplazamientos mınimo y maximo.


Estos pueden ser utilizados como “centros corregidos”.

0 45 90 135 180 225 270 315 360Ángulo [°]

0,0

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

Desv

iació

n [c

m]

In-planeCross-plane

(a) Linac 1.

0 45 90 135 180 225 270 315 360Ángulo [°]

0,0

0,2

0,4

0,6

0,8

1,0

Desv

iació

n [c

m]

In-planeCross-plane

(b) Linac 2

Figura 4.9: Resultados del desplazamiento del centro del haz durante la rotacion del gantry.

Los resultados del Linac 1 muestran un desplazamiento del centro geometrico res-

pecto del centro del haz de (5, 2 ± 1, 6) mm y (7, 6 ± 0, 4) mm en sentido in-plane

y cross-plane respectivamente. Por su parte, el Linac 2 presenta desplazamiento del

centro del haz de (5, 0± 1, 8) mm en sentido in-plane y (6, 2± 1, 0) mm en cross-plane.

Por ultimo, el mayor movimiento del EPID en ambos equipos, se presenta en sentido

in-plane, lo cual se corroboro tambien de manera visual. Sin embargo los valores de

desviacion respecto del “centro corregido” son menores a 2 mm, coincidiendo con el

criterio que se utiliza para aceleradores lineales no estereotaxicos[1, 10]. Debe tenerse

en cuenta que para tratamientos de mayor precision es necesario disminuir o corregir

estas variaciones.

Idealmente, se esperarıa que el centro geometrico del EPID coincida con el centro

del haz. Debido a las discrepancias respecto del caso ideal, se proponen dos formas de

corregir la desviacion del centro:

1. En planes de tratamiento donde la irradiacion de los campos se administra a

angulos fijos, se podrıa aplicar una correccion calculada que depende de dichos

angulos. En la Tabla 4.4 se muestran las desviaciones, en funcion de la posicion

del gantry, que se deberıan usar para dicha correccion.

2. En tratamientos con irradiacion continua en forma de arcos, como IMAT, un buen

compromiso podrıa llegar a ser fijar el centro del campo de manera de tener el

menor desplazamiento durante todo el plan. Esto se logra fijando la correccion en

el punto medio entre el maximo y mınimo de desplazamiento, lo cual se observa

en Figura 4.9 con los puntos propuestos marcados en lıneas punteadas.

Capıtulo 5

Conclusiones

Las correcciones de offset, ganancia y pıxeles muertos se implementaron de ma-

nera satisfactoria. A partir de esto, se pudo comprobar la importancia de una buena

calibracion previa a la realizacion de cualquier medicion.

La caracterizacion del equipo permitio establecer el tiempo de calentamiento en 2

horas. Este corresponde al tiempo mınimo de espera necesario antes de realizar algu-

na medicion, y es de facil implementacion ya que basta con configurar el encendido

automatico de los equipos. Ademas, se pudo comprobar un excelente estabilidad del

EPID a corto y a mediano plazo, presentando variaciones maximas del 0,5 %. Cabe des-

tacar que este resultado se obtuvo sin realizar correcciones asociadas a las fluctuaciones

diarias del haz de radiacion.

El analisis del ghosting evidencio la necesidad de profundizar su estudio, ya que

se pudo comprobar su importancia e incidencia en las distintas mediciones. Al reali-

zar irradiaciones consecutivas (tiempo de espera menor a 5 s), los valores de senal se

sobreestiman hasta un 4 % respecto de los valores de referencia (tiempo de espera de

5 min). A partir de esto, se plantearon alternativas para disminuir el efecto. Una de

ellas es aumentar los tiempos de espera entre irradiaciones, lo cual serıa valido en una

instancia de control de calidad sin paciente. Como segunda opcion, se propuso irradiar

inicialmente los segmentos de menor cantidad de UM de modo que la imagen final se

vea afectada en menor medida.

De este modo, se verifico que el ghosting es un efecto intrınseco del detector y no

es causado por cargas acumuladas sino por un aumento en la sensibilidad del material

irradiado.

Por otra parte, se comprobo que los EPIDs tienen una respuesta lineal con respecto

a la cantidad de radiacion administrada, salvo para casos de irradiaciones menores a

4 UM. Esto lleva a sugerir el uso de 4 UM o mas por segmento a la hora de generar

planes de tratamiento. En caso de que esto ultimo no sea posible es necesario realizar

las correcciones correspondientes, ya que la propuesta del ajuste lineal pierde validez.

31

32 Conclusiones

De manera complementaria, se comprobo que la respuesta del EPID es independiente

de la tasa de dosis.

En resumen, los resultados de la caracterizacion del detector evidenciaron las limi-

taciones del EPID permitiendo generar una serie de recomendaciones para su uso y

sentar las bases para futuros estudios.

En la segunda parte del trabajo, el control de calidad realizado fue exitoso en todas

sus pruebas, evidenciando una buena calibracion del equipo. La uniformidad de las

imagenes obtenidas fue del 97 %, lo cual coincide con diversos estudios y respeta el

lımite estipulado del 95 %. Este es uno de los factores mas importantes a la hora de

hacer dosimetrıa, ya que afecta a la imagen y esta asociado al correcto funcionamiento

del EPID.

Por su parte, la resolucion de bajo contraste se determino por medio de un metodo

cualitativo, que tiene como limitante la dependencia del entrenamiento del observador

y su capacidad visual. Sin embargo, los resultados fueron claramente satisfactorios y

superiores a los requerimientos mınimos establecidos por el fabricante.

La ultima prueba fue la de estabilidad mecanica, y mostro la necesidad de alinear

el detector con el haz de tratamiento, en pos de utilizar el EPID con fines dosimetricos.

