PT1674129E - Método e dispositivo para cálculo da distribuição da dose de radiação para um sistema de tratamento por radiação destinado à radioterapia de um corpo animal - Google Patents

Description

PE 1674129 -1-

DESCRIÇÃO "MÉTODO E DISPOSITIVO PARA CÁLCULO DA DISTRIBUIÇÃO DA DOSE DE RADIAÇÃO PARA UM SISTEMA DE TRATAMENTO POR RADIAÇÃO DESTINADO À RADIOTERAPIA DE UM CORPO ANIMAL" A invenção diz respeito a um método de cálculo da distribuição da dose de radiação para um sistema de tratamento por radiação destinado à radioterapia de um corpo animal, em que o dito feixe de radiação do sistema de tratamento por radiação apresenta um campo de feixe com uma dimensão e forma especificas a diferentes profundidades. A invenção também se refere a um dispositivo para o cálculo da distribuição da dose de radiação num sistema de tratamento por radiação destinado à radioterapia de um corpo animal, em que o dito feixe de radiação do sistema de tratamento por radiação apresenta um campo de feixe com uma dimensão e forma especificas a diferentes profundidades. A exactidão do cálculo da distribuição da dose de radiação para fins de radioterapia tem sido significativamente melhorada no decurso das últimas décadas. 0 desenvolvimento processou-se desde os simples cálculos com base em factores, efectuados manualmente pelos fisicos clinicos, até aos cálculos com algoritmos sofisticados integrados em sistemas comerciais de -2- PE 1674129 planeamento de tratamentos. Em termos clínicos, o problema actual já não é tanto o de calcular a distribuição da dose, mas sim o de verificar os resultados do sistema de planeamento de tratamentos. 0 Pedido de patente norte-americana No. 5 291 404 A faz a divulgação de um método de cálculo da distribuição da dose de radiação, em conformidade com o preâmbulo da reivindicação 1. O risco de ocorrência de erros no software usado nos sistemas de planeamento de tratamentos aumenta com a complexidade dos algoritmos e das respectivas aplicações. Podem, por isso, existir bugs no código de programação ou podem ser cometidos erros pelos utilizadores. Torna-se assim necessária e/ou conveniente uma verificação independente dos resultados. Além disso, à medida que a exactidão do sistema de planeamento de tratamentos vai melhorando, o mecanismo de verificação também deverá ser capaz de detectar erros cada vez mais pequenos. O parâmetro de tratamento mais crítico a ser verificado é o número de unidades monitor (M) atribuído a cada campo (segmento) para se obter a dose desejada. A verificação do número M para uma dose específica pode ser feita usando uma forma geométrica de fantoma de água, e pode ser baseada em tabelas de medições, num modelo, ou numa combinação de ambos. O parâmetro fundamental no procedimento de cálculo de M é o quociente entre a razão da -3- PE 1674129 dose por M para o caso do alvo e a razão da dose por M para uma geometria de referência. Essa relação pode incluir uma transição em profundidade, uma mudança na dimensão e na forma do campo, um filtro em cunha, e objectos inseridos no campo, tais como blocos e fixadores de blocos.

Em principio, o número M pode ser calculado utilizando um modelo baseado em factores, onde o número de transições é, por exemplo, mapeado em factores, como sejam uma razão entre tecido e fantoma (T), um factor de dispersão da cabeça de tratamento do acelerador (Sc) e um factor de dispersão do fantoma (SP) . Os factores podem ser tabelados como funções dos parâmetros de campo, mas os campos com forma irregular que são vulgarmente usados impõem uma variabilidade demasiado elevada que se torna difícil de gerir em termos práticos. Para que a verificação seja aplicável a qualquer forma de campo, ter-se-á de usar algum tipo de integração da dispersão.

Constitui um objectivo da invenção proporcionar um método e um dispositivo, de acordo com o que atrás ficou exposto, que permitam o cálculo de uma distribuição da dose de radiação para um sistema de tratamento por radiação, utilizando uma quantidade limitada de dados e que, simultaneamente, preservem a exactidão exigida.

De acordo com a invenção, o método é caracterizado pelas seguintes etapas: -4- PE 1674129 i) determinação de um índice de qualidade do feixe, que seja representativo do feixe de radiação que está a ser utilizado, e ii) cálculo da referida distribuição da dose de radiação nesse campo de feixe específico, utilizando kernels de deposição de dose parametrizados, com base no índice de qualidade do feixe referido em i).

De acordo com uma vertente da invenção, o método é ainda caracterizado pelas etapas de: iii) utilização, para diferentes dispositivos, de dados previamente recolhidos de medições relativas ao feixe de radiação, em que estes dados de medições no feixe de radiação consistem em: a) valores de dose medidos no fantoma a diferentes profundidades, para diferentes formas e dimensões do campo e para diferentes energias; b) valores calculados dos parâmetros do kernel de deposição da dose; c) valores medidos dos factores de dispersão na cabeça de tratamento, e das razões de débito que possam ser transformados em factores de dispersão do fantoma para as correspondentes dimensões de campo, iv) determinação do referido índice de qualidade do feixe em conformidade com a etapa i), utilizando os dados previamente recolhidos de medições relativas ao feixe de radiação em conformidade com a etapa iii); -5- PE1674129 v) associação dos parâmetros do kernel de deposição da dose ao referido indice de qualidade do feixe, que está a ser determinado.

De acordo com um outro modelo de realização, o método em conformidade com a invenção caracteriza-se ainda pela seguinte etapa: vi) utilização de simulações de Monte Cario para simular os referidos dados resultantes de medições de acordo com a etapa iii).

Ainda num outro modelo de realização, o indice de qualidade do feixe é determinado através do quociente entre as razões tecido-fantoma ("Tissue Phantom Ratio - TPR") medidas às profundidades di = 20cm e d2 = 10cm (TPR2o,io) ·

Num outro modelo de realização, o indice de qualidade do feixe é determinado pela percentagem de dose em profundidade ("Percentage Depth Dose - PDD") para d3 = 10 cm (PDDi0) .

Num outro modelo de realização vantajoso, o método em conformidade com a invenção é caracterizado pelo facto de os kernels de deposição da dose consistirem em kernels de deposição da dose monodireccionais ("pencil kernels") .

Num ainda outro modelo de realização vantajoso, o método em conformidade com a invenção é caracterizado pelo -6- PE 1674129 facto de os kernels de deposição da dose consistirem em kernels de deposição da dose pontuais. 0 dispositivo em conformidade com a invenção compreende ainda meios de introdução apropriados de forma a se poder introduzir um índice de qualidade do feixe que seja representativo para aquele feixe de radiação que está a ser utilizado para os meios de cálculo, estando estes meios de cálculo preparados para determinar a mencionada distribuição da dose de radiação usando kernels de deposição da dose parametrizados, que são baseados no índice de qualidade de feixe já referido.

Segundo um modelo de realização preferido, o dispositivo consiste num dispositivo de unidade monitor ("Monitor Unit - MU") de verificação, ao passo que num outro modelo de realização o dispositivo consiste num dispositivo de unidade monitor (MU) de verificação no tratamento por IMRT (Radioterapia de Intensidade Modulada). A invenção passa agora a ser descrita por intermédio de alguns exemplos mostrados nas Figuras anexas, em que:

a Figura 1 apresenta uma comparação entre os parâmetros de feixe monodireccional originalmente tabelados e os que foram calculados com base nas equações com os números [3], [4], [5] e [6] para um acelerador de 10 MV arbitrariamente escolhido; -7- PE 1674129 a Figura 2 apresenta gráficos de erro para baixas energias (210 aceleradores), na sua maioria com feixes de 5 e 6 MV, onde os erros foram normalizados num pequeno intervalo em torno dos 10 cm de profundidade no campo de 10x10 cm2; a Figura 3 apresenta gráficos de erro para altas energias (138 aceleradores), na sua maioria com feixes de 15 a 18 MV, onde os erros foram normalizados num pequeno intervalo em torno dos 10 cm de profundidade no campo de 10x10 cm2; e a Figura 4 apresenta gráficos de erro para campos p de 10x10 cm com energias muito baixas (3 a 5 MV, 25 aceleradores), com energias médias (8 a 10 MV, 173 aceleradores) e com energias muito elevadas (18 a 25 MV, 88 aceleradores), onde os gráficos de erro foram normalizados num pequeno intervalo em torno dos 10 cm de profundidade.

