Índice de autores - CIEMAT Particle Physics
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Índice de comunicaciones
DOSIMETRÍA FÍSICA
E INSTRUMENTACIÓN
1001 Uso de Curvas Contraste-Detalle para la Evaluación de la Calidad de Imagen en
Función de la Dosis en Sistemas de Mamografía Digital y Convencional.
V. González Pérez, J. Gimeno Olmos, D. Granero Cabañero, P. Gras Miralles, J. I. Villaescusa
Blanca ................................................................
1002
Método para corregir los perfiles
obtenidos por una matriz lineal de semiconductores entre calibraciones.
E. Fernández-Velilla, M. Lacruz, M. Algara, P.
Foro, A. Reig, J. Flores, N. Rodríguez, X. Sanz,
J. Lozano, I. Membribe, P. Viñals, J. Quera .......
1003 Estudio de perfiles de campos pequeños de radiocirugía estereotáxica mediante
simulación Monte Carlo con PENELOPE.
A. Orellana-Salas, C. Jódar-López, J.C. Ramírez-Ros, M. Vilches, A. M. Lallena.....................
1004
Consideraciones estadísticas en el
establecimiento de criterios de aceptación en la
uniformidad integral planar en gammacámaras.
J.C. Ramírez-Ros, A. Orellana-Salas, C. JódarLópez, M. Vilches, A. M. Lallena .......................
1005 Mejora en la cuantificación de imagen 3D de un escáner de emisión de positrones
para animales pequeños, ClearPET, en base a
optimizar distintos parámetros algorítmicos.
M. Cañadas, M. Embid, J. Mendoza..................
1006 Dependencia de los índices de calidad
con las características espectrales de haces de
rayos X de energía media de uso en teleterapia.
U. Chica, M. Anguiano, A. M. Lallena...............
1007
Comparación de la distribución de
dosis en un medio heterogéneo calculada con el
código de Monte Carlo MCNP5 y por el sistema
de planificación de radioterapia PrecisePlan 2.03.
B. Juste, R. Miró, S. Gallardo, A. Santos, G.
Verdú...................................................................
75
76
77
78
79
79
80
La comunicaciones en gris han sido destacadas por el Comité Científico por su calidad
62
1008 Influencia de la apertura del colimador multiláminas (MLC) sobre el factor de dispersión del colimador Sc.
C. Ferrer, F. García-Vicente, P. Castro, D. Sevillano, L. Pérez, J. J. Torres. ................................
81
1009 Comparación entre protocolos para
la dosimetría de haces clínicos de fotones de alta
energía: IAEA TRS-398 frente a SEFM 84-1.
P. Castro, D. Sevillano, F. García-Vicente, C.
Ferrer, L. Pérez, J. J. Torres. ..............................
81
1010
Control de calidad del posicionamiento del multiláminas.
V. Hernández, R. Abella, J. Puxeu, E. Bardaji, E.
Flores, K. Muller, M. Artigues ...........................
82
1011
Factores de corrección calculados
por Monte Carlo para dosimetría absoluta en
condiciones de no-referencia.
J. Pena, D. González-Castaño, F. Gómez, F.
Sánchez-Doblado, G. H. Hartmann ...................
83
1012 Diseño y calibración de una cámara
PET para animales pequeños basado en
cristales LYSO continuos y fotomultiplicadores
sensibles a la posición.
A. J. González, J. M. Benlloch, V. Carrilero, J. V. Catret,
R. Colom, C. Correcher, R. Gadea, V. Herrero, C. W.
Lerche, C. Mora, F. J. Mora, A. Munar, N. Pavón, L. F.
Vidal, F. Sánchez, A. Sebastia, A. Soriano.....................
84
1013 Comparación de distintos detectores
en la dosimetría de campos pequeños.
D. Sevillano Martínez, F. García-Vicente, P. Castro
Tejero, C. Ferrer Gracia, L. Pérez, J. J. Torres.......
85
1014 Equipo para radioterapia intraoperatoria basado en un microtrón de pista de 12 MeV.
M. Ferrer, Y. Koubychine, A. Poseryaev, J. P.
Rigla, F. Roure, V. Shvedunov .............................
86
1015 Una metodología de calibración del
colimador multi-láminas Optifocus-82 leaf de
Siemens basada en criterios dosimétricos.
M.C. Lopes, A. Chaves, M. Capela....................
87
Pág.
1016 Análisis de distribuciones de dosis 2D
para el control de calidad de pacientes de IMRT.
R. Sánchez, F. Fayos, M. Sáez ............................
88
1017 Factores de retrodispersión en la pantalla de entrada de un intensificador de imagen.
C. Pino, N. Jornet, R. Pallerol, M. Ribas...........
1018 Obtención del espectro de energía
intrínseco de un acelerador lineal de electrones
a partir de la relación entre la corriente del desviador magnético y la dosis absorbida en agua.
J. M. de la Vega, D. Guirado, M. Vilches, J. I.
Perdices, A. M. Lallena ......................................
1019 Implementación del test gamma para
el control de estabilidad de un Siemens
Mevatron Primus. Correlación con el control de
estabilidad según los parámetros marcados en el
RD 1566/1998.
J. Sánchez Jiménez, A. García Romero, L. Núñez Martínez, J. Ruiz Pomar, J. A. Font Gómez,
A. Hernández Vitoria..........................................
1020 Implicaciones dosimétricas del aumento de la resolución de una matriz bidimensional de cámaras de ionización en la verificación de campos de IMRT.
D. Sevillano Martínez, F. García-Vicente, P.
Castro Tejero, C. Ferrer Gracia, L. Pérez, J. J.
Torres..................................................................
1021
Evaluación del algoritmo Monte
Carlo para electrones de Varian (eMC) en campos pequeños de electrones mediante película
radiocrómica.
J. Martínez Ortega .............................................
1022 Diseño de un control de calidad de
un sistema de planificación para implantes de
semillas en próstata en tiempo real.
E. Antolín San Martín, J. Ordóñez Márquez, M.
A. Ruiz López, M. J. Béjar Navarro, B. Capuz
Suárez, R. Colmenares Fernández, R. Morís
Pablos .................................................................
1023 Comparación de la medida del factor cGy/UM utilizando un procedimiento de
medidas con poliestireno y el procedimiento
88
89
90
92
92
93
Pág.
recomendado por la IAEA (TRS-398) de medidas en agua.
M. J. Béjar Navarro, R. Colmenares Fernández, R.
Morís Pablos, B. Capuz Suárez, J. Ordóñez Márquez, E. Antolín San Martín, M. A. Ruiz López .....
94
1024 Elección del factor cuña para campos conformados en aceleradores con cuña
motorizada.
D. Pedrero de Aristizábal, M. A. Infante Utrilla,
R. Jiménez Rojas, S. García Repiso, M. A. López
Bote, R. Linares Doblado...................................
95
1025 Valoración del efecto del filtro cuña
en el espectro del haz en diferentes condiciones.
R. Linares Doblado, M. A. López Bote, D.
Pedrero de Aristizábal, R. Jiménez Rojas, S.
Gómez Cores, S. García Repiso.........................
96
1026 El efecto de polaridad en un conjunto cámara-electrómetro en la energía del 60Co.
A. M. González, A. Brosed .................................
97
1027 Criterio de aceptación de acelerador
con ajuste de Beam Matching.
J. A. Vázquez Rodríguez, M. López Sánchez, A.
López Medina, A. Teijeiro García, R. Figueira,
F. Salvador Gómez, M. Salgado Fernández .......
97
1028 Establecimiento del estado de referencia y análisis de la reproducibilidad en la
determinación de la dosis en profundidad.
J. Puxeu, I. Sancho, C. Alonso, R. De Blas, M.
C. Lizuain, I. Modolell, C. Picón.......................
99
1029 Pruebas iniciales de control de calidad de un colimador multiláminas dinámico.
I. Sancho, J. Puxeu, C. Alonso, R. De Blas, M.
C. Lizuain, I. Modolell, C. Picón.......................
100
1030 Simulación Monte Carlo de la semilla de 125I modelo selectSeed usada en braquiterapia prostática.
X. J. Juan, I. J. Porras ........................................
101
1031 Propuesta de una mejora en el cálculo de los sistemas de planificación de braquiterapia aplicados a implantes permanentes en
próstata con fuentes de 125I modelo 6711.
X. J. Juan, I. Porras, A. M. Lallena....................
102
63
Pág.
1032
Determinación de las incertidumbres involucradas en la puesta en marcha de un
sistema de radioterapia guiada por la imagen
3D.
X. Juan, A. Santos, J. López, J. C. Ruiz, S.
Calzada ..............................................................
103
1033 Control de calidad del sistema planificador computacional de braquiterapia prostática SPOT y fijación del estado de referencia
inicial.
X. J. Juan, J. López, J. C. Ruiz, A. Santos, S.
Calzada ..............................................................
103
1034
Verificación de la calibración de
semillas de 125I modelo selectSeed.
A. Santos, J. C. Ruiz, J. López, X. J. Juan, I.
Meiriño, P. Cayón, S. Calzada ...........................
104
1035
Patrones de Moiré en equipos de
Radiografía Computarizada.
M. L. Chapel Gómez, M. González Leyba, J. I.
Jiménez Alarcón, F. Tato de las Cuevas .............
105
1036 Comparación entre materiales para
el control de calidad en mamografía.
I. J. Saiz, J. L. Carrasco, A. Pérez, A. Lallena ...
1037 Análisis del comportamiento del haz
en la rejilla antidifusora de un equipo de radiodiagnóstico convencional.
I. J. Sainz, A. M. Lallena, A. Pérez Rozos, J. L.
Carrasco.............................................................
1038 Respuesta relativa de un equipo CR
de AGFA y sistemas convencionales cartulinapelícula.
I. J. Sainz, I. Modolell ........................................
1039 Evaluación de los errores inherentes a la dosimetría fotográfica para su utilización en la verificación de tratamientos de
IMRT.
J. Roselló, L. Brualla, F. Sánchez-Doblado, D.
Planes, S. Alonso, M. T. García..........................
1040 Evaluación de las películas radiocrómicas GAFCHROMIC® EBT para su utilización en el control de calidad en IMRT.
J. Roselló, L. Brualla, D. Planes, S. Alonso.......
64
106
Pág.
1041 Ampliación del rango de dosis útil de
la curva sensitométrica en dosimetría fotográfica.
J. Roselló, L. Brualla, S. Alonso, D. Planes, F.
Sánchez Doblado, M. T. García .........................
111
1042 Establecimiento en el Laboratorio de
Metrología de Radiaciones Ionizantes del CIEMAT de las calidades correspondientes a la
energía del 137Cs y rayos X de 250 kV, en niveles de terapia y caracterizadas en unidades de
kerma en aire.
Á. Rascón, A. M. González, P. Avilés, A. Brosed
112
1043 Formas analíticas para la dosimetría
de fuentes de fotones monoenergéticas.
M. P. Sabariego, I. Porras, A. M. Lallena ..........
113
1044 Simulación mediante Monte Carlo
de aplicadores oftálmicos de 106Ru para
Braquiterapia.
M. A. Suero, D. Fernández, J. A. Terrón, P. Dorado,
A. Ortiz, J. Macías, M. Gómez ...........................
114
1045 Aceptación y puesta en marcha de
una unidad de Braquiterapia Oftálmica.
J. A. Terrón, M. A. Suero, P. Dorado, A. Ortiz, J.
Macías, D. Fernández, M. Gómez......................
114
1046 Procedimiento dinámico de evaluación mecánica del isocentro en Radiocirugía.
E. Gómez, V. Puchades, F. Mata, C. Peraza, J.
M. Delgado.........................................................
116
1047 Evaluación de dos métodos para el
cálculo del factor cuña en el sistema de cuña
dinámica de Varian.
