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
A Zalo
v
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
12 Materiales y Metodos
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
14 Materiales y Metodos
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
16 Materiales y Metodos
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.
18 Materiales y Metodos
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.
20 Materiales y Metodos
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.
24 Resultados y Discusion
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.
26 Resultados y Discusion
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.
28 Resultados y Discusion
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.
30 Resultados y Discusion
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
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
RoI Central20x20 pxl
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
RoI Central20x20 pxl
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
RoI Central20x20 pxl
Imágenesintegradas
Gráfico
Desviaciónestándaren RoI
Desviacionesestándar
Señalescalculadaspor ajuste
UnidadesMonitoras
Gráfico
Gráfico
Figura A.5: Diagrama del programa para el calculo de la linealidad.
Bibliografıa
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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
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