Para a implementação do método de acordo com a invenção, foram usados dados provenientes de diferentes unidades de tratamento por radiação na determinação do modelo de cálculo. O conjunto de dados de cada unidade de tratamento inclui medições de dose em profundidade, desde a superfície até 35 cm de profundidade, em quatro dimensões de campo (5x5 cm2, 10x10 cm2, 15x15 cm2 e 20x20 cm2), todos eles apresentando uma Distância da Fonte à Superfície ("Source Surface Distance - SSD") igual a 90 cm. Além disso, são também incluídos os valores medidos dos factores de dispersão de cabeça de tratamento e as razões de débito, os quais podem ser transformados em factores de dispersão -8- PE 1674129 do fantoma para as três dimensões de campo (5x5 cm2, 15x15 cm2 e 20x20 cm2) a 10 cm de profundidade com uma SSD= 90 cm. A recolha de dados inclui também os parâmetros calculados do feixe monodireccional.

Com a finalidade de obter a parametrização de dados de acordo com a invenção, foram incluídos mais de 1000 conjuntos de dados a partir de cerca de 800 dispositivos de tratamento por radiação. O cálculo da TPf?2o,io é baseado nos valores em profundidade da dose, às profundidades de 10 cm e 20 cm. Foi feita uma correcção quadrática inversa, com o pressuposto de que toda a radiação é emitida a partir do mesmo ponto (o alvo). A correcção para a dimensão de campo alterado a 20 cm de profundidade foi feita usando o factor de dispersão do fantoma para um campo de 11x11 cm2. Este valor foi calculado utilizando um ajuste de segundo grau aos factores de dispersão do fantoma para dimensões de campo de 5x5 cm2, 10x10 cm2, 15x15 cm2 e 20x20 cm2. O modelo de feixe monodireccional utilizado, proveniente de um já conhecido sistema comercial de planeamento de tratamentos, é baseado num kernel de quatro parâmetros para descrever as partes primária e de dispersão da dose, em função da distância ao eixo central do kernel. Na verdade, são utilizados mais três parâmetros naquele sistema de planeamento de tratamentos para afinar os resultados ajustados, de modo a melhor conservar a razão -9- PE 1674129 das partes primária/dispersa obtida através dos dados do método de Monte Cario e se ajustar às pequenas variações particulares da máquina. A fim de construir um modelo simples, aqueles tipos de correcções serão omitidos quando se implementa o método, de acordo com a presente invenção, num dispositivo em conformidade com a invenção. 0 valor do kernel como uma função da distância r ao eixo central do kernel é dado pela seguinte expressão:

r Μ onde z é a profundidade a que é feito o cálculo e A, B, a e b são parâmetros que dependem da profundidade. Os quatro parâmetros são calculados a partir de simulações de Monte Cario com um espectro de energia deduzido a partir das medições em profundidade da dose e dos valores medidos de dispersão do fantoma. A parte primária e a parte dispersa estão separadas de modo a que a primeira exponencial se relaciona com a parte primária e a segunda exponencial se relaciona com a parte dispersa.

Quando o sistema de planeamento de tratamentos utiliza o modelo, os quatro parâmetros são tabelados como uma função da profundidade, desde 0,075 cm abaixo da superfície até 40 cm abaixo da mesma, em intervalos de 0,075 cm. - 10- PE 1674129 0 kernel, tal como estabelecido na equação [1], pode ser integrado ao longo de um campo circular com raio R para obter a dose por fluência de energia no eixo central: D(r,z) = 2;rf Ψ(γ)^γ,ζ)γ(1γ

JO = 2λΨ[£ (z)[l - exp [- a(z)Rj+£ (z)[l - exp [- b(z)Rj| [2] onde a fluência de energia é considerada como sendo constante. A razão 2πΑ/a possui um significado físico claro, uma vez que ela descreve a parte primária da dose por fluência de energia para um campo de raio infinito. A razão 2πΒ/b descreve analogamente a parte dispersa para um campo infinito. Por isso, será mais conveniente trabalhar com os parâmetros A/a, B/b, a e b numa tentativa de fazer uma parametrização em profundidade, em vez de trabalhar directamente com A, B, a e b.