J. Melgar, F. Arrocha, A. Álvarez, I. Muñoz .......
116
1048
Establecimiento de los niveles de
acción para la verificación de planes de tratamiento esterotáxicos calculados usando técnica
de intensidad modulada.
J. F. Calvo, M. García, A. Eraso, A. Mañes, Ll.
Garrido, J. Casals ..............................................
117
1049
Análisis cuantitativo del test de
"Picket Fence" para un colimador micromultiláminas dinámico.
J. F. Calvo, A. Eraso, A. Mañes, Ll. Garrido, J.
Casals.................................................................
118
107
108
108
109
Pág.
1050 Método digital del test de WinstonLutz. Aplicación a un sistema micromultiláminas.
J. F. Calvo, A. Eraso, A. Mañes, Ll. Garrido, J.
Casals.................................................................
119
1051
Braquiterapia superficial 3D con
alta tasa. Aspectos físicos y dosimétricos.
V. Solana, C. Carrascosa, C. Peraza, J. M.
Delgado, J. Tripero .............................................
120
1052 Evaluación del movimiento de órganos internos mediante la aplicación de modelos
de segmentación y parametrización de contornos.
G. Bueno, C. Carrascosa, M. Torres, J. M.
Delgado, E. Sánchez...........................................
1053 Comparación de los valores de NK
en la energía del 192Ir para cuatro modelos de
cámara Farmer a partir de diferentes procedimientos.
P. Avilés Lucas, A. González Leitón, A. Rascón
Caballero, A. Brosed Serreta..............................
120
121
1054
Simulación mediante PENELOPE
de la respuesta a la radiación de un pMOSFET
usado como sensor dosimétrico.
S. García-Pareja, M. A. Carvajal, M. Vilches, D.
Guirado, M. Anguiano, A. J. Palma, A. M.
Lallena................................................................
122
1055 Dosímetro portátil basado en MOSFET
inalámbrico para monitorización de radioterapia.
M. A. Carvajal, D. Guirado, M. Vilches, A.
Martínez-Olmos, A. M. Lallena, A. J. Palma....
123
1056 Comparación y estudio de la equivalencia de los parámetros dosimétricos de dos
aceleradores Varian 2100C.
B. Mateo, C. Moreno, J. A. Martín-Viera, F. J.
Casado, C. Bodineau..........................................
1057
Evaluación del programa IMSure
QA como método de control de calidad en tratamientos de IMRT.
D. Pedrero, M. J. García, J. M. Delgado, C.
Mínguez, M. J. Rot .............................................
1058 Desarrollo de un algoritmo para la
localización del isocentro en radiocirugía
mediante la transformada de Hough.
124
125
Pág.
F. López Sánchez, A. González-López, B.
Tobarra-González...............................................
126
1059 Evaluación técnica de un algoritmo
de reconstrucción tomográfica con recuperación de la resolución espacial.
C. Montes Fuentes, Y. Prezado Alonso, J. A.
Calama Santiago, E. Marqués Fraguela, C.
Martín Rincón, E. de Sena Espinel....................
127
1060 Control de calidad de un equipo de
ultrasonidos en IGRT de próstata.
C. Martín Rincón, E. Marqués Fraguela, Y.
Prezado Alonso, A. Vázquez Galiñanes, C.
Montes Fuentes, E. De Sena Espinel .................
127
1061 Estimación del ruido en un detector
digital de mamografía Lorad Selenia.
P. Gómez Llorente, A. Vázquez Galiñanes, M.
Agulla Otero, R. Torres Cabrera, M. Fernández
Bordes, I. Hernando González...........................
128
1062 Comparación de la calibración de
cámaras de ionización usando diferentes haces
de radiación utilizados en radioterapia.
F. J. Casado Villalón, S. García Pareja, B.
Mateo Rodríguez, C. Moreno Sáiz, P. Galán
Montenegro ........................................................
129
1063 Caracterización del ruido de los escáneres y su influencia en la dosimetría con película.
A. González-López, J. Arjona-Gutiérrez, J. D.
Palma-Copete, A. Cámara-Turbí, B. TobarraGonzález .............................................................
130
1064 Modelización del grado de heterogeneidad de dosis en la unión de campos asimétricos completos.
C. Alcibar-Arechuluaga Artaza, S. Pinza
Molina, S. Fernández Cerezo, M. D. Morillas
Pérez, S. García Gómez, S. Ramos Ramírez......
131
1065 Análisis de la degradación de haces
monoenergéticos de interés en radiografía convencional.
I. J. Sainz, A. M. Lallena, A. Pérez Rozos, J. L.
Carrasco.............................................................
132
1066 Verificación del cálculo con cuñas
dinámicas en el sistema Oncentra Masterplan.
65
Pág.
A. J. Santos Rubio, G. Sánchez Carmona, A.
Ureña Llinares, J. Luis Simón, M. Baeza
Trujillo, M. Herrador Córdoba ..........................
1067 Medida del movimiento de la próstata mediante el uso marcadores internos radioopacos.
F. J. Salvador Gómez, P. Marcos Pérez, J. A.
Vázquez Rodríguez, M. López Sánchez, A.
López Medina, M. Salgado Fernández ..............
1068 Diseño del fantoma NEMA de linealidad para una gammacámara SIEMENS
Signature Ecam.
F. J. Salvador Gómez, M. López Sánchez, J. A.
Vázquez Rodríguez, A. López Medina, M.
Salgado Fernández.............................................
1069 Registro y fusión de imágenes portales para la verificación del posicionado del
paciente.
F. J. Salvador Gómez, P. Marcos Pérez, J. A.
Vázquez Rodríguez, M. López Sánchez, A.
López Medina, M. Salgado Fernández ..............
1070 Resultados de la evaluación del control automático de exposición y del detector en
sistemas de mamografía digital: sistemas directos y CR.
P. Morán, M. Chevalier, J. J. Morant, M. López
Tortosa................................................................
1071 Determinación del espectro energético en la puerta de una habitación de braquiterapia de alta tasa con 192Ir.
L. Quiñones, J. Almansa, I. Castro, E. Angulo,
M. Iborra ............................................................
1072
Resultados de la aplicación del
nuevo protocolo de control de calidad de los sistemas digitales mamográficos a monitores e
impresoras.
J. J. Morant Echevarne, M. Chevalier del Río, P.
Morán Penco, M. Salvadó Artells, M. López
Tortosa................................................................
1073 Uso de película radiográfica en dosimetría relativa de haces de electrones.
J. Torres, R. Guerrero, I. Castro, J. Almansa, E.
Angulo, M. A. Iborra ..........................................
66
133
134
135
Pág.
1074 Efecto del ruido estadístico en el
cálculo de unidades monitor de un sistema de
cálculo macro Monte Carlo.
J. Torres, J. C. Zapata, J. M. Sánchez, J. J.
Castedo, A. Gil ...................................................
142
1075 Diseño de un baño de manganeso
para la calibración de fuentes neutrónicas en el
Laboratorio de Patrones Neutrónicos del LMRI
del CIEMAT.
R. Méndez Villafañe............................................
142
1076 Simulación del comportamiento de
una cámara pozo para la calibración de fuentes
de braquiterapia.
C. Mínguez Aguilar, J. L Contreras González, F.
García Vicente ....................................................
143
1077 Desarrollo y caracterización de un
sistema SPECT para animal pequeño basado en
una gammacámara portátil.
F. Pino, N. Roé, A. Orero, C. Falcón, S. Rojas, J.
M. Benlloch, D. Ros, J. Pavia.............................
144
1078 Una "retícula virtual" para alineación de
imágenes portal en el posicionamiento de pacientes.
M. A. Benito Bejarano, F. Sáez Beltrán..............
145
1079 Estudio de la atenuación del haz de
radiación al atravesar la mesa de tratamiento.
Comparación entre varios tableros.
M. T. Pacheco, J. I. Raba, D. Álvarez, M. A.
Mendiguren, P. García, I. Conles, A. Valgoma...
146
1080
Estudio y caracterización de un
tablero de fibra de carbono utilizado como
mesa de tratamiento en un acelerador lineal.
J. I. Raba, M. T. Pacheco, M. A. Mendiguren, D.
Álvarez, A. Valgoma, I. Conles, P. García ..........
147
1081 Repetibilidad en condiciones clínicas del proceso de medida de la DQE y su
influencia en las curvas de sensibilidad contraste-tamaño del detalle.
M. J. Buades, A. González, A. Cámara, B.
Tobarra ...............................................................
147
136
138
139
139
141
1082
Desarrollo de un prototipo de un
maniquí dental para el análisis de imagen obtenida en equipos de radiología dental digitales.
Pág.
P. Mayo, J. Campayo, A. Pascual, B. Marín, G.
Verdú, F. Rodenas ...............................................
1083
Descripción de un procedimiento
para la verificación de la geometría e integridad
de la fuente Ir-192 de braquiterapia.
M. Baeza Trujillo, A. Ureña Llinares, G.
Sánchez Carmona, A. Santos Rubio, M.
Herrador Córdoba, A. Cabrera García..............
1084
Tomorradiocirugía: evaluación de
las características técnicas y dosimétricas.
J. M. Delgado, M. J. Rot, J. Samblás, C.
Mínguez, M. J. García........................................
1085 Verificación dosimétrica de los tratamientos de tomoterapia. Utilidad de la función gamma.
C. Mínguez, M. J. García, M. J. Rot, J. M.
Delgado ..............................................................
1087 Estado de referencia de una unidad
de tomoterapia helicoidal. Características geométricas y dosimétricas.
J. M. Delgado, M. J. Rot, M. J. García, C.
Mínguez ..............................................................
1088
Densitometría con película
GaFchromic en la verificación de los tratamientos de modulación de intensidad.
M. J. García, J. M. Delgado, C. Mínguez, M. J.
Rot ......................................................................
1089 Estudio de las características de un
array de detectores y comparación con dosimetría GaFchromic para la verificación de tratamientos de IMRT.
M. J. García, C. Mínguez, M. J. Rot, J. M.
Delgado ..............................................................
1090 Control de calidad de las características de un sistema de tomoimagen de alta energía.
M. J. Rot, C. Mínguez, J. M. Delgado M. J
García.................................................................
1091
Análisis mediante una aplicación
informática propia de la digitalización de los
test de Winston-Lutz.
J. D. Palma, A. Cámara, F. López, B. Tobarra ...
149
150
151
151
152
153
154
155
156
Pág.
1092 Incertidumbres en el programa de
garantía de calidad de aceleradores lineales y de
los equipos de medida.
J. Bea, M. C. Baños, M. A. García Martínez, L.
Ros, L. M. Larrea, E. López...............................
156
1093 Influencia del material del maniquí
utilizado en el ajuste del control automático
exposición.
F. Tato de las Cuevas, J. I. Jiménez Alarcón, M.
González Leyba, M. L. Chapel Gómez ..............
157
1094 Estudio por termoluniscencia de una
pantalla de Fósforo fotoestimulable.
J. I. Jiménez Alarcón, M. L. Chapel Gómez, C.
Rubio Ayllón .......................................................
158
1095
Caracterización dosimétrica de la
fuente de 192Ir MicroSelectron HDR mediante
simulación Monte Carlo.
J. Torres, R. Guerrero, J. F. Almansa..................
159
1096
Procedimiento de medida con
TLD de la influencia de una prótesis esofágica metálica en la interfase prótesis-esófago.
S. Velázquez Miranda, F. Carrera Magariño, M.
Ortiz Seidel.........................................................
160
1097 Proceso de verificación dosimétrica
previo a su uso clínico de un acelerador lineal
Siemens Primus modelado en el sistema de planificación Pinnacle v7.4.
M. Ortiz Seidel, S. Velázquez Miranda, F.
Carrera Magariño ..............................................
161
1098 Generación de kernels puntuales con
código de simulación PENELOPE 2005.
J. A. Mesa Pérez, R. Guerrero Alcalde...............
161
1099 Evaluación del posicionamiento de
las láminas de un CML empleando una matriz
2D de cámaras de ionización.
C. Rodríguez Rodríguez, J. M. Pérez Moreno, R.
Díaz Fuentes, P. Fernández Letón, E. Cabello
Murillo, A. López Fernández, J. Castro Novais,
A. Ferrando Sánchez ..........................................
163
1100 Análisis teórico sobre el empleo de
detectores bidimensionales de cámaras de ioni67
Pág.
zación para el control de calidad de un colimador multiláminas.
J. M. Pérez Moreno, C. Rodríguez Rodríguez
Gómez, L. C. Martínez, R. Díaz Fuentes, J.
Castro Novais, A. Ferrando Sánchez..................
1101 Perturbación introducida en la distribución de dosis por una prótesis de CoCrMo.
J. Castro Novais, C. Rodríguez Rodríguez, E.
Cabello Murillo, P. Fernández Letón, J. M.
Pérez Moreno, A. López Fernández, A. Ferrando
Sánchez...............................................................
1102 Medida de la función de transferencia de modulación en monitores de diagnóstico
empleando una cámara CCD.
F. Mañeru, S. Lozares, A. Rubio, M. L. Martín,
P. Soto. ................................................................
1103 Medida de penumbras en haces de
fotones de alta energía Gafchromictm EBT,
Kodak EDR2, extrapolación lineal de detectores.
S. Lozares, S. Pellejero, S. Miquelez, F. Mañeru,
M. L. Martín .......................................................
1104 Obtención de la relación señal-ruido
en monitores de diagnóstico mediante el uso de
cámara CCD.
M. L. Martín, S. Lozares, S. Miquelez, S.
Pellejero, F. Mañeru. ..........................................
1105 Simulación de Monte Carlo del efecto de una interfase en las proximidades de fuentes de braquiterapia.
L. A. Luque Japón, E. J. Núñez Cumplido, F.
Hernández Suárez, J. Hernández-Armas ...........
163
164
165
166
167
167
1106 Simulación Monte Carlo de los efectos de falta de equilibrio electrónico en interfases con prótesis metálicas.
M. Ortiz Seidel, D. Guirado Llorente, S.
Velázquez Miranda, A. M. Lallena Rojo.............
168
1107 Ensayo de auditoría de control dosimétrico de haces pequeños de rango radioquirúrgico.
L. Núñez, J. L. Muñiz, M. M. Espinosa, M.
Embid, J. I. Lagares ...........................................
169
1108 Caracterización dosimétrica de hilos
de Ir-192 usados en braquiterapia.
68
Pág.
J. Pérez Calatayud, D. Granero, J. Gimeno, V.
González, F. Ballester, E. Casal .........................
170
1109 Diseño de un filtro para aplicadores
superficiales: aplicadores Valencia.
D. Granero, J. Pérez Calatayud, J. Gimeno, V.
González, F. Ballester, E. Casal, V. Crispín, V. de
los Dolores, R. Van der Laarse ..........................
170
1110 Estudio dosimétrico de una nueva
fuente de Co-60 usada en braquiterapia.
D. Granero, J. Pérez Calatayud, J. Gimeno, V.
González, F. Ballester, E. Casal .........................
171
1111 Estudio Monte Carlo de las distribuciones de dosis de dos nuevas fuentes de Ir-192
de carga diferida de BEBIG.
D. Granero, J. Pérez Calatayud, J. Gimeno, V.
González, F. Ballester, E. Casal .........................
172
1112
Estudio de la influencia de la
forma del maniquí usado en el estudio de las
distribuciones de tasa de dosis de fuentes de
Ir-192.
D. Granero, J. Pérez Calatayud, J. Gimeno, V.
González, F. Ballester, E. Casal .........................
172
1113 Detectores MOSFET para dosimetría in vivo en tratamientos con haces de electrones. Comparación con diodos.
N. Jornet, P. Carrasco, M. Enmark, C. Pino, I.
Méndez, T. Eudaldo, M. Ribas ...........................
173
1114 Sistema automatizado para la verificación dosimétrica de los sistemas de planificación computarizada.
C. A. Jódar López, J. C. Ramírez Ros, A. J.
Orellana Salas, G. Arregui Castillo, J. L. Osorio
Ceballos..............................................................
174
1115 El Proyecto eIMRT: Planificación
y Verificación de tratamientos IMRT en
Grid.
J.C. Mouriño, A. Gómez, C. Fernández, J.
López, F. J. González-Castaño, D. A. Rodríguez,
J. Pena, F. Gómez, D. González-Castaño, M.
Pombar ...............................................................
175
1116 Influencia del detector en regiones
de no referencia.
Pág.
L. Núñez, A. Quintana, R. Romero, P. Sánchez,
J. I. Lagares, J. M. Fandiño, J. C. Medrano, M.
C. Ispizua ...........................................................
177
1117 Dispersión Rayleigh y Compton de
fotones de 20 a 150 keV en agua.
I. Martínez Roviera, J. M. Fernández Varea, B.
Miguel ................................................................
178
DOSIMETRÍA CLÍNICA
2001 Estudio comparativo de los resultados del cálculo de la dosis en el tratamiento
del cáncer de pulmón para diferentes energías
y métodos de cálculo en el planificador
Pinnacle.
P. Mínguez Gabiña .............................................
2002 Descripción de un índice de comparación de distribuciones.
M. Lacruz, J. Quera, M. Algara, P. Foro, A. Reig,
N. Rodríguez, X. Sanz, L. Cruz, J. Lozano, I.
Membribe, P. Viñals, E. Fernández-Velilla .........
2003 Estimación de dosis en histerosalpingografía.
M. A. Rivas, P. Ruiz, A. Hernández Vitoria, E.
Millán, A. García, L. Núñez ...............................
2005 Aplicación del protocolo nacional
de control de planificadores a un planificador.
A. García Romero, E. Millán Cebrián, J.
Sánchez Jiménez, L. Núñez Martínez, M.
Canellas Anoz, J. Ruiz Pomar ............................
2006 Influencia del movimiento de la
próstata durante un tratamiento radioterápico en la probabilidad de control tumoral
(TCP).
J. A. Font Gómez, F. Pizarro Trigo, J. Sánchez
Jiménez, A. Hernández Vitoria, S. Navarrete
Campos, F. Fuertes Grasa..................................
2007 Dosimetría clínica de un paciente
con sarcoma de Ewing vertebral con implante
de titanio.
P. Cabrera, J. C. Mateos, M. J. Ortiz, M.
Herrador.............................................................
179
179
Pág.
2008 Aplicación de distintas herramientas
de fusión para la simulación y planificación de
pacientes con cáncer de pulmón.
N. Rodríguez, M. Lacruz, X. Sanz, P. Foro, A.
Reig, E. Fernández-Velilla, J. Lozano, I.
Membrive, J. Quera, P. M. Viñals, J. L. López, R.
Jiménez, M. Algara.............................................
184
2009 Simulación Monte Carlo de tratamientos con radioterapia estereotáxica extracraneal de tumores de pulmón.
V. Panettieri, B. Wennberg, G. Gagliardi, M. A.
Duch, M. Ginjaume, I. Lax ................................
185
2010 Modelización e impacto dosimétrico
de la incertidumbre de la posición del paciente
en radioterapia.
J. Sánchez Jiménez, J. A. Font Gómez, L. Núñez
Martínez, J. Ruiz Pomar, A. García Romero, A.
Hernández Vitoria, P. Ruiz Manzano, M. Á.
Rivas Ballarín ....................................................
186
2011 Estudio comparativo del uso de MLC
frente a bloques de cerrobend en el tratamiento de
ORL con un A.L. PRECISE de la firma Elekta.
S. García Repiso, R. Jiménez Rojas, D. Pedrero
de Aristizábal, S. Gómez Cores, M. A. Infante
Utrilla, M. A. López Bote ...................................
187
2012 Control de calidad de un sistema de
planificación aplicado al alineamiento de campos en meduloblastoma.
M. A. Infante Utrilla, D. Pedrero de Aristizabal,
R. Jiménez Rojas, M. A. López Bote, S. Gómez
Cores, R. Linares Doblado.................................
188
2013 Aplicación del concepto de Dosis
Equivalente Uniforme Linealizada para la optimización en tratamientos de IMRT.
T.P. Boulé, M. I. Fuentes Gallardo, R. Arráns
Lara, A. Leal Plaza, F. Sánchez-Doblado ..........
189
2014 Radioterapia externa 3D conformada convencional frente a radioterapia guiada por
la imagen mediante ultrasonidos para el cáncer
de próstata.
J. I. Tello, M. D. Carabante, B. Guix..................
190
180
181
182
183
2015 Cálculo de distribución de dosis de
haces de electrones mediante técnicas de Monte
69
Pág.
Carlo. Implementación en un planificador
comercial.
J. Jiménez, D. Lardiés, P. Ortega, M. Canellas,
J. Sempau............................................................
2016
Influencia de la incertidumbre de
setup en la distribución de dosis absorbida.
A. Pérez Rozos, I. Jerez Sainz, J. L. Carrasco
Rodríguez ...........................................................
2017
Verif icación independiente de
unidades de monitor en condiciones no
estándar.
A. Pérez Rozos, I. Jerez Sainz, J. L. Carrasco
Rodríguez ...........................................................
2018 Requisitos para hacer IMRT con planificación directa y repercusión en el resto de
tratamientos.
L. Brualla, J. Roselló, D. Planes, S. Alonso, M.
T. García.............................................................
2019
Una alternativa a la planificación
clásica de la mama: uso de IMRT directa con
boost integrado de fotones.
S. Alonso Arrizabalaga, A. González Sanchís, L.
Brualla González, J. V. Roselló Ferrando, D.
Planes Meseguer, T. García Hernández .............
2020
Mejora de la homogeneidad de
dosis en el tratamiento del cáncer de mama
mediante el empleo de campos tangenciales
parcialmente obturados: experiencia clínica
preliminar.
J. González González, J. Tuset Castellano, J. M.
Reinoso Cobo, M. C. Cano Soler.......................
2021
Validación del algoritmo AAA
(Anisotropic Analytical Algorithm) para cálculo
de la distribución de dosis de fotones en aceleradores Varian.
R. de Blas, J. Puxeu, I. Sancho, C. Picón, I.
Modolell, M. C. Lizuain .....................................
2022
Características dosimétricas de la
irradiación corporal total con incidencia lateral
sobre el paciente. Modelización en un sistema
de planificación Adac-Pinnacle.
V. Puchades, F. Mata, C. Peraza, E. Gómez, J.
M. Delgado.........................................................
70
190
191
192
193
194
195
196
197
Pág.
2023
Comparación dosimétrica de tres
técnicas para radiocirugía de malformaciones
arteriovenosas cerebrales en pacientes pediátricos.
J. F. Calvo, A. Eraso, A. Mañes, J. Casals..........
198
2024 Metodología de cuantificación de la
respuesta en braquiterapia tridimensional de
alta tasa.
C. Carrascosa, V. Solana, C. Peraza, J. M.
Delgado, J. Tripero, E. Sánchez .........................
198
2025 Análisis comparativo de módulos
de planificación inversa para IMRT de tres
sistemas de planificación comerciales aplicados a un maniquí virtual de cabeza y cuello.
A. Ruiz, A. Del Castillo, M. Benito, M. Llorente
199
2026 Estudio dosimétrico de las exploraciones de Cardio-TC en maniquíes y pacientes
adultos de distinta morfología.
M. Salvadó Artells, J. Geleijns, M. López
Tortosa, A. Calzado Cantera ..............................
200
2027 Estudio comparativo de las técnicas
clásica y segmentada en RT3D para la planificación en tumores de mama.
M. P. Dorado Rodríguez, F. J. Casado Villalón,
C. Bodineau Gil, J. Macías Jaén, J. A. Terrón
León, C. Moreno Sáiz.........................................
201
2028 Nueva técnica de irradiación para
cáncer de cabeza y cuello para pacientes con
traqueostoma.
A. Ureña Llinares, A. J. Santos Rubio, M. Baeza
Trujillo, G. Sánchez Carmona, M. Herrador
Córdoba..............................................................
202
2029
Estimación del movimiento Interfracción de la próstata en tratamientos de
Radioterapia externa.
M. Llorente Manso, N. Carballo González, J. C.
Viera Joge, T. Vicente Toribio .............................
203
2030 Efecto del movimiento respiratorio
en la dosis en tumores pulmonares tratados con
Radioterapia Esterotáxica.
M. Llorente Manso, N. Carballo González, J. C.
Viera Joge, T. Vicente Toribio .............................
204
Pág.
2031 Exactitud del sistema de planificación y cálculo Eclipse en el cálculo de las unidades de monitor para haces conformados de
electrones.
M. Beltrán, C. Sáez, A. Seoane, M. Hermida, N.
Ferreiros, X. Fa, J. Sáez .....................................
2032 Desarrollo de un protocolo de verificación de los informes dosimétricos.
P. Sánchez Galiano, J. M. González Sancho, D.
Crelgo Alonso, J. Vivanco Parellada, E. Pardo
Pérez, M. Pérez Fernández, A. Villacé Gallego,
J. Fernández García ...........................................
2033 Automatización de las hojas de tratamiento y verificación independiente de UM.
J. Almansa, E. Angulo, I. Castro, L. Quiñones,
M. Iborra ............................................................
2034 Caracterización dosimétrica de un
mamógrafo digital.
S. Moral Sánchez, O. Hernández Armas, A.
Catalán Acosta, J. Hernández Armas.................
2035 Medios de imagen en la dosimetría
de la braquiterapia epiescleral.
J. M. De Frutos Baraja, M. M. Agulla Otero, A.
Ruiz Bueno, R. De Blas Simón, D. Mateo Laguna,
F. López Lara Martín, A. Saornil Álvarez ..........
2036 Solución de clase para el tratamiento de tumores de cabeza y cuello mediante
IMRT con el procedimiento MPH (Modulación
por Perspectiva del Haz).
J. Roselló, L. Brualla, D. Planes, S. Alonso, F.
Sánchez-Doblado, M. T. García .........................
2037 Evaluación de un sistema de dosimetría “in vivo” postal para irradiación corporal
total: revisión de datos en el periodo 2002 2006.
A. Seoane, J. Muñoz, C. Sáez, J. Llansana, M.
Beltrán, M. Hermida, N. Ferreiros, J. Gultresa .
2038 Cálculo de distribución de dosis de
placas de RU-106 mediante métodos Monte
Carlo.
A. Vicedo, V. de la Vara, C. Huerga, M. Sáez, E.
Corredoira, A. Serrada, M. Téllez de Cepeda....
204
205
206
207
208
209
Pág.
2039 Análisis de las tolerancias en las
variaciones del número CT en el cálculo de los
tratamientos en radioterapia.
J. M. González Sancho, D. Crelgo Alonso, P.
Sánchez Galiano, J. Vivanco Parellada, E.
Pardo Pérez, M. Pérez Fernández, A. Villacé
Gallego, J. Fernández García ............................
212
2040
Actualización, sistematización y
codificación de la inmovilización de extremidades para radioterapia 3D.
S. Velázquez Miranda, M. Delgado Gil, M. Ortiz
Seidel ..................................................................
213
2041 Estimación del diferencial en el
BED entre el pliegue submamario y el resto
de la mama para dermatitis en mamas tratadas con sobreimpresión simultánea integrada.
S. Velázquez Miranda, E. Bayo Lozano, M. Ortiz
Seidel, A. B. Quintana ........................................
214
2042 Irradiación coronoangular de tumores cerebrales de localización frontal.
S. Velázquez Miranda, D. Muñoz Carmona, M.
Ortiz Seidel.........................................................
214
2043 Irradiación parasagital para profilaxis mediastínica en cáncer de pulmón.
S. Velázquez Miranda, D. Muñoz, M. Ortiz
Seidel ..................................................................
215
2044 Procedimiento de medida del ITV
en cáncer de pulmón con el uso de la fusión
CT-CT.
S. Velázquez Miranda, D. Muñoz Carmona, M.
Ortiz Seidel.........................................................
215
2045 Protocolo de simulación de meduloblastoma en supino con fusión CT-CT.
S. Velázquez Miranda, M. Ortiz Seidel, M.
Delgado Gil........................................................
216
2046
Control de dosis en tiroides en
pacientes con enfermedad de Graves-Basedow
tratados con 131I.
L. C. Martínez Gómez, E. Llorente Herrero, C.
Rodríguez Rodríguez, R. Gilarranz Moreno, M.
J. Manzanas Artigas ...........................................
217
210
211
71
Pág.
2047
Verificación independiente de los
cálculos del Sistema de Planificación en Radioterapia Externa basados en el protocolo ESTRO
ampliado con correcciones por heterogenidad y
normalización fuera de eje para haces de fotones de alta energía.
S. Lozares, P. Soto, M. L. Martín, F. Mañeru, A.
Rubio ..................................................................
2048 Dosis glandular media impartida en
el programa de detección precoz del cáncer de
mama durante el periodo 2000-2007.
F. Mañeru, S. Lozares, M. L. Martín, P. Soto, A.
Rubio ..................................................................
2049 Indicadores de dosis en radiología
pediátrica. Estimación de la dosis efectiva.
Análisis comparativo entre diferentes equipos e
instituciones.
S. Lozares, S. Miquelez, F. Mañeru, M. L.
Martín, P. M. Soto ..............................................
2050 Repercusión dosimétrica del modelado de las fuentes en Braquiterapia prostática.
J. Gimeno, J. Pérez-Calatayud, V. Carmona, F.
Lliso, F. Ballester, V. González, D. Granero .......
2051 Sistema de reconstrucción basado en
los escanogramas del TAC para el Sistema de
Planificación PLATO-OMP.
V. Carmona, J. Pérez-Calatayud, F. Lliso, J.
Gimeno, F. Ballester, D. Granero, V. González...
2052 Análisis del control de calidad asociado a cada plan en IMRT.
F. Lliso, J. Pérez-Calatayud, V. Carmona, J.
Gimeno, F. Ballester, V. González, D. Granero...
2053 Sistema automatizado para la verificación dosimétrica de los sistemas de planificación computarizada en braquiterapia HDR.
C. A. Jódar López, A. J. Orellana Salas, J. C.
Ramírez Ros, J. L. Osorio Ceballos, G. Arregui
Castillo ...............................................................
2054 Braquiterapia prostática dinámica en
tiempo real: análisis dosimétrico mediante
fusión CT-MR en los días 1 y 30.
J. Richart, J. Pérez-Calatayud, S. Rodríguez, M.
Santos, F. Ballester.............................................
72
218
219
219
Pág.
2055
Dosimetría clínica en implantes
HDR ginecológicos. Uso de CT y MR.
J. Richart, J. Pérez-Calatayud, S. Rodríguez, M.
Santos, G. Montoliu, F. Ballester .......................
224
2056 Variación del volumen prostático durante Braquiterapia dinámica permanente en tiempo real.
J. Richart, J. Pérez-Calatayud, S. Rodríguez, M.
Santos, F. Ballester.............................................
225
2057 Protocolo de controles asociado a
cada tratamiento en IMRT dinámica.
J. Richart, J. Pérez-Calatayud, S. Rodríguez, M.
Santos, F. Ballester.............................................
226
2058 Evolución temporal de la actividad
en cuerpo, tiroides y orina de pacientes sometidos a CDT con I-131.
R. Barquero, N. Ferrer, J. M. Sastre, H. R. VegaCarrillo, L. Torres, M. A. Coca, F. Basurto........
226
EFECTOS BIOLÓGICOS DE LA
RADIACIÓN Y PROTECCIÓN
RADIOLÓGICA
220
221
222
222
223
3001 Estudio estadístico de la efectividad
de los tratamientos oncológicos radioterápicos
sobre un amplio espectro de pacientes virtuales.
O. Sotolongo Grau, D. Rodríguez Pérez, J. A.
Santos Miranda, J. C Antoranz...........................
228
3002 Efecto en la interrupción del tratamiento de radioterapia fraccionada, simulada
por métodos de Monte Carlo.
J. F. Poveda, M. C. Plazas, H. Machado............
228
3003
Carga de trabajo y factor de uso
bidimensional para barreras primarias en una
sala dedicada a radioterapia externa.
D. Jurado, C. Muñoz ..........................................
229
3004 Estudio in vitro del efecto radioprotector del propolis mediante técnicas citogenéticas.
A. Montoro, J. F. Barquinero, M. Almonacid, G.
Verdú, J. Serrano, M. Saiz, J. I. Villaescusa .......
230
3005 Evaluación de las dosis y estimación
del riesgo de cáncer de mama radioinducido en
intervenciones de hemodinámica pediátrica.
Pág.
J. A. Calama Santiago, M. Y. Molina López, J.
M. Penedo Cobos, C. González Ruiz, F. Sierra
Díaz. ...................................................................
3006 Análisis de la implantación de un
procedimiento específico en exploraciones craneales pediátricas de tomografía computerizada.
M. Y. Molina López, J. M. Penedo Cobos, J. A.
Calama Santiago, C. González Ruiz, F. Sierra
Díaz, R. Zanfaño Hidalgo ..................................
3007 Cálculo de superficies de isodosis en
búnkeres de radioterapia.
L. I. Zamora Ardoy, C. Forastero Rodríguez, D.
Burgos Trujillo, J. M. Reinoso Cobo ..................
3008 Particularidades del diseño de blindajes estructurales para PET/TC.
G. Sánchez Carmona, F. J. Luis Simón, M.
Baeza Trujillo, M. Herrador Córdoba, A. Ureña
Llinares, A. Santos Rubio...................................
3009
Caracterización de factores que
influyen en la tasa de dosis recibida en cristalino y muñeca por el médico en cardiología intervencionista.
P. J. Mancha Mateos, X. Pifarré Martínez, M. C.
Paredes García...................................................
3011 Estimación de dosis a trabajadores
categoría B mediante dosimetría de área.
J. L. Carrasco, I. J. Sainz, A. Pérez, A. Díez de
los Ríos ...............................................................
3012 Dosimetría externa en la manipulación de radiofármacos basados en Ra223.
V. De la Vara, A. Vicedo, R. Plaza, C. Huerga, M.
Sáez, E. Corredoira, M. Téllez de Cepeda, L. M.
Martín Curto ......................................................
3013
Características y distribución de
dosis equivalente en una sala de tomorradioterapia.
M. J. Rot, M. J. García, C. Mínguez, M. Brosed,
J. M. Delgado .....................................................
3014 Modelo radiobiológico para la estimación de la dosis biológica limitante de la
mucositis en cáncer de cabeza y cuello localmente avanzado tratado con radioquimioterapia.
Pág.
S. Velázquez Miranda, J Gómez-Millán, M.
Ortiz Seidel, E. Montero ....................................
237
3015 Revisión de las condiciones de protección radiológica en pacientes con carcinoma
de próstata tratados mediante implantes permanentes de semillas de 125I.
L. C. Martínez Gómez, C. Rodríguez Rodríguez,
R. Gilarranz Moreno, M. J. Manzanas Artigas,
P. Fernández Letón .............................................
238
3016 Incidentes en aceleradores lineales
de uso médico.
P. Muñoz, P. Lorenz, M. L. Ramírez ...................
239
3017 Actividades BRAPHYQS: Datos de
radioprotección para nuevas fuentes en braquiterapia.
J. Gimeno, D. Granero, J. Pérez-Calatayud, V.
González, F. Ballester, E. Casal, R. Cases, J.
Venselaar ............................................................
240
3018
Influencia de las condiciones de
irradiación de cultivos celulares en la distribución dosimétrica de las muestras.
R. Rodríguez Romero, L. Núñez Martín, P. J.
Mancha Mateos, J. C. Medrano González de
Prado, P. Sánchez Rubio, A. Quintana Paz ........
241
231
232
233
234
234
235
236
237
FORMACIÓN Y DOCENCIA,
RADIACIONES NO IONIZANTES
Y OTRAS
4001
Propuesta de postgrado en Física
Médica en la Universidad Nacional de
Educación a Distancia.
J. C. Antoranz, M. Mar Desco, C. Santa Marta,
D. Rodríguez Pérez, M. Desco ...........................
243
4002 Adaptación de PENELOPE para el
uso de una nueva base de datos del OIEA sobre
espacios de fase de aceleradores lineales y unidades de cobaltoterapia.
M. A. Duch, J. Sempau, J. M. FernándezVarea...................................................................
244
4003 Elección de protocolos para la gestión de los errores geométricos en radioterapia
mediante simulación Monte Carlo.
C. Muñoz, D. Jurado ..........................................
245
73
Pág.
4004 Sobre las tolerancias en el ajuste del
CAE en Radiología Computerizada.
I. Modolell, I. J. Sainz ........................................
245
4005
Nuevas herramientas para la descripción de geometrías complejas con PENELOPE: aplicación a la modelización de maniquís antropomórficos.
A. Badal, J. Sempau, L. Kyprianou, A. Badano .
247
4006
Evaluación de la utilidad de dos
algoritmos de registro deformable monitorización de tratamientos en radioterapia en cáncer
de próstata.
B. Rodríguez Vila, E. J. Gómez Aguilera, F.
García Vicente ....................................................
4007
Utilización de radiación ionizante
para reducir la contaminación biológica en
membranas poliméricas para procesos de filtración.
R. De Lara, P. Galán Montenegro, J. Benavente,
M. I. Vázquez, S. Escalera, A. Muñoz ................
4008
Física Médica en los estudios de
Ciencias Físicas.
J. M. De Frutos-Baraja, A. Ruiz-Bueno, R. De
Blas-Simón, M. M. Agulla-Otero, D. Mateo-
74
247
Pág.
Laguna, I. Hernando-González, J. C. CobosHernández ..........................................................
249
4009
Proyecto "Optimage": programa
automatizado de calidad de imagen en diagnóstico médico, y Grupo de Trabajo de Garantía de
Calidad en Resonancia Magnética del Gran
Ducado de Luxemburgo.
O. Kaphammel, A. Jahnen, F. Shannoun,
Representantes del Grupo de Trabajo de
Garantía de Calidad en Resonancia Magnética
del Gran Ducado de Luxemburgo. .....................
250
4010
Diseño de un Departamento de
Radioterapia Teleterápica.
L. Núñez, J. C. Medrano, M. C. Ispizua, R.
Rodríguez ...........................................................
251
4011
Actividades BRAPHYQS: Confección de una página web con datos dosimétricos
consensuados para las fuentes de braquiterapia.
F. Ballester, J. Pérez Calatayud, D. Granero, M.
Carles, E. Casal, R. Cases, J. Venselaar ............
252
4012 Caracterización del sistema de control postural humano usando la técnica "detrended fluctuation analysis".
M.T. Blázquez, M. Anguiano, F. Arias de
Saavedra, A. M. Lallena, P. Carpena .................
253
248
DOSIMETRÍA FÍSICA E INSTRUMENTACIÓN
1001
USO DE CURVAS CONTRASTE-DETALLE
PARA LA EVALUACIÓN DE LA CALIDAD
DE IMAGEN EN FUNCIÓN DE LA DOSIS
EN SISTEMAS DE MAMOGRAFÍA
DIGITAL Y CONVENCIONAL
V. GONZÁLEZ PÉREZ1, J. GIMENO OLMOS1, D. GRANERO
CABAÑERO2, P. GRAS MIRALLES2, J.I. VILLAESCUSA
BLANCA2
de Radioteràpia. 2Servei de Protecció Radiològica. Hospital
Universitari La Fe. Valencia.
1Servei
Introducción: En este trabajo realizamos una comparación de la dosis impartida y de la calidad de imagen
en términos de las curvas contraste-detalle para diferentes sistemas de mamografía: un sistema convencional de película-pantalla (SF), dos sistemas de radiografía computerizada (CR) y dos sistemas de
radiografía digital directa (DR).
Material y métodos: Para la comparación de las dosis impartidas, se tomó el sistema SF con sus parámetros de rutina clínica como referencia (combinación
ánodo-filtro de Mo/Mo, 28 kV, control automático de
exposición en posición central). Esta técnica imparte
una dosis glandular media de 1,2 mSv para una mama
de 45 mm de espesor en dicho sistema de referencia.
En lo que respecta a los sistemas digitales, se tomaron
dos series de medidas. En la primera se usaron los parámetros de rutina clínica de cada servicio. La segunda serie de medidas se realizó con técnica manual, seleccionando los parámetros para lograr dosis similares
a las obtenidas en la serie de rutina clínica del equipo
SF, a efectos de comparación, estableciendo la carga
del disparo para compensar por el diferente rendimiento del tubo y distancia foco-receptor. No se consiguió una igualdad de dosis estricta, debido a los saltos entre posiciones del selector de carga.
Las curvas contraste-detalle fueron obtenidas mediante el maniquí CDMAM (versión 3.4). En cada equipo
se tomaron seis imágenes para cada serie, que fueron
evaluadas en película sobre un negatoscopio por tres
físicos médicos experimentados en el uso de este maniquí. Cada observador evaluó dos películas en condiciones de visualización estándar, que incluían igual
luz de fondo ambiental, misma configuración del negatoscopio y el uso de lupa. Se tomó la media de los
seis espesores umbrales para cada diámetro y se tradujo a nivel de contraste.
Resultados y discusión: En la Fig. 1a presentamos
las curvas contraste-detalle para las condiciones de
rutina clínica. Para facilitar la evaluación de la calidad
de imagen, se ha ensombrecido la zona entre las curvas consideradas como "aceptable" y "alcanzable" en
el Addendum on Digital Mammography. Aquí se observa que el sistema SF cumple los criterios de calidad para su uso en cribado mamográfico (como se espera del 90% de los sitemas SF). La calidad de
imagen de los CR, con unas dosis mucho más bajas
(49% y 55%) que la del sistema SF, está en el límite
de la aceptabilidad; mientras que los sistemas DR
(con una dosis del 75% y del 88%) presentan una calidad de imagen excelente.
En la Fig. 1b se observa que, para la misma dosis impartida, los DR tienen una calidad de imagen mucho mejor
que los CR, que a su vez mejoran la del sistema SF.
Fig. 1. Curvas contraste-detalle para la serie de rutina (izquierda) y a igual dosis (derecha). Los porcentajes de la leyenda se refieren
a la dosis impartida respecto a la del sistema SF.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
75
Conclusiones: La calidad de imagen de los DR es
mejor de lo que en el Addendum se denomina alcanzable, lo que nos permite afirmar que a estos niveles
de dosis los mamógrafos convencionales no pueden
alcanzar la calidad de los mamógrafos digitales. Por
lo tanto, permiten una considerable reducción de la
dosis impartida respecto a los SF.
También podemos concluir que la técnica de rutina
clínica y, por tanto, la relación calidad de imagen-dosis no está optimizada para los sistemas CR1 y CR2.
Es posible mejorar esta calidad de imagen incrementando ligeramente la dosis pero manteniéndose aún
por debajo de la del sistema SF.
Finalmente, se observa que los sistemas digitales
(CRs y DRs) cumplen los criterios del Addendum, así
que su uso es válido para los programas de cribado
mamográfico según el Protocolo Europeo.
Palabras clave: Mamografía, curvas contraste detalle, CR,
DR, calidad de imagen.
1002
MÉTODO PARA CORREGIR LOS
PERFILES OBTENIDOS POR UNA
MATRIZ LINEAL DE
SEMICONDUCTORES ENTRE
CALIBRACIONES
E. FERNÁNDEZ-VELILLA1, M. LACRUZ,1,2, M. ALGARA1,2,
P. FORO1, A. REIG1, J. FLORES1, N. RODRÍGUEZ1, X. SANZ1,
J. LOZANO1, I. MEMBRIBE, P. VIÑALS1, J. QUERA1,2
1Institut
d'Oncologia Radioteràpica. Hospital de l'Esperança.
Barcelona. 2Universitat Pompeu Fabra. Barcelona.
Introducción: Las matrices lineales de detectores son
utilizadas para las verificaciones periódicas de las cuñas virtuales. Existen diversos modelos en el mercado, basados en semiconductores o en cámaras de ionización, cada uno con sus ventajas e inconvenientes.
tenidos en agua por medio de una matriz Scanditronix
LDA-25. El software de control del maniquí 3-D fue
Omnipro Accept v.6.4, y la corrección de las curvas se
realizó con el programa Microsoft Excel.
Después de realizar la calibración de la LDA se midieron dos perfiles sin cuña para un campo de 20 x 20
cm2, el mismo que utilizamos para la verificación de
las cuñas virtuales. Uno de ellos fue obtenido utilizando la matriz completa, y con una resolución de 2,5
cm, para lo cual se necesitan cuatro disparos por perfil. El segundo fue obtenido con el detector central de
la matriz desplazándolo de un extremo al otro del
campo como si de un detector simple se tratara.
El control de las cuñas virtuales fue realizado semanalmente. Para verificar la estabilidad de la calibración en cada medida se realizaba dos perfiles sin cuña
como los obtenidos el día de la calibración. Así, de las
diferencias observadas se obtenía un factor de corrección para cada detector.
Las cuatro lecturas relativas de cada detector en el
perfil abierto fueron comparadas con las obtenidas
por el detector central en las mismas posiciones, obteniendo así un valor único por detector para el factor
de corrección. Este mismo valor fue utilizado para corregir los perfiles de las cuñas analizadas.
Puesto que las cuñas virtuales de 18 MV utilizan el
control de alta y baja tasa en el acelerador Primus, los
factores de corrección fueron calculados a 300
UM/min y 50 UM/min para dicha energía. En el caso
de 6 MV sólo fue necesario medirlos en la tasa de 200
UM/min.
Resultados y discusión: Para cada detector, las diferencias observadas en los factores de corrección fueron inferiores al 0,3% entre las cuatro posiciones. En
la región de penumbra se alcanzaron valores mayores,
pero no se observó influencia en los perfiles corregidos. Aunque los factores variaban entre días diferentes, en un mismo día las diferencias mayores observadas fueron del 0,3%.
En nuestro hospital, la matriz utilizada es una
Scanditronix LDA-25, que consta de 25 detectores de
semiconductor separados 1 cm entre ellos. Esta matriz
presenta el problema de que debe ser calibrada con
frecuencia, proceso que consume bastante tiempo en
el acelerador lineal. Para incrementar el tiempo entre
calibraciones, desarrollamos un procedimiento que
permite corregir los perfiles medidos de una manera
simple y reduciendo el tiempo consumido en la unidad de tratamiento.
Respecto a las diferencias entre alta y baja tasa, los
factores diferían en menos de un 1%, por lo que no se
utilizaron valores diferentes al chequear cuñas que
utilizasen tasas distintas.
Material y métodos: Analizamos los perfiles de las
cuñas virtuales de un acelerador Siemens Primus, ob-
Conclusiones: El método presentado permite obtener
perfiles de las cuñas virtuales y corregirlos de una
76
Para completar el estudio, los perfiles de cuñas corregidos punto a punto fueron comparados con los obtenidos el día de la calibración y los de referencia. Las
menores diferencias fueron observadas para la cuña
de 60º (<0,2% en todos los detectores). Para la cuña
de 15º la diferencia máxima fue del 0,5%.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
manera rápida y fiable para evitar la calibración frecuente de la matriz de detectores. De esta manera el
tiempo entre calibraciones puede incrementarse sin
consecuencias sobre la precisión de las medidas semanales de las cuñas.
Palabras clave: Matriz detectores, cuñas virtuales.
1003
ESTUDIO DE PERFILES DE CAMPOS
PEQUEÑOS DE RADIOCIRUGÍA
ESTEREOTÁXICA MEDIANTE
SIMULACIÓN MONTE CARLO CON
PENELOPE
A. ORELLANA-SALAS1, C. JÓDAR-LÓPEZ1, J.C. RAMÍREZ-ROS1,
M. VILCHES1, A.M. LALLENA2
1Hospital.Univ. Virgen de las Nieves. Granada. 2Dpto. Física Atómica,
Molecular y Nuclear. Universidad de Granada.
Introducción: Independientemente del dispositivo o de
la técnica empleada, la dosimetría de la radiación en radiocirugía estereotáxica (RE) presenta ciertas dificultades debido al empleo de campos pequeños (Ø < 4 cm).
La simulación Monte Carlo es una importante fuente
de información para la caracterización de estos haces.
En este trabajo se propone un modelo de fuente simplificado para la simulación Monte Carlo de los haces
de RE. Los resultados de las simulaciones para los
perfiles de dosis, se comparan con medidas realizadas
empleando una microcámara y película radiocrómica
en haces de RE de 6 MV colimados mediante colimadores circulares fijos (conos).
Material y métodos: Las simulaciones Monte Carlo se
han realizado con el código PENELOPE (v.2005)1 .La
fuente es considerada puntual. El espectro de emisión es
el empleado por el planificador Phillips Pinnacle®
(v.6.2) para el haz de 6 MV de la unidad Varian Clinac®
2100C. No se han considerado los detalles del cabezal y,
en su lugar, se emplea una colimación matemática del
haz con un ángulo de abertura igual al que determina el
tamaño del haz en el plano del isocentro [2]. Se ha cuantificado la energía depositada en celdas de acumulación
de simetría cilíndrica, de 2 mm según la dirección del
eje Z y entre 0,3 y 0,6 mm en la dirección radial.
Las medidas se han realizado empleando una cámara cilíndrica PTW, modelo PinPoint®, tipo 31006, especialmente diseñada para medir campos pequeños, y película
radiocrómica Gafchromic® MD-55, diseñada para medir
distribuciones de dosis absorbidas de fotones de alta
energía. La linealidad de la película radiocrómica ha si-
do confirmada experimentalmente para todo el rango de
dosis absorbida del experimento. Las medidas con la cámara se han realizado en un maniquí de agua, con DFS
= 95 cm y el isocentro a una profundidad z = 7,5 cm.
Las medidas con película se han realizado en idéntica
geometría empleando un maniquí de láminas de agua
sólida (RW3®). A diferencia de las medidas realizadas
con película radiocrómica, las medidas realizadas con la
cámara de ionización están afectadas por la respuesta
geométrica de la cámara, que tiene en cuenta el tamaño
finito del volumen sensible. El factor de forma de la cámara ha sido calculado por métodos analíticos. Tanto los
perfiles medidos con película radiocrómica como los resultados de las simulaciones se han modificado para tener en cuenta esta perturbación y así poder compararlos
con las medidas que proporciona la cámara.
Resultados y discusión: Después de la corrección por
factor de forma, las diferencias máximas que se han
encontrado entre los perfiles obtenidos con ambos dispositivos de medida son inferiores al 3% para el cono
de 5 mm, al 2% para el de 10 mm, al 1,5% para el de
15 mm, al 4% para el de 20 mm y al 1% para el de 30
mm, en todo el perfil. El acuerdo entre medidas y simulaciones es muy bueno en la zona de campo útil (es
decir, para dosis mayores o iguales que el 80% de la
dosis en el eje). Pero existen discrepancias importantes en las regiones de sombra y de penumbra. Estas
discrepancias se solventan parcialmente en la región
de penumbra, pero no en la de sombra, considerando
una fuente extensa de 2 mm de diámetro. Las diferencias en la región de sombra deben atribuirse a la transmisión del cono y a la existencia de fuentes de radiación dispersa en el cabezal de la unidad.
Conclusiones: A diferencia de lo que ocurre para
otros sistemas de RE2, el modelo de fuente simplificada propuesto no puede dar cuenta de la penumbra de
transmisión del colimador y la penumbra geométrica
asociada al tamaño finito de la fuente real, ni tampoco
de la posible contribución de la radiación dispersada
en el colimador, para los haces de RE estudiados. La
sustitución del haz real por un haz colimado matemáticamente generado por una fuente puntual uniforme,
no permite el cálculo adecuado de las isodosis para
tratamientos de RE. No obstante, marca el camino a
seguir para llegar a un modelo de fuente simplificado.
Referencias
1. Salvat F, Fernández-Varea JM, Sempau J. PENELOPE A code system for Monte Carlo simulation of electron
and photon transport, NEA-OECD, Paris, 2003.
2. Al-Dweri FMO, Lallena AM, Vilches M. A simplified
model of the source channel of the Leksell
GammaKnife tested with PENELOPE. Phys Med Biol
2004; 49: 1-17.
Palabras clave: Monte Carlo, radiocirugía, dosimetría.
Dosimetría física e instrumentación
77
midad al cambiar el modo de captación, con el objetivo
de establecer la idoneidad del modo de adquisición generalmente recomendado.
1004
CONSIDERACIONES ESTADÍSTICAS EN
EL ESTABLECIMIENTO DE CRITERIOS
DE ACEPTACIÓN EN LA UNIFORMIDAD
INTEGRAL PLANAR EN
GAMMACÁMARAS
J.C. RAMÍREZ-ROS1, A. ORELLANA-SALAS1, C. JÓDAR-LÓPEZ1,
M. VILCHES1, A.M. LALLENA2
1Hospital.Univ. Virgen de las Nieves. Granada. 2Dpto. Física Atómica,
Molecular y Nuclear. Universidad de Granada.
Introducción: Es habitual en el control de calidad instrumental encontrar tolerancias establecidas sobre
magnitudes definidas como rangos obtenidos sobre
muestras de una magnitud. Una de estas situaciones es
la uniformidad planar integral en gammacámaras, la
cual se define como UI(%) = 100·(CM - Cm) / (CM +
Cm), donde CM y Cm son, respectivamente, los valores
máximo y mínimo del conjunto {Ci} de número de
cuentas en la matriz de adquisición. Suponiendo que el
conjunto de valores sigue una distribución estadística
única, y que todos los valores {Ci} son muestras de
una misma población caracterizada por un valor medio
Cmed y una variabilidad SC, la magnitud UI se distribuirá según una distribución cuya posición y varianza
estarán determinadas por el número de elementos maestrales y el valor SC. Si {Ci} tiene una distribución
normal, la distribución de UI puede ser muy bien aproximada por una distribución de Gumbell, la cual viene
caracterizada por dos parámetros: moda y escala. La
presencia de un defecto en la uniformidad, caracterizado por una extensión (medida en número de píxeles) y
una diferencia porcentual de captación (su contraste)
dará lugar a una nueva distribución que puede ser de
nuevo aproximada por una distribución de Gumbell
con nuevos parámetros de moda y escala.
Independientemente de la distribución concreta de
{Ci}, es razonable asumir, tratándose de un proceso de
contaje, que su desviación típica relativa será proporcionalmente inversa al valor (Cmed)1/2. De esta forma,
fijado el tiempo de adquisición, la elección de una matriz de adquisición mayor supondrá un cambio en la
distribución de UI, con un aumento de la moda, al aumentar el número de muestras extraídas de la población {Ci}, y un aumento de dispersión, por el aumento
de la varianza asociado a la reducción del valor Cmed.
Pero la cuestión esencial es cómo afecta este cambio
en el modo de adquisición a la separación relativa, y
por tanto a la detectabilidad, de las distribuciones de
UI correspondientes a los casos con y sin defecto. Nos
proponemos estudiar, mediante simulación numérica,
cómo varía la detectabilidad de un defecto de unifor78
Material y métodos: En el proceso de simulación numérica se realiza un muestreo aleatorio sobre una distribución de Poisson con valor medio Cmed y desviación estándar (Cmed)1/2 para dar valores a los elementos de una
matriz de tamaño N x N. Los valores son suavizados con
un filtro convencional de 9 puntos. Sobre la matriz procesada se calcula el valor de UI. Repitiendo el proceso
100.000 veces es posible obtener la distribución de UI.
El proceso se repite incluyendo un defecto de captación
de k x k píxeles (k=txN764), con una diferencia de contaje DC (expresada de forma porcentual respecto al valor
de fondo Cmed). Se han simulado matrices de tamaño N =
64/128/256, valor medio del número de cuentas por píxel
Cmed = 2232/4464/8929/17857/35714, tamaños de defecto k = 1/2/3/4/5 y 12 valores de contraste entre 0,25 y
10%. Tomando las distribuciones de UI con y sin defecto
es posible calcular, para cada umbral de decisión, la probabilidad de asignar defecto cuando no lo hay (FVN) y la
de no asignar defecto cuando realmente lo hay (FFP) y
variando ese umbral de decisión obtenemos la curva
ROC para el modo de adquisición y el defecto simulado.
Estableciendo como índice de detectabilidad el área de la
curva ROC obtenida (AR) podemos representar, para cada modo de adquisición y tamaño de defecto, la variación de este índice con el contraste del defecto, obteniendo curvas sigmoideas crecientes. Tomando como índice
de detección el valor de contraste D50 para el cual el área
de la curva toma valor 0,75, podemos representar para
cada modo de adquisición la curva contraste-detalle formada por los pares {k,D50}. La comparación de estas
curvas nos permite dividir el dominio contraste-tamaño
según modos de adquisición óptimos.
Resultados y discusión: Como era de esperar, el tipo
de defecto que pretendemos detectar condiciona el modo de adquisición que debemos utilizar. Por ejemplo,
para que se extienden a más de 2 píxeles en matriz de
64 x 64 (4 píxeles en 128 y 8 en 256), con igual tiempo
de adquisición (35714 cpp en 64, 8929 en 128 y 2232
en 256) la detectabilidad se reduce mucho para la matriz con mayor número de píxeles. También el valor de
tolerancia establecido en las recomendaciones puede
discutirse en el análisis de nuestros resultados.
Conclusiones: El modo de adquisición tiene una influencia en la probabilidad de detectar un defecto de tamaño y contraste dado cuando se emplean observadores
matemáticos. Si bien esta influencia puede no ser significativa dada la tolerancia tan alta que se establece para
la prueba de uniformidad integral, sí puede tener implicaciones clínicas que deben estudiarse experimentalmente incorporando observadores humanos que diag-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
nostiquen la presencia o ausencia de defecto en imágenes reales o modificadas por medios computacionales.
DE ENERGÍA MEDIA DE USO EN
TELETERAPIA
Palabras clave: Monte Carlo, control de calidad, uniformidad, gammacámara.
U. CHICA, M. ANGUIANO, A.M. LALLENA
1005
MEJORA EN LA CUANTIFICACIÓN DE
IMAGEN 3D DE UN ESCÁNER DE
EMISIÓN DE POSITRONES PARA
ANIMALES PEQUEÑOS, CLEARPET, EN
BASE A OPTIMIZAR DISTINTOS
PARÁMETROS ALGORÍTMICOS
M. CAÑADAS, M. EMBID, J. MENDOZA
Centro de Investigaciones Energéticas, Medioambientales y
Tecnológicas (CIEMAT). Madrid.
Recientemente en el CIEMAT, el grupo de Física Médica
ha adquirido un escáner tomográfico por emisión de positrones para animales pequeños, ClearPET, con fines de
investigación en reconstrucción de imágenes.
En el presente estudio se evaluarán los métodos algorítmicos de reconstrucción 3D de imagen PET: OSMAPOSL (OSEM-One Step Late) y SSRB-FBP. Para
ello se emplearán distintas figuras de mérito (FOM)
orientadas a medir la calidad de la imagen para resolver una tarea médica concreta, como es la capacidad
de discernir detalles (resolución espacial) o la detectabilidad de puntos calientes. La adquisición de datos se
obtiene simulando el escáner ClearPET mediante el
software GAMOS desarrollado en el CIEMAT (basado en el código Monte Carlo: Geant4).
La comparativa incluirá los valores de las FOM obtenidos al reconstruir una misma imagen con diferentes
algoritmos y variando los parámetros propios de cada
método. Se simularán fuentes puntuales de F-18 dentro de una esfera de agua y a diferentes distancias; así
como un modelo del maniquí de Jaszczak.
Palabras clave: Imagen médica, reconstrucción de imagen,
PET, simulación Monte Carlo, cuantificación de imagen,
algoritmos de reconstrucción.
1006
DEPENDENCIA DE LOS ÍNDICES DE
CALIDAD CON LAS CARACTERÍSTICAS
ESPECTRALES DE HACES DE RAYOS X
Departamento de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad de
Granada.
Introducción: Las magnitudes comúnmente utilizadas para caracterizar los haces de rayos X de energía
media de uso en teleterapia son la primera capa hemirreductora (CHR) y el kilovoltaje pico (kVp)1. Como
quiera que no es fácil hacer corresponder los valores
de ambos índices para los haces clínicos con los de
los haces del laboratorio de calibración2, en protocolos como el TRS-398 se ha empleado sólo la CHR como índice de calidad1. El objetivo de este trabajo es
determinar la relación existente entre este índice de
calidad, y otros no utilizados para haces de rayos X de
uso en terapia, como la segunda CHR o el coeficiente
de homogeneidad, con algunas características espectrales de dichos haces, tales como la energía media, la
energía más probable, la energía máxima, la resolución espectral y la asimetría.
Material y métodos: Nuestro estudio se basa en el
procedimiento de caracterización de haces de rayos X
de energía media propuesto en el protocolo de calibración de haces de radiación en teleterapia TRS-3981. Se
determinaron la primera y segunda CHR, así como el
coeficiente de homogeneidad, para tres espectros de
rayos X generados con un equipo Philips MCN-321 en
el Laboratorio Secundario de Calibración Dosimétrica
de Colombia. La medición de los espectros se realizó
empleando un detector de centelleo plástico tipo
NE110 e interfase ICS-4000R y las fluctuaciones del
haz fueron medidas con una cámara de ionización
PTW NH30-360. Los tres espectros fueron caracterizados a partir de los índices de calidad obtenidos de
las correspondientes curvas de atenuación medidas en
condiciones de haz colimado (tamaño de campo de 5
cm en el plano del detector). Posteriormente los espectros de rayos X se emplearon para realizar una simulación Monte Carlo de todo el procedimiento de caracterización, empleando la misma geometría con la que se
obtuvieron los resultados experimentales. En particular se incluyó la geometría detallada del detector de
centelleo (material centelleador y carcasa). Para realizar las simulaciones se empleó el código Monte Carlo
PENELOPE (v.2005). Las curvas de atenuación experimentales y simuladas se compararon mediante un índice de tipo χ2 3. Una vez validada la herramienta de
simulación Monte Carlo para estas condiciones de medida y rango de energías, se emplearon espectros de
referencia medidos en laboratorios primarios4 y espectros analíticos con características espectrales bien definidas para hacer un estudio sistemático de la depen-
Dosimetría física e instrumentación
79
dencia entre los índices de calidad y dichas características espectrales.
Resultados: Se ha obtenido un muy buen acuerdo entre las curvas de atenuación medidas y simuladas.
Asimismo, los índices de calidad correspondientes no
mostraron diferencias estadísticamente significativas.
Se han estudiado los índices de calidad para espectros
de tipo gaussiano con desviación típica variable encontrándose que tanto la primera como la segunda CHR
crecen con la desviación típica, manteniéndose iguales
entre sí, de forma que el coeficiente de homogeneidad
es 1, como ocurre para haces monoenergéticos. Este
hecho se ha podido corroborar en espectros reales casi
simétricos respecto a la energía más probable.
Para los espectros reales y espectros analíticos asimétricos se ha estudiado la dependencia de los índices de
calidad con la asimetría (medida como el tercer momento de la distribución) y con la resolución espectral. Hemos encontrando que la primera CHR no sólo
está relacionada con la energía media sino que además
muestra una estrecha dependencia con la resolución
espectral. Por otra parte, la asimetría juega un papel
importante en relación a la segunda CHR y, por tanto,
al coeficiente de homogeneidad.
Referencias
1. International Atomic Energy Agency, TRS-398, IAEA,
Viena (2005).
2. Rosser KE. Phys Med Biol 1998; 43: 587-598.
3. Almansa J, et al. Radiation Physics and Chemistry
(2007 por aparecer).
4. Ankerhold U. PTB-Dos-34. ISBN 3-89701-513-7.
Palabras clave: Espectros de rayos X, dosimetría, simulación Monte Carlo, PENELOPE.
bargo, es bien sabido que la dosis asignada en la práctica con este tipo de planificadores puede resultar problemática, especialmente cuando se analiza un medio
heterogéneo, como es el caso del cuerpo humano.
Material y métodos: El presente trabajo se centra en
obtener la distribución de dosis en el interior de una
cuba heterogénea "RFA-300" a partir de la simulación
Monte Carlo, utilizando el código MCNP5, de la unidad de Cobaltoterapia Theratron 780® (MDS Nordion)
y comparar los resultados obtenidos con la dosis que
el sistema comercial de planificación PrecisePlan 2.03
establece en las mismas condiciones de irradiación.
La heterogeneidad de baja densidad colocada en el interior de la cuba consiste en una pieza de poliestireno extruído (97% aire y 3% poliestireno) con dimensiones 30
cm x 10 cm x 8 cm y con una densidad de 0,0311 g/cm3.
Resultados y discusión: Los resultados obtenidos en
la simulación se han comparado con las medidas experimentales tomadas en el Hospital Provincial de
Castelló, y con las curvas de dosis relativa en profundidad en el eje central de la cuba de agua proporcionadas por el software de planificación en radioterapia
utilizado en este hospital, el PrecisePlan 2.03, centrando la atención en la precisión que ambos sistemas
alcanzan en el cálculo de dosis en la zona de interfase
y heterogeneidad.
1007
COMPARACIÓN DE LA DISTRIBUCIÓN
DE DOSIS EN UN MEDIO HETEROGÉNEO
CALCULADA CON EL CÓDIGO DE
MONTE CARLO MCNP5 Y POR EL
SISTEMA DE PLANIFICACIÓN DE
RADIOTERAPIA PRECISEPLAN 2.03
B. JUSTE1, R. MIRÓ1, S. GALLARDO1, A. SANTOS2, G. VERDÚ1
1Departamento de Ingeniería Química y Nuclear. Universidad
Politécnica de Valencia. València. 2Servicio de Radiofísica. Hospital
Provincial de Castelló. Castelló.
Introducción: En la actualidad los sistemas de planificación en tratamientos de radioterapia utilizados en
el entorno clínico recurren a correlaciones deterministas para evaluar las dosis en la región a tratar. Sin em80
Conclusiones: Podemos concluir que los algoritmos
de computación del sistema de tratamiento de radioterapia comercial no son capaces de predecir la variación de dosis en las zonas heterogéneas con una precisión adecuada, mientras que, a pesar de tener un
tiempo computacional mayor, la simulación realizada
con el MCNP5 proporciona resultados más fiables y
ajustados a los valores experimentales.
Bibliografía
1. Miró R, Juste B, Gallardo S, Santos A, Verdú G. "Cobalt
Therapy Dosimetric Calculations Over a Voxelized
Heterogeneous Phantom: Validation of Different Monte
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Carlo Models and Methodologies Against Experimental
Data". IEEE Transactions on Nuclear Science 2006; 53:
3808-3817.
2. Mora GM, Maio A, Rogers DWO. "Monte Carlo simulation of a typical Co-60 therapy unit". Med Phys 1999;
26: 2494-2502.
3. Carrasco P, Jornet N, Duch MA, Weber L, Ginjaume et
al. "Comparison of dose calculation algorithms in phantoms with lung equivalent heterogeneities under conditions of lateral electronic disequilibrium" Med Phys
2004; 31: 2899-2911.
Palabras clave: Simulación, Dosimetría, Monte Carlo,
Sistema de Planificación en Radioterapia.
1008
INFLUENCIA DE LA APERTURA DEL
COLIMADOR MULTILÁMINAS (MLC)
SOBRE EL FACTOR DE DISPERSIÓN DEL
COLIMADOR SC
C. FERRER, F. GARCÍA-VICENTE, P. CASTRO, D. SEVILLANO,
L. PÉREZ, J.J. TORRES
Servicio de Oncología Radioterápica. Sección de Radiofísica. Hospital
Universitario La Princesa. Madrid.
Introducción: En general, los sistemas de planificación de tratamiento de radioterapia no consideran la variación del factor de dispersión debido a los colimadores Sc, cuando para una posición fija de las mandíbulas
se introduce una conformación. En este trabajo se estudia la variación del valor del factor de dispersión debido al colimador Sc en función de la apertura definida
por el colimador multiláminas (MLC), con el objetivo
de calibrar los posibles errores en el cálculo de unidades de monitor (UM) para este tipo de campos.
Material y métodos: Se han medido los Sc con una cámara de ionización PTW de 0,1 cm con caperuza para el
build-up, situada en el eje del haz, en aire. Las medidas se
han realizado en un acelerador Varian 2100C/D para energías de fotones de 6 y 15 MV. Inicialmente se han medido
los Sc para los tamaños de campo 10 x 10, 20 x 20 y 35 x
35 cm con el MLC abierto, a una DCF (Distancia
Colimador Fuente) de 150 cm. Posteriormente, se han
vuelto a medir los Sc para estos tamaños de campo variando esta vez la apertura con el MLC, desde 2 x 2 cm
hasta la máxima apertura de los colimadores secundarios.
Estos valores se han normalizado para cada tamaño de
campo al valor conseguido con el MLC abierto, de manera que obtenemos la variación del valor de Sc conforme
variamos la apertura del MLC.
Resultados y discusión: Se aprecia en los resultados
obtenidos que el valor de Sc llega a variar hasta un
8,6% para fotones de 6 MV y tamaño de campo 35 x 35
cm cuando se conforma con el MLC a una apertura de
2 x2 cm, y hasta un 5,4% para fotones de 15 MV para
el mismo tamaño de campo y apertura del MLC. En la
figura adjunta, correspondiente a fotones de 6MV, se
aprecia como para aperturas del MLC cercanas a las del
tamaño de campo dado por los colimadores secundarios
el valor de Sc apenas varía, sin embargo, cuando se conforma con el MLC aproximadamente por debajo de la
mitad del tamaño de campo la variación de Sc varía
desde el 1% hasta el 8% para conformaciones extremas. Con fotones de 15 MV se aprecia el mismo comportamiento en la variación de Sc, siendo la variación
máxima menor que en el caso de fotones de 6 MV.
Conclusiones: En los tratamientos en los que entra en
juego la conformación con el MLC, la colimación secundaria deberá ajustarse el máximo posible a la apertura dada por el MLC, ya que como se muestra en este
estudio, en caso contrario, se pueden llegar a tener
errores relevantes en el cálculo de UM por el sistema
de planificación.
Referencias
1. Higgins PD, Mihailidis DN, Kahn FM, Lee EJ, Ahuja A
S. Blocked field effects on collimator scatter factors.
Phys Med Biol 1997; 42: 2435-2447.
2. Gibbons JP. Monitor Unit Calculations for External
Photon and Electrón Beams. AAPM Annual Meeting
Refresher Course. Salt Lake City, Utah. (2001).
3. Ahnesjö A. Collimator scatter in photon therapy beams.
Med Phys 1995; 22: 267-278.
1009
COMPARACIÓN ENTRE PROTOCOLOS
PARA LA DOSIMETRÍA DE HACES
CLÍNICOS DE FOTONES DE ALTA
ENERGÍA: IAEA TRS-398 FRENTE A SEFM
84-1
Dosimetría física e instrumentación
81
P. CASTRO, D. SEVILLANO, F. GARCÍA-VICENTE, C. FERRER,
L. PÉREZ, J.J. TORRES
Servicio de Oncología Radioterápica. Sección de Radiofísica. Hospital
Universitario La Princesa. Madrid.
Introducción: El protocolo publicado por la IAEA en
2000, TRS-398, recomienda el uso de una cámara de
ionización calibrada en términos de dosis absorbida
en agua, para la realización de la dosimetría absoluta
de haces clínicos empleados en radioterapia externa.
Dentro del ámbito nacional el procedimiento general
empleado anteriormente para la determinación de la
dosis absorbida en agua, SEFM 84-1, estaba basado
en la utilización de un patrón de kerma en aire para la
calibración de las cámaras de ionización. En el presente estudio se pretende cuantificar el cambio en la
dosis impartida que puede esperarse en la práctica clínica, para haces de fotones de alta energía, con la implementación del TRS-398 en lugar del SEFM 84-1.
Material y métodos: Se han analizado las diferencias
presentadas por ambas metodologías de trabajo en lo
que respecta a condiciones de referencia, especificaciones de la calidad de haz y formulación. A continuación, se han llevado a cabo medidas en cuatro calidades de haz diferentes, entre 6 y 25 MV de energía
nominal, determinándose en cada una de ellas la dosis
absorbida en agua mediante uno y otro procedimiento,
con una incertidumbre muy similar en ambos casos,
en torno a 1,4%. A partir de los coeficientes de calibración de una cámara NE2571, basados en kerma en
aire, NK, y en dosis absorbida en agua, ND,w, proporcionados por el mismo laboratorio (Ciemat) junto con
los datos presentados por ambos protocolos, se ha
buscado determinar el origen de las discrepancias encontradas en los valores de dosis.
Resultados y discusión: El cambio de procedimiento
del TRS-398 al SEFM 84-1 implica un cambio en la
dosis impartida que varía, dependiendo de la calidad
de haz utilizada, entre 0,7% y 1,0%, valores que son
similares a los encontrados en la literatura cuando se
comparan protocolos de la IAEA. Estas diferencias se
deben en su mayor parte al nuevo patrón de calibración, cerca de 1%, siendo de menor importancia la
contribución del cambio de procedimiento en sí mismo, con valores por debajo del 0,3%. Es importante
notar que estos valores dependerán del laboratorio de
calibración en el que ha sido calibrada la cámara,
cuestión analizada también en el presente trabajo.
Conclusiones: Las ventajas aportadas por la aplicación del formalismo dosimétrico TRS-398 hacen recomendable su implementación en la práctica clínica.
Las discrepancias encontradas en los valores de dosis
absorbida con respecto a SEFM 84-1 están por debajo
del 1,0%. Esta variación puede ser de diferente cuan82
tía si se utiliza otro tipo de cámara o un coeficiente de
calibración asociado a otro laboratorio distintos de los
empleados en el presente trabajo.
Referencias
1. Andreo P, Burns D, Hohfeld K, Saiful H, Tatsuaki K,
Laitano F, et al. Absorbed dose determination in external
beam radiotherapy: an international Code of Practice for
dosimetry on standards of absorbed dose to water. IAEA
Technical Reports Series No. 398, IAEA, Vienna, 2000.
2. Sociedad Española de Física Médica. Procedimientos
recomendados para la dosimetría de fotones y electrones
de energías comprendidas entre 1MeV y 50MeV en radioterapia de haces externos SEFM 84-1. SEFM,
Madrid, 1984.
3. Sociedad Española de Física Médica. Suplemento al
Documento 84-1: procedimientos recomendados para la
dosimetría de fotones y electrones de energías comprendidas entre 1MeV y 50MeV en radioterapia de haces externos SEFM 87-1. SEFM, Madrid, 1987.
1010
CONTROL DE CALIDAD DEL
POSICIONAMIENTO DEL
MULTILÁMINAS
V. HERNÁNDEZ, R. ABELLA, J. PUXEU, E. BARDAJI, E. FLORES,
K. MULLER, M. ARTIGUES
Unidad de Radiofísica. Hospital Universitari Sant Joan de Reus.
Tarragona.
Introducción: Se presenta un control de calidad del
posicionamiento de las láminas de un colimador multiláminas mediante la obtención de una imagen correspondiente a la irradiación de varios campos con
distintas conformaciones del multiláminas1.
Material y métodos: Se ha utilizado un acelerador
VARIAN Clinac 2100C con un colimador multiláminas de 80 láminas. Las láminas tienen un tamaño de 1
cm en el isocentro y el tamaño de campo máximo es
40 x 40 cm2. El soporte de imagen empleado ha sido
películas Ready-Pack Kodak X-Omat V de un tamaño
de 33 x 41 cm2 y pantallas de fósforo (Sistema CR de
Fuji). Se han usado RX de 18 MV con un build-up de
3 cm y una distancia foco-película de 100 cm. Se ha
diseñado y construido un soporte de madera para facilitar la colocación de la película/chasis para ángulos
de brazo de 270º y 90º y poder verificar de este modo
la independencia del posicionamiento para distintos
ángulos de brazo y detectar posibles desplazamientos
por efecto del peso de las láminas.
Para verificar el posicionamiento del colimador multiláminas se han programado en un fichero 6 campos
conformados de forma que las láminas entre un cam-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
po y siguiente queden solapadas 2 mm, obteniéndose
franjas claras en la imagen final para cada uno de estos solapamientos. Es importante que no todas las láminas estén en la misma posición en cada campo, ya
que en dicho caso sólo se estaría verificando el movimiento de los carros y no de cada lámina individual, y por este motivo se han programado las posiciones en distinto orden para algunas de las láminas.
El tamaño de campo a nivel de mandíbulas (colimador secundario) también se ha ajustado para cada
campo para evitar irradiar los componentes electrónicos del multiláminas y para evitar la transmisión
por detrás de las láminas (que tienen unos 17 cm de
longitud). Para cada campo se han dado 20 UM para
las películas X-OmatV y 1 UM para las pantallas de
fósforo.
Resultados y discusión:
1. Control. En una única imagen quedan registradas
distintas posiciones de cada una de las 80 láminas,
con una serie de franjas claras que permiten la rápida identificación de cualquier posicionamiento
incorrecto. También se puede verificar la coincidencia del centro del multiláminas con la proyección de la retícula y con los lásers mediante las referencias convenientes.
2. Sensibilidad. Se han introducido una serie de desviaciones en el fichero de posiciones del multiláminas para distintas láminas para observar si eran
detectables con esta prueba y averiguar así la sensibilidad de la misma. Se han realizado desplazamientos de distinto tipo: apertura y cierre de una
única lámina, apertura y cierre simétricos de 2 láminas y desplazamiento manteniendo separación
del par de láminas. Para cada uno de estos desplazamientos se han programado desviaciones de 0,2
mm, 0,4 mm, 0,5 mm, 0,6 mm, 0,8 mm, 1 mm, 2
mm, 3 mm, 4 mm y 5 mm. Con la película radiográfica X-Omat V se detectan las desviaciones de
0,5 mm, y con las pantallas de fósforo se detectan
desviaciones de entre 0,2 mm y 0,4 mm.
3. Implementación. Con un mínimo de práctica la
prueba se puede realizar en un tiempo de 5 minutos. Hemos realizado este control de calidad con
una periodicidad semanal durante los últimos 2
años con ángulos de brazo de 270º, 0º y 90º de forma alterna. Se ha encontrado una desviación apreciable (del orden de 1 mm) en una única ocasión,
correspondiente a unos días en los que el MLC daba errores frecuentes y que fue solucionada rápidamente por el servicio técnico.
Conclusiones: Con este control del posicionamiento
de las láminas se verifican distintas posiciones de ca-
da carro del multiláminas y distintos recorridos de
hasta 10 cm respecto al carro para cada una de las 80
láminas. Se ha estimado una sensibilidad de la prueba
de entre 0,4 mm y 0,5 mm según el formato de imagen utilizado (películas Ready-Pack X-Omat V y pantallas de fósforo CR), y en ambos casos se distinguen
claramente desviaciones de 1,0 mm. Esta sensibilidad
es suficiente, ya que la tolerancia del posicionamiento
de las láminas según las especificaciones del fabricante es de 1 mm. Por todo ello se puede considerar una
prueba válida, sencilla y rápida que se puede realizar
con una periodicidad semanal.
Se pueden solicitar los ficheros utilizados para esta
prueba: [email protected]
Referencias
1. Beltrán Vilagrasa M, García Hernández MT, Seoane
Ramallo A, Hermida López M, Sáez Picó C. Programa
de Garantía de calidad del equipamiento en radioterapia.
Pruebas para un colimador multiláminas. Revista de
Física Médica 2005; 6:19-31
Palabras clave: Control de calidad, multiláminas, MLC.
1011
FACTORES DE CORRECCIÓN
CALCULADOS POR MONTE CARLO
PARA DOSIMETRÍA ABSOLUTA EN
CONDICIONES DE NO-REFERENCIA
J. PENA1, D. GONZÁLEZ-CASTAÑO1, F. GÓMEZ1, F. SÁNCHEZDOBLADO2,3, G.H. HARTMANN4
1Dpto. Física de Partículas, Fac. Física. Univ. Santiago de Compostela.
Santiago de Compostela. 2Dpto. Fisiología Médica y Biofísica. Fac.
Medicina. Sevilla. 3Radiofísica. Hospital Universitario Virgen
Macarena. Sevilla. 4Deustches Krebsforschungszentrum. Abt.
Medizinische Physik. Heidelberg. Alemania.
Introducción: La dosimetría absoluta de campos pequeños, propios de tratamientos de intensidad modulada o de radiocirugía, presenta serias dificultades
inherentes a las condiciones extremas en las que se
realiza.
Los protocolos de dosimetría actuales establecen métodos y factores de corrección válidos en situación de
referencia. Para extender la dosimetría de referencia
hacia campos pequeños, se debe realizar una determinación precisa de los factores de salida asociados a dichos campos. Para campos mayores que el de referencia existen distintos detectores que proporcionan
medidas fiables. Sin embargo en campos pequeños, la
falta de equilibrio de partículas cargