Radioterapia adaptativa: recálculo de dosis en CBCT y CT sintética

La radioterapia fraccionada supone que la anatomía del paciente permanece lo suficientemente estable durante todo el tratamiento para que el plan generado en la simulación CT mantenga validez dosimétrica. En la práctica, esta premisa falla en diversos grados: la pérdida de masa, la regresión tumoral, las variaciones en el llenado visceral y los cambios posturales acumulados redistribuyen las relaciones geométricas entre el objetivo, los órganos en riesgo y los haces. La radioterapia adaptativa (RTA) responde a estas variaciones replanificando parcial o totalmente el tratamiento durante el transcurso, en base a imágenes adquiridas en la propia unidad de tratamiento o en un sistema adyacente. El recálculo de dosis a partir de estas imágenes (no sólo la verificación geométrica) es lo que transforma la RTA de un ajuste empírico a una herramienta rastreable dosimétricamente.

El desafío central es que las imágenes disponibles durante el tratamiento, en particular la tomografía de haz cónico (CBCT), no fueron diseñadas para el cálculo de dosis: sus valores de Hounsfield (HU) se ven afectados sistemáticamente por la dispersión, el endurecimiento del haz y el truncamiento del campo de visión de una manera cualitativamente diferente de la TC de diagnóstico o simulación. Superar esta limitación requiere cadenas de procesamiento que abarquen la corrección o reemplazo de HU, el registro de imágenes deformables (DIR), la generación de CT sintética (sCT) y, eventualmente, la acumulación de dosis en todas las fracciones. Cada paso introduce incertidumbres que se propagan hasta la estimación de dosis final. Una revisión de vanguardia publicada con el apoyo de NRG Oncology Sonke et al. cataloga enfoques técnicos y requisitos de validación; una actualización de 2024 Yang et al. mapeó flujos clínicos activos y brechas aún abiertas; y una revisión dedicada a la terapia adaptativa de protones Albertini et al. analiza cómo la sensibilidad al alcance del haz hace que el recálculo sea aún más crítico en esta modalidad.

En este artículo describimos la física y los flujos de trabajo involucrados en el recálculo de dosis en CBCT y sCT, diferenciando lo que es una descripción física establecida, su implementación en productos comerciales y la evidencia de validación clínica. El objetivo es proporcionar al físico médico y al oncólogo radioterapeuta una referencia técnica para evaluar críticamente las soluciones disponibles y los criterios de seguridad necesarios para su adopción.

Qué recálculo adaptativo necesita representar

Un motor de cálculo de dosis transforma una representación volumétrica de la densidad de masa o electrones del paciente en una distribución de dosis absorbida. Los motores Pencil Beam, AAA, Acuros XB y Monte Carlo difieren en cómo modelan la dispersión, el transporte de electrones y las interfaces. La distinción entre dose to medium y dose to water Depende de la implementación y debe documentarse en el nuevo cálculo porque afecta la comparabilidad entre las distribuciones y los criterios clínicos.

Para un recálculo adaptativo, TPS necesita cuatro elementos fundamentales: (1) una representación geométrica confiable de la anatomía del día, incluida la posición y forma del tumor y los órganos en riesgo; (2) valores de HU, o densidad equivalente, lo suficientemente precisos para los algoritmos de dosis involucrados; (3) contornos actualizados o propagados vía DIR, sobre los cuales se evaluarán las métricas dosimétricas; y (4) trazabilidad al plan original, de modo que la dosis acumulada pueda compararse con la dosis prescrita con una magnitud y unidad consistentes.

La precisión requerida no es uniforme en todo el volumen: las regiones de alta heterogeneidad (interfaces aire-tejido, hueso cortical y prótesis metálicas) son más sensibles a las incertidumbres de HU que los tejidos blandos homogéneos. Esto tiene implicaciones directas para determinar qué sitios clínicos recálculos en CBCT o sCT son dosimétricamente suficientes y en qué casos las limitaciones del método se vuelven clínicamente relevantes como para requerir estrategias alternativas o precaución adicional.

Por qué CBCT sin procesar no es equivalente a CT de planificación

La CT de planificación se adquiere con geometría de haz de ventilador (fan-beam), filtros de ecualización (bowtie) y protocolos optimizados para la linealidad HU con respecto a la densidad de electrones; esta relación es la base de la puesta en marcha de de TPS. CBCT opera con geometría de cono, detectores de panel plano y tiempos de adquisición más largos, condiciones que amplifican la contribución de la dispersión a la señal detectada.

Las consecuencias prácticas para el cálculo de dosis están bien documentadas:

• No linealidad de HU: los valores de tejido blando en CBCT difieren sistemáticamente de sus contrapartes en TC de simulación, con variaciones según el tamaño del paciente, el protocolo de adquisición, la posición en el volumen reconstruido y el fabricante del equipo.
• Artefactos de endurecimiento del haz (endurecimiento del haz): producen bandas de subestimación y sobreestimación de HU, particularmente pronunciadas cerca de estructuras óseas densas; el hueso cortical de la pelvis y la mandíbula son ejemplos recurrentes en la CBCT clínica.
• Truncamiento del campo de visión (FOV): en pacientes con un diámetro mayor que el FOV reconstruido, los algoritmos de extensión introducen incertidumbres adicionales en la HU periférica.
• Menor relación señal-ruido: un ruido mayor que en la simulación CT afecta tanto al cálculo de la dosis como a la calidad del DIR posterior.
• Ausencia de calibración dosimétrica estandarizada: Los fabricantes de CBCT, en general, no proporcionan relaciones validadas de densidad de HU para uso dosimétrico con el mismo grado de trazabilidad que los fabricantes de TC de diagnóstico.

La suma de estos factores impide suponer que la CBCT bruta sea dosimétricamente equivalente a la CT de planificación. El uso directo solo puede aceptarse dentro de un protocolo de adquisición, calibración y validación local que demuestre un rendimiento suficiente para el sitio y el algoritmo evaluados.

Corrección de HU, deformación y CT sintética

Se utilizan tres estrategias principales para superar la insuficiencia dosimétrica de CBCT sin procesar, con distintas características, dependencias y puntos de falla:

1. Corrección mediante tabla de conversión (LUT) o escalamiento

Asigna HU de CBCT a HU equivalente de CT de planificación a través de una tabla derivada de fantasmas o clínicas de pares de imágenes. Variantes más sofisticadas aplican corrección regional o corrección adaptada al tamaño del paciente. La limitación fundamental es estructural: el LUT se deriva en condiciones promedio y no captura las variaciones entre pacientes ni las dependencias de la anatomía local. Puede ser aceptable para sitios de baja heterogeneidad con márgenes amplios, pero no es adecuado para SBRT de alta precisión en regiones con una fuerte variación de densidad.

2. DIR con propagación de densidad desde el CT de referencia

Registre de forma deformable el CT de planificación en el CBCT del día y utilice el campo de deformación para transportar la HU desde el CT de referencia a la geometría actual. Este enfoque hereda la calidad dosimétrica de la TC de simulación, pero transfiere el error al DIR: las regiones donde falla el registro (por ejemplo, cuando hay una variación en el volumen del tumor sin correspondencia estructural en la TC original) generan densidades incorrectas que no necesariamente activan alertas visuales. La revisión de 2024 analiza específicamente escenarios en los que este fallo es clínicamente significativo.

3. CT sintética (sCT) mediante aprendizaje automático

Las redes neuronales entrenadas en pares CBCT/CT pueden mejorar la fidelidad con respecto a LUT simples. En el contexto de MRI-linac, diferentes productos utilizan asignación de densidad, CT de referencia deformada o sCT, porque la MRI no proporciona la densidad electrónica directamente. Para CBCT, el método adoptado debe ser descrito y validado por producto, versión y centro clínico.