As funções de parametrização em profundidade para a parte primária e para a parte dispersa em campos infinitos são dadas por: 1-exp 1-exp

- = A a B2yjz2 +B52 exp[B3z + B4z2] [4] -11 - PE 1674129 onde Alr A2, A3, A4, A5, Bi, B2, B3, B4 e Bb são parâmetros de ajuste. Os parâmetros A\ e Bi destinam-se à normalização e são usados para obter uma correcta relação entre as partes primária e dispersa da dose. 0 parâmetro A2 assemelha-se a um coeficiente de atenuação linear para os electrões principais, e o parâmetro B2 para os fotões dispersos. Os parâmetros A3 e B3 podem ser vistos como coeficientes de atenuação linear para os fotões principais.

Os parâmetros A4 e B4 introduzem uma correcção do efeito de endurecimento do feixe ("beam hardening"). Devido ao menor ajuste entre os dados originais e os dados ajustados a profundidades reduzidas, foram introduzidos os parâmetros de correcção A5 e Bb que têm duas finalidades: introduzem a retrodispersão e alargam um pouco a região alvo de actuação. 0 factor físico que esta extensão corrige é a alteração na direcçâo média das partículas secundárias com a profundidade. Em profundidades reduzidas, os electrões e os fotões dispersos estão mais orientados no sentido positivo do feixe de radiação do que em profundidades mais elevadas.

No caso da parte primária, o efeito da função de parametrização em profundidade sobre a forma do feixe é pequeno quando A5 é introduzido, sendo, no entanto, significativa a variação da parte dispersa com S5. Os cálculos dos parâmetros não foram realizados para obter os valores correctos de acordo com as interpretações dos parâmetros. Por outras palavras, não foi feito qualquer - 12- PE1674129 esforço no sentido de conseguir, por exemplo, que Ã3 ficasse mais próximo do coeficiente de atenuação linear "real", uma vez que o objectivo era o de encontrar os melhores valores dos parâmetros para ajustar as funções aos valores tabelados. A expressão 1-exp[-a(z)A] na equação [2] representa a razão entre a dose primária ao longo do eixo central de um campo circular de raio Re a mesma grandeza num campo infinito. Esta razão é apenas ligeiramente dependente da profundidade, à excepção da região alvo de actuação, o que significa que a(z) é apenas ligeiramente dependente da profundidade. Consequentemente, a é parametrizado como uma função linear da profundidade. a = al + a2z [ó] onde ai e a2 são parâmetros de ajuste. A expressão 1-exp[~b(z)R] na equação [2] pode ser interpretada de forma análoga como sendo a razão entre a dose dispersa ao longo do eixo central de um campo circular de raio Re a mesma grandeza num campo infinito. Descobriu-se que era possível usar a mesma função de ajuste tanto para b como para A/a e B/b. b = bj [l - cxp b2 -yjz2 +b? Jjexp [b, z+b4 z2 ] [ó] onde bi, £>2, b3, b4 e b5 são parâmetros de ajuste. -13- PE1674129

Os parâmetros das funções escolhidas foram ajustados para os dados tabelados extraídas da base de dados que contém os referidos dados do feixe de radiação, previamente medidos para todos os sistemas e energias de tratamento por radiação. A etapa de ajuste foi realizada segundo um procedimento passo a passo usando um script escrito especificamente para esta finalidade. Os parâmetros A3 e A4 foram determinados a partir do declive em profundidades maiores, A2 foi fixado de modo a que o ponto máximo seja atingido na posição correcta, Αχ foi fixado de modo a produzir um valor correcto a 10 cm de profundidade, e A5 de modo a minimizar o erro logo abaixo da superfície. O mesmo método foi utilizado para B/b e para b, à excepção de B 3 ter sido igualado a A3 e de Ba ter sido igualado a A4. Os parâmetros a4 e ã2 foram encontrados usando um ajuste pelo método dos mínimos quadrados abaixo da região alvo de actuação para a parte primária. O desacordo entre a curva ajustada e os dados relativos à grandeza a (Figura 1) em profundidades reduzidas não é uma questão muito crítica, uma vez que o modelo não se destina a ser utilizado em profundidades reduzidas devido ao problema da contaminação por electrões. A parametrização de b começa a discordar com os dados em profundidades situadas algures entre 30 cm e 40 cm, que são mais profundas do que acontece em tratamentos normais. -14- PE1674129