La ventaja del metodo propuesto es que se puede realizar de manera simple y rapida,

ya que no son necesarios maniquıes especıficos para su implementacion. Las variaciones

observadas luego de su aplicacion fueron menores a 2 mm, lo cual se encuentra dentro

de los lımites establecidos por las recomendaciones internaciones para tratamientos no

esterotaxicos[10].

Finalmente, con este trabajo se sentaron las primeras bases para realizar dosimetrıa

utilizando el EPID y se reconocieron estudios que deben realizarse con mayor comple-

jidad para dicho fin.

Se espera a futuro independizar la prueba de reproducibilidad de las variaciones

del haz utilizando de camaras de ionizacion y realizar mas pruebas para efectos como

el ghosting. Adicionalmente, se planean establecer comprobaciones para la resolucion

de alto contraste, realizar mediciones para estudiar la incidencia de la variacion de los

tamanos de los campos en las lecturas y comprobar las posibles discrepancias en dosis

cuando la deposicion se realiza variando la cantidad de segmentos y las UM por cada

uno de ellos.

Ası, se espera poder implementar en un futuro cercano el EPID como herramienta

de control de calidad paciente especıfico, con el fin de utilizar una herramienta adicional

en dichas pruebas.

Apendice A

Diagramas de los Programas

En este apendice se presentan los diagramas de algunos de los programas utilizados

para la caracterizacion del EPID, con el objetivo de facilitar la comprension de los

mismos.

Todos estos programas comienzan con la lectura de los archivos en formato .his

que se adquieren y almacenan por medio del software XIS de PerkinElemer.

En la Figura A.1 se presenta el diagrama del programa para el calculo de senales

durante el estudio de la establidad del offset. Se puede observar el uso de dos modulos

creados con el fin de convertir los archivos originales en imagenes (matrices) y realizar

correcciones sobre las mismas.

Archivos HIS FramesHM

UCPixel Cor

Framescorregidos por

píxeles muertos Toleracia

Sumar frames Señal

Tiempo

Ajusteexponencial

Gráficos

Valor medioen RoI

RoI Central20x20 pxl

Figura A.1: Diagrama del programa para el calculo de la estabilidad del offset.

33

marisa.velazco


Biblioteca Leo Falicov

34 Diagramas de los Programas

El modulo llamado His Manager (HM) tiene como argumento de entrada una imagen

con formato .his y como argumento de salida una matriz tridimensional. Esta ultima

es el argumento de entrada del modulo Useful Correction (UC) que tiene diversas fun-

ciones. Se destacan Pixel Cor, que permite realizar correcciones de pıxeles muertos

identificando como defectuosos los que superan el valor de tolerancia asignado, y Use

Frames que permite descartar los frames que no han sido irradiados. Estos modulos

han sido utilizados al inicio de todos los programas.

En la Figura A.2 se observa la estructura inicial de los programas que se crearon

para el calculo reproducibilidad, ghosting y linealidad.

Archivos HIS FramesHM

UCPixel Cor

Framescorregidos por

píxeles muertos Toleracia

UCUse Frames

Imágenesintegradas

Sumar frames

Framesirradiados

Figura A.2: Diagrama del inicio de los programas de reproducibilidad, ghosting y linealidad.

Una vez obtenidas las imagenes integradas se puede calcular la senal y otros valores

necesarios para el estudio y caracterizacion del EPID. En la Figura A.3 se observa

parte de la estructura del codigo para la obtencion de la estabilidad a corto y largo

plazo.

35

Señales

Análisis estadístico

Valor medioen RoI


Imágenesintegradas

Desviaciónmáxima de las señales

Desviaciónestándar de las señales

Figura A.3: Diagrama del programa para el calculo de la reproducibilidad de la senal.

En la Figura A.4a se muestra el diagrama general para el calculo del ghosting, mien-

tras que en la Figura A.4b se explicita el funcionamiento del calculo de cocientes.

Cociente entre señales

Cálculo decocientes

Imágenesintegradas

Normalización

Señalesde referencia

Señalesde ghosting

Señales

(a) Estructura general.

SeñalesRoI Central

División

Valor medioen RoI


Imágenesintegradas

Valor medioen RoI

RoI Circundanteborde 20 pxl

SeñalesRoI Circundante

Cocienteentre señales

(b) Funcionamiento del “Calculo de cocientes”.

Figura A.4: Diagrama del programa para el calculo del efecto ghosting.

36 Diagramas de los Programas

Por ultimo se muestra en la Figura A.5 el esquema del programa para el estudio de

la linealidad, cuyos resultados fueron presentados en distintos graficos.

Señales

Ajustelineal

Valor medioen RoI


Imágenesintegradas

Gráfico

Desviaciónestándaren RoI

Desviacionesestándar

Señalescalculadaspor ajuste

UnidadesMonitoras

Gráfico

Gráfico

Figura A.5: Diagrama del programa para el calculo de la linealidad.

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use of electronic portal imaging: Report of aapm radiation therapy committee task

group 58. Medical physics, 28, 712–37, 06 2001. 19, 29

Agradecimientos

A todo el grupo de intecnus, por hacer que mi estadıa sea mas que agradable. En

particular a mi director y co-directora, Seba y Sara, por la comprension, la paciencia

y el agregado de comas. Tambien a Ale, por escucharme y aconsejarme, porque con su

ayuda pude concentrarme y enfocarme nuevamente.

A Gonzalo, por estar ahı siempre, porque sin el toda esta experiencia hubiera sido

distinta, menos divertida y mas difıcil.

A Pablo, por acompanarme y empujarme, mas que nada en el ultimo tiempo.

A mis padres, que me dieron la posibilidad de estudiar y que siempre estan para

ayudarme.

39

TESIS CARRERA DE MAESTR IA EN F ISICA MEDICA

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