La distinción entre descripción del método y evidencia de validación es fundamental en este contexto: una sCT con un error HU medio aceptable en un fantasma o en una cohorte de desarrollo no garantiza un rendimiento dosimétrico equivalente en pacientes con anatomías atípicas, variaciones extremas de peso o implantes metálicos. EL El estado del arte de NRG establece requisitos de validación que incluyen la comparación dosimétrica con la TC de planificación en cohortes representativas de los sitios clínicos de uso previsto.

Método	Complejidad de implementación	Dependencia de DIR	Riesgo mayor
LUT / escalamiento global	Bajo	Ninguno	Errores sistemáticos en anatomías atípicas y regiones de alta heterogeneidad
Propagación DIR + CT HU	moderado	Alto	Fallo del DIR en cambios de topología o grandes deformaciones locales
sCT por aprendizaje automático (CBCT)	Alto (entrenamiento y validación)	Parcial	Generalización fuera de la distribución del entrenamiento; artefactos atípicos
sCT de resonancia magnética (MR-Linac)	Alto	Bajo a moderado	Artefactos de resonancia magnética, implantes metálicos, movimiento intrafraccional

Registro deformable y acumulación de dosis

DIR es transversal a casi todas las etapas de RTA: propaga contornos desde la TC de planificación a las imágenes del día, genera campos de deformación utilizados en la propagación de HU o en el generación de sCT y, en la función de acumulación de dosis, transforma distribuciones de dosis de diferentes fracciones a un sistema de coordenadas común.

La acumulación de dosis por DIR supone que el campo de deformación $\mathbf{u}(\mathbf{x})$ representa fielmente el mapeo de cada vóxel en la imagen de referencia con su contraparte en imágenes posteriores. Esta hipótesis falla en escenarios bien definidos:

• Cambios topológicos: tumor que retrocede por completo o aparición de cavidad; no existe correspondencia anatómica para regiones nuevas o desaparecidas;
• Superficies deslizantes (interfaces deslizantes), como la interfaz pulmón-pared torácica o el intestino móvil: los algoritmos basados ​​en la suavidad del campo de deformación subestiman las discontinuidades cinemáticamente reales;
• Regiones de bajo contraste de imagen: el DIR converge hacia soluciones que son localmente plausibles, pero no necesariamente correctas desde un punto de vista anatómico;
• Deformaciones no biomecánicas: edema post-radioterapia o acumulación de líquido no obedecen a las restricciones implícitas en la mayoría de algoritmos comerciales.

Para los protones, donde la distribución de la dosis es aún más sensible a las variaciones de densidad a lo largo de la trayectoria del haz (en particular, el cambio máximo de Bragg), la Revisión de la terapia adaptativa de protones describe escenarios y requisitos de validación DIR adicionales en los que la acumulación de dosis produce estimaciones razonablemente confiables versus aquellos donde las incertidumbres son inaceptablemente grandes para respaldar las decisiones clínicas.

La validación DIR es un campo en sí mismo: AAPM TG-132 establece métricas y flujos de prueba que incluyen el uso de fantasmas deformables y análisis de error de registro de objetivo (TRE). Una limitación frecuentemente subestimada es que una TRE baja en puntos de control explícitos no garantiza la precisión dosimétrica en las regiones entre ellos, especialmente en áreas de baja densidad de puntos de referencia anatómicos reconocibles.

Escenario clínico	Fiabilidad del DIR	Impacto esperado en la dosis acumulada
Variación de peso sin cambio topológico	Moderado a alto	Moderado, si el DIR está validado para el sitio
Regresión del tumor con colapso del volumen	Bajo a moderado	Alto: regiones sin correspondencia anatómica
Deslizamiento pleural / interfaz pared pulmonar	Bajo sin algoritmo dedicado (deslizante)	Alto en la interfaz; se puede propagar al objetivo
Variación del llenado rectal/vesical (próstata)	Bajo	Alta — cambios de topología entre fracciones
Edema o acumulación de líquido después de la dosis	Bajo	Alta — deformación sin base biomecánica directa

Cálculo en línea: velocidad versus fidelidad

El RTA en línea — en el cual La replanificación se produce con el paciente en la mesa, entre la adquisición de la imagen y el inicio del tratamiento; impone restricciones de tiempo que influyen directamente en la elección del motor de cálculo de dosis. Las ventanas de tiempo disponibles en los sistemas integrados comerciales son decenas de minutos en total, pero el tiempo efectivo para el cálculo es solo una fracción de este rango, compitiendo con la adquisición de imágenes, la corrección HU o la generación de sCT, DIR, propagación de contornos, evaluación dosimétrica y aprobación clínica.

Los motores de cálculo utilizados en flujos en línea implican compromisos explícitos:

• Pencil Beam ymétodos de kernel: pueden ofrecer baja latencia, pero el dominio de validación debe cubrir las heterogeneidades y la imagen adaptativa utilizada en el flujo.
• Solucionadores de LBTE: representan el transporte de manera más explícita, pero la velocidad, la convención de dosis y el soporte de flujo en línea dependen del producto y la versión.
• Monte Carlo acelerado: puede representar heterogeneidades con alta fidelidad, pero se deben considerar las estadísticas, el modelo de haz, el hardware y la modalidad. GPUMCD no es un término genérico para el cálculo de protones.

El de un motor de cálculo para uso en RTA en línea va más allá de la validación en campos de referencia. Debe incluir escenarios de velocidad de cálculo y tipos de imágenes (CBCT o sCT corregidas) que se utilizarán clínicamente, con tolerancias definidas específicamente para cada combinación de sitio, algoritmo e imagen de entrada. No es válido transferir resultados de de un tipo de imagen de entrada a otro sin una validación específica.

Una distinción práctica importante: los sistemas RTA comerciales integrados implementan flujos propietarios que combinan generación de sCT, DIR, cálculo de dosis e interfaz de aprobación en un entorno unificado. La validación de estas implementaciones específicas no es transferible directamente de las publicaciones que probaron los componentes de forma aislada: cada institución debe realizar su propia clínica en el entorno instalado, con pacientes de prueba representativos de los sitios de uso previsto.

Controles de calidad y seguridad específicos del paciente

El control de calidad del plan adaptativo se diferencia del control de calidad convencional en aspectos estructurales relevantes. En RTA fuera de línea, es posible exportar el plan adaptado a un sistema de verificación independiente y realizar mediciones antes de la entrega; el flujo es análogo al control de calidad convencional IMRT/VMAT, con la diferencia de que el plan puede cambiar con cada fracción o grupo de fracciones, lo que requiere una capacidad de control de calidad más frecuente y ágil de lo habitual.

En RTA en línea, el tiempo disponible para el control de calidad independiente antes de la entrega está severamente restringido. Las estrategias adoptadas incluyen:

1. Verificación mediante cálculo secundario automatizado: un algoritmo independiente (a menudo Monte Carlo modelo simplificado o analítico) recalcula la dosis plan adaptada basándose en las mismas imágenes, y se verifica la concordancia con TPS dentro de tolerancias predefinidas antes de la aprobación final.
2. DVH Controles de consistencia automáticos: comparación automática de métricas del plan adaptado con el plan de referencia, con activadores configurables para diferencias máximas en D95% del objetivo, Dmax en OAR crítico y dosis acumulada proyectada.
3. Verificación geométrica de contornos propagados: confirmación visual y, cuando sea posible, métrica de que los contornos generados por DIR son clínicamente aceptables antes del cálculo de la dosis, un paso a menudo subestimado en la automatización del flujo en línea.
4. Plan alternativo documentado: el plan original o un plan previamente adaptado y aprobado debe estar disponible para entrega inmediata si el plan del día no pasa los controles, sin demora clínica.
5. Aprobación clínica formal y trazable: El oncólogo radioterapeuta revisa y aprueba explícitamente el plan adaptado antes de cada fracción en la que difiere significativamente del plan de referencia.

La definición de tolerancias y acciones para los RTA en línea no está uniformemente estandarizada a nivel de guías internacionales en el mismo grado que el control de calidad convencional IMRT. La revisión de NRG analiza los requisitos de control de calidad específicos por tecnología y sitio, pero enfatiza que las tolerancias deben derivarse localmente en función de la validación del sistema instalado.

Un escenario de falla a menudo subestimado es la propagación silenciosa de errores desde DIR hasta el cálculo de dosis: un campo de tensión visualmente plausible puede producir densidades incorrectas en regiones críticas sin activar ninguna alerta automática. La inspección visual sistemática de sCT o densidades corregidas, especialmente en regiones de alta heterogeneidad y en interfaces objetivo-OAR, antes de cada aprobación no puede reemplazarse completamente por métricas automáticas.

Criterios prácticos para decidir cuándo adaptarse

La decisión de adaptarse implica tres dimensiones simultáneas: cambio anatómico detectable y mensurable; impacto dosimétrico clínicamente relevante resultante de este cambio; y disponibilidad de infraestructura para realizar la replanificación de forma segura dentro del tiempo clínico disponible. No todos los cambios anatómicos justifican un rediseño; No toda replanificación mejora el resultado en comparación con seguir el plan original, especialmente cuando los márgenes originales se dimensionaron para absorber parte de la variabilidad esperada.

Desencadenantes anatómicos comunes:

• Variación del peso corporal más allá de un umbral definido institucionalmente en relación con el peso de simulación (a menudo utilizado en la cabeza y el cuello);
• Regresión visible del tumor con riesgo de margen de cobertura objetivo inadecuado;
• Modificación del llenado rectal o vesical más allá de los umbrales volumétricos institucionales: próstata y pelvis en general;
• Derrame pleural, atelectasia o variación en la aireación pulmonar que altere la relación haz-RAO;
• Variación en la posición o volumen de los ganglios linfáticos incluidos en el volumen objetivo.

Disparadores dosimétricos cuando el recálculo es factible:

• Caída en la cobertura del objetivo con D95% de GTV o CTV por debajo del umbral definido en el protocolo;
• Aumento proyectado en la dosis acumulada en OAR críticos por encima de las tolerancias establecidas, como la dosis acumulada en la columna vertebral o la dosis en el tronco del encéfalo en cabeza y cuello.

Consideraciones por sitio clínico:

• Cabeza y cuello: alto grado de cambio anatómico durante el tratamiento (pérdida de peso, regresión tumoral, reducción del edema) y sitio con el mayor volumen de evidencia publicada sobre el beneficio de la RTA; también presenta mayor complejidad de ERI debido a estructuras óseas y mucosas adyacentes.
• Pulmón (SBRT/SABR): la variación en la posición del tumor en la interfracción, el colapso pulmonar y el derrame pleural son los principales factores; Las limitaciones de la DIR debido al deslizamiento pleural son relevantes para la acumulación de dosis.
• Próstata: la variación diaria en el llenado rectal y vesical motiva los enfoques de TRA en línea; la magnitud del beneficio adaptativo depende de los márgenes utilizados originalmente.
• Cuello uterino: gran variación geométrica uterina a lo largo del tratamiento; candidato bien establecido para RTA, con la braquiterapia adaptativa como referencia conceptual de larga data.
• Protones (cualquier sitio): la sensibilidad al alcance del haz amplifica el impacto dosimétrico de cualquier cambio anatómico a lo largo de la trayectoria del haz, incluidas las variaciones de densidad en las estructuras proximales al objetivo, lo que hace que la indicación de recálculo sea más frecuente que en fotones equivalentes, como se analiza en la revisión de protones adaptativos.

La ausencia de una plataforma integrada de ACR no impide la práctica adaptativa. RTA fuera de línea con recálculo periódico (semanalmente o en respuesta a desencadenantes clínicos) es factible en la mayoría de los servicios CBCT y TPS que cumplen con DIR, siempre que el flujo de aprobación sea riguroso y los controles de calidad estén documentados en el procedimiento operativo.

Preguntas frecuentes

¿Es seguro utilizar CBCT directamente para calcular la dosis sin corrección?

No se debe dar por sentado que sea seguro. El uso directo requiere evidencia local de que el protocolo CBCT mantiene una relación densidad-imagen suficiente para el sitio, el campo de visión y el algoritmo evaluado. En defecto de esta validación se deberá utilizar una cadena de corrección o sustitución de densidad también validada.

¿La TC sintética generada por una red neuronal es equivalente a la TC de planificación para el cálculo de dosis?

Depende de la calidad de la red, el sitio anatómico y la representatividad de la población de validación. En condiciones bien validadas y para anatomías dentro de la distribución del entrenamiento, la sCT puede lograr un rendimiento dosimétrico comparable a la planificación de la TC en métricas de cohortes agregadas. Fuera de estas condiciones (pacientes con implantes metálicos, anatomías atípicas o artefactos de adquisición atípicos), la fidelidad de la sCT puede ser insuficiente hasta el punto de que no siempre es detectable mediante controles automáticos. La validación debe realizarse institucionalmente para cada sitio clínico y protocolo de adquisición; Los resultados de otros centros con diferente equipamiento no son directamente transferibles.

¿Qué motor de cálculo de dosis es más adecuado para RTA en línea?

No existe una respuesta universal. La elección depende del tiempo de cálculo disponible en la plataforma instalada, el sitio clínico y el grado de heterogeneidad anatómica, la complejidad del plan y las tolerancias dosimétricas aceptables. Los motores basados ​​en LBTE (Acuros XB) y Monte Carlo acelerados por GPU (GPUMCD) ofrecen una mayor fidelidad física a pesar de las faltas de homogeneidad, pero pueden ser más lentos que las variantes Pencil Beam en configuraciones menos optimizadas. debe documentar explícitamente qué combinaciones de configuración de velocidad y precisión se han validado para uso clínico en el sistema instalado.

¿Es DIR lo suficientemente confiable para la acumulación de dosis clínicas?

El DIR podrá apoyar la decisión cuando haya sido validada para el sitio y tipo de deformación. Las grandes deformaciones, los deslizamientos y los cambios topológicos aumentan la incertidumbre. La dosis acumulada debe presentarse como una estimación dependiente del registro, no como un valor automáticamente equivalente a la dosis calculada directamente en cada anatomía.

¿Cómo integrar el control de calidad del plan adaptativo con el tiempo restringido del flujo en línea?

La estrategia más adoptada combina la verificación mediante cálculo secundario automatizado con tolerancias predefinidas y validadas, inspección visual obligatoria de los contornos propagados y la distribución de dosis por parte del físico y el médico, y la disponibilidad de un plan alternativo aprobado para entrega inmediata si el plan del día no pasa los controles. La definición de tolerancias de cálculo secundario y umbrales de aceptación de métricas DVH debe ocurrir durante el del sistema, en función de las incertidumbres específicas de la cadena de procesamiento instalada, no de valores publicados por otros centros sin verificación local.

Referencias

• Revisión del estado del arte de NRG: radioterapia adaptativa para cambios anatómicos. Semin Radiat Oncol. 2019.
• Revisión de la terapia de protones adaptativa: terapia de protones adaptativa diaria en línea. Hno. J Radiol. 2020.
• Avances y desafíos en radioterapia adaptativa: revisión 2024. Int J Radiat Oncol Biol Phys. 2024.