Os parâmetros específicos dos dezassete aceleradores e da energia não são explicitamente mensuráveis, o que significa que eles têm de ser relacionados com alguma quantidade mensurável ou calculados através do ajuste do modelo completo às medições. A primeira maneira é preferível, se a precisão assim o permitir, uma vez que não requer uma grande quantidade de medições para cada acelerador e energia. Descobriu-se que os parâmetros poderiam ser calculados com boa precisão usando funções polinomiais para o índice de qualidade do feixe TPR20,io, como se descreve na reivindicação 9.

Os parâmetros que aparecem nas funções polinomiais foram ajustados de maneira a minimizar o desvio entre o modelo e os valores das doses em profundidade, calculados a partir dos parâmetros originais do feixe monodireccional. 0 modelo foi testado como um predictor da razão entre a dose ao longo do eixo central para diferentes profundidades e dimensões de campo, e a dose num ponto de referência (campo de 10x10 cm2 a uma profundidade de 10 cm com SSD= 90 cm) :

Drazâ0(z,s) = D(z, s) D(Zref’Sref) SSD + z, 'ref 2;rJo (’ )k(r,z,TPR2010)rdr SSD + z 2π\ k kOtz.TPR^jrdr [7] - 15- PE 1674129 onde k (r, z, TPR2o,io) é o kernel do feixe monodireccional, de acordo com a equação [1], dependente de TPR2ο, ίο - O limite de integração R{z,s) é calculado como uma função do comprimento do lado s dos campos quadrangulares e da profundidade R(z,s) = 0,561 SSD + z SSD + zref s [8] onde o factor numérico constante provém da relação entre os campos quadrangulares e os seus equivalentes campos circulares. O grande número de medições dentro do conjunto de dados tornou possível fazer estimativas fiáveis dos desvios esperados entre as medições clínicas e o modelo. As Figuras 2, 3, 4 ilustram o desvio mediano, enquadrado por linhas indicadoras que delimitam 50% e 90% dos aceleradores. Os aceleradores encontram-se divididos em 5 grupos em função da respectiva razão TPR20, io: I Muito baixa energia - TPJ?2o,io = [0,61; 0,645] II Baixa energia - ΓΡΡ2ο,ιο = [0,645; 0,682] III Energia média - ΓΡΡ20,ιο = [0,682; 0,744] IV Alta energia - TPR2o,io = [0,744; 0,772] V Muito alta energia - TPP2o,io = [0,772; 0,81] O desvio sistemático entre o modelo e os dados pode ser visualizado pelo erro mediano nas Figuras 2, 3 e -16- PE 1674129 4, enquanto o erro aleatório pode ser visualizado pela largura dos intervalos de confiança de 50% e 90% nos mesmos gráficos. Ambos os tipos de erros podem ter origem tanto nas medições como no próprio modelo. Os erros sistemáticos nos dados resultantes de medições deixarão de ser considerados nesta discussão, uma vez que os dados foram obtidos por diferentes investigadores de forma independente e com equipamentos distintos. A falta de modelação para a contaminação por electrões é a razão para que a dose seja subavaliada a profundidades reduzidas e energias elevadas, enquanto as limitações de forma serão provavelmente a razão para a ligeira sobreavaliação dos factores de dispersão do fantoma até cerca de 1%, para praticamente todas as dimensões de campo que difiram de 10x10 cm2. Este efeito está presente em todas as energias, mas é mais significativo para as energias mais baixas. O dispositivo é baseado na suposição de que a diferença na distribuição de dose entre dois feixes com a mesma TPR20,io é pequena. A análise dos gráficos de erro indica que esta suposição é verdadeira. A largura dos intervalos de confiança provém simultaneamente das diferentes caracteristicas particulares entre aceleradores com o mesmo TPR2o,io, e dos erros aleatórios nas medições. Os dados da dose resultam de três medições diferentes - ou seja, a dose em profundidade, as razões de débito em água, - 17- PE 1674129 e as razões de débito em ar -, todos elas contribuindo para o erro aleatório dos valores medidos. A magnitude do erro da dose em profundidade pode ser estimada a partir dos gráficos de erro para os campos de 10x10 cm2 (Figuras 2b, 3b, 4a,b e c) . Os gráficos estão normalizados com referência a um pequeno intervalo em torno dos 10 cm de profundidade, e a largura dos intervalos de confiança ao longo desse intervalo é principalmente devida a erros aleatórios. Subtraindo esta largura, é possível concluir que as características particulares dos aceleradores no que diz respeito às doses em profundidade têm a magnitude de um décimo de percentagem (com excepção das profundidades reduzidas e das energias muito baixas). Tornou-se mais difícil tirar quaisquer conclusões quanto ao grau de dependência da dimensão do campo relativamente às características particulares dos aceleradores, uma vez que não estavam disponíveis medições para valores de dimensão do campo suficientemente próximas de 10x10 cm2.

Mas o facto de a largura dos intervalos de confiança para os campos de 5x5 cm2, 15x15 cm2 e 20x20 cm2 não diferirem entre si mais do que as suas próprias larguras indica que os erros aleatórios nas medições são o principal contributo para a dispersão nos gráficos. Pode-se igualmente tirar conclusões quanto à fraca qualidade das TPP20,io para servir de predictor dos parâmetros de cálculo da dose, para profundidades reduzidas e energias muito baixas. Nestes casos, pode ser observada uma dependência -18- PE1674129 com a profundidade diferente no que respeita aos desvios aleatórios entre a dose calculada e medida mas, e ainda nestes casos, devem também ser considerados o efeito da contaminação por electrões e o aumento do erro aleatório nas medições de doses em profundidades reduzidas. Os aspectos relativos à utilização da TPR.2o,io como parâmetro de qualidade do feixe a profundidade reduzida já foram previamente discutidos, mas num outro contexto.

Observando a Figura 4a parece que o modelo é menos rigoroso para energias muito baixas, mostrando simultaneamente desvios sistemáticos e aleatórios em relação às medições. Deve-se referir que o número de aceleradores no grupo com muito baixa energia é muito mais pequeno do que nos outros grupos e, pelo menos, o intervalo de confiança de 90% está baseado em muito poucos aceleradores para que possa ser fiável. A concepção do modelo também permite variar as especificações de qualidade do feixe, uma vez que todos os parâmetros são expressos através de μ (ver reivindicação 8), cujo valor absoluto está próximo do coeficiente de atenuação linear. Ao ajustar μ e torná-lo uma função da posição no campo, será possível fazer uma correcção de primeira ordem do amaciamento do feixe em torno do eixo ("off axis softening") ou do endurecimento do feixe devido a um filtro em cunha metálico. -19- PE1674129

Verificou-se de forma surpreendente que, quando se utiliza o método de acordo com a invenção, a TPR2o,io é útil como uma predictora dos parâmetros de cálculo da dose em profundidades maiores do que o intervalo com electrões contaminantes. 0 modelo de feixe monodireccional com parametrização da dependência em profundidade, de acordo com o método e o dispositivo da presente invenção, preenche os requisitos para uma ferramenta de verificação de unidade monitor em radioterapia moderna. Com um software de cálculo utilizando um algoritmo de integração, as doses ao longo do eixo central podem ser calculadas com uma precisão de 2% (não considerando a dispersão na cabeça de tratamento) para formas arbitrárias de campo e para profundidades dentro de certos limites. 0 método de acordo com a invenção está testado para dimensões de campo entre 5x5 cm2 e 20x20 cm2. A profundidade deverá ser maior do que o intervalo com electrões contaminantes. Na maior parte dos casos, o erro será mais pequeno. A fiabilidade do número dado de unidades monitor ou da dose pode ser apresentada conjuntamente com o resultado. Esta qualidade pode ser útil no trabalho clinico, mesmo em outras ocasiões que não sejam a de verificação.

Lisboa, 10 de Novembro de 2009

Claims (12)

1. PE 1674129 - 1 - REIVINDICAÇÕES 1. Método de cálculo da distribuição da dose de radiação de um feixe de radiação para um sistema de tratamento por radiação destinado à radioterapia de um corpo animal, em que este feixe de radiação do sistema de tratamento por radiação apresenta um campo do feixe com uma dimensão e forma especificas a diferentes profundidades, sendo o método caracterizado pela existência das seguintes etapas: i) determinação de um índice de qualidade do feixe, que seja representativo do feixe de radiação que está a ser utilizado, e ii) cálculo da referida distribuição da dose de radiação nesse campo de feixe específico, utilizando kernels de deposição de dose parametrizados, com base no índice de qualidade do feixe referido em i).
2. 2. Método de acordo com a reivindicação 1, ainda caracterizado pela existência das seguintes etapas: iii) utilização, para diferentes dispositivos, de dados previamente recolhidos de medições relativas ao feixe de radiação, em que estes dados de medições no feixe de radiação consistem em: -2- PE 1674129 a) valores de dose medidos no fantoma a diferentes profundidades, para diferentes formas e dimensões do campo e para diferentes energias; b) valores calculados dos parâmetros do kernel de deposição da dose; c) valores medidos dos factores de dispersão na cabeça de tratamento, e das razões de débito que possam ser transformados em factores de dispersão do fantoma para as correspondentes dimensões de campo, iv) determinação do referido índice de qualidade do feixe em conformidade com a etapa i) , utilizando os dados previamente recolhidos de medições relativas ao feixe de radiação em conformidade com a etapa iii); v) expressar os parâmetros do kernel de deposição da dose como uma função matemática do mencionado índice de qualidade do feixe que está a ser determinado.
3. 3. Método de acordo com a reivindicação 1, ainda caracterizado pela existência da seguinte etapa: vi) utilização de simulações de Monte Cario para simular os referidos dados resultantes de medições de acordo com a etapa iii)
4. 4. Método de acordo com a reivindicação 1, também caracterizado por o índice de qualidade do feixe ser determinado através do quociente (TPR2q,io) entre uma razão tecido-fantoma (TPR) medida à profundidade di=20cm e uma -3- PE 1674129 razão tecido-fantoma (TPR) medida a uma profundidade d2 = 10 cm.
5. 5. Método de acordo com qualquer uma das reivindicações antecedentes, também caracterizado por o índice de qualidade do feixe determinado em i) ser obtido pela percentagem de dose em profundidade (PDD) para d3 = 10 cm (PDDio) .
6. 6. Método de acordo com qualquer uma das reivindicações 2 a 5, ainda caracterizado pelo facto de os kernels de deposição da dose consistirem em kernels de deposição de dose monodireccionais.
7. 7. Método de acordo com qualquer uma das reivindicações 2 a 5, ainda caracterizado pelo facto de os kernels de deposição da dose consistirem em kernels de deposição da dose pontuais.
8. 8. Método de acordo com qualquer uma das reivindicações antecedentes, caracterizado por a dose por fluência de energia no eixo central do feixe de radiação ser determinada por: com D Ψ(γ =0) k(r,z) = - fR Ψ(γ) cc2n\ r-k(r,z)rdr Jo ψ(Γ=0) A(z) exp [- a(z)r ] + B(z) exp [- b(z)r ] r [7a][7b] onde os parâmetros são definidos da seguinte forma: PE 1674129 -4- A = A l-exp J^yjz2 + A? ] c\p[\/ Α,ζ2] [7c] f-* l-exp bJz2 +Bs2 exp[B3z + B4z2] [7d] N b =b, l-exp b2^/z^+bj exp[b3z+b4z2] [7f] e onde A\, A2, A3, Ã4, Ã5, Βι, B2, B3, B4, B5, Sl, 52, bl, i>2, i>3, b4 e b5 são parâmetros de ajuste.
9. 9. Método de acordo com a reivindicação 8, caracterizado por os parâmetros serem expressos através de μ, que é uma função de TPR (d2,di) (TPR20,10) com as seguintes expressões: μ = - 0,363009· (TPR20 10 ) 3 + 0,7 0 9 2 5 0· (TPR20 10 ) 2 - 0,2 5 9 1 9i-TPR20 10 - 0,0 9 0 3 1 4 Ai = - 0,0042- μ3 - 0,45671· μ2 - 0,099992- μ + 0,0002918 Α2 = - 1605,6- μ2 - 64,40-μ+ 1,239 Α3 = - 0,016- μ4 - 0,0055- μ3- 0,01246- μ2 + 0,991726- μ + 0,0002103 Α4 = 0,007- μ3 - 0,1081- μ2 - 0,01211- μ - 0,000208 Α5 = 0,003- μ2 + 0,805-μ + 0,23061 a! = - 2852- μ3 + 1641- μ2 + 47,00- μ + 2,007 a2 = -0,010- μ - 0,016 -5- PE1674129 Bi = — 69680,47 · μ4 - 12517,918· μ3- 780,2216· μ2 - 20,948788· μ - 0,20531052 Β2 = -16,675· μ2-2,0546· μ - 0,06840 Β3 = 1,011· μ + 8,1· 105 Β4 = 0,0033· μ3 - 0,11080· μ2 - 0,012183· μ - 0,0002067 Β5 = 2290· μ2+ 225,17· μ+ 7,084 th = 5415900· μ5 + 1573050- μ4 + 180100,6· μ3 + 1207,44· μ2 + 285,8012· μ + 3,35788 1)2 = -267,83- μ2-26,215· μ - 0,93285 b3 = 462400- μ5 + 87700- μ4 + 5070,5· μ3 + 9,641· μ2 - 6,3843- μ - 0,15488 bi = - 12319· μ5 - 2953,1· μ4 - 263,64· μ3 - 10,2445· μ2 - 0,158854- μ - 0,0003494 e 2)5 = 14,15· μ+ 1,17168
10. 10. Dispositivo para ο cálculo da distribuição da dose de radiação de um feixe de radiação para um sistema de tratamento por radiação destinado à radioterapia de um corpo animal, em que este feixe de radiação do sistema de tratamento por radiação apresenta uma dimensão e forma de campo de feixe específicas a diferentes profundidades, sendo o dispositivo caracterizado por dispor ainda de meios de introdução com o objectivo de introduzir em meios de encadeamento um índice de qualidade do feixe que seja representativo do dito feixe de radiação que está a ser utilizado, e estando os mencionados meios de cálculos preparados para calcular a referida distribuição da dose de radiação utilizando kernels de deposição da dose parametrizados com base no mencionado índice de qualidade. -6- PE 1674129
11. 11. Dispositivo de acordo com a reivindicação 10, caracterizado por o dispositivo consistir num dispositivo de verificação de unidade monitor (MU).
12. 12. Dispositivo de acordo com a reivindicação 10, caracterizado por o dispositivo consistir num dispositivo de verificação MU de tratamento por IMRT. Lisboa, 10 de Novembro de 2009 PE 1674129 1/4

    Profundidade em cm Profundidade em cm

    Fig. 1 PE1674129 2/4 % do desvio relativamerrte as % do desvio reíãtivamente às medições medições

    ........Desvio mediano em relação às medições — Envolve 50% dos feixes ...........Envolve 90% dos feixes b. Dimensão do campo: 10x10 cm c. Dimensão do campo: 20x20 cm

    Fig. 2 PE1674129 3/4 % do desvio reíativamente às % do desvio relativamente às medições medições a. Dimensão do campo: 5x5 cm

    Desvio mediano em relação às medições Envolve 50% dos feixes Envolve 90% dos feixes b. Dimensão do campo: 10x10 cm

    C, Dimensão do campo: 20x20 cm

    Fig. 3 PE1674129 4/4 %do desvio reiativamente %do desvio retativamente às medições ás medições â. Energia muito baixa

    .Desvio mediano em relação às medições Envolve 50% dos feixes ...........Envolve 00% dos feixes |>, Energia Média

    Fig. 4 ΡΕ1674129 - 1 - REFERÊNCIAS CITADAS NA DESCRIÇÃO A lista de referências citadas pelo requerente é apresentada somente para conveniência do leitor. Ela não faz parte do documento de patente Europeia. Embora tendo havido um grande cuidado na compilação das referências, os erros e omissões não estarão completamente excluídos, e o European Patent Office - EPO descarta qualquer responsabilidade a este respeito. Documentos de Patente citados na descrição . US 5291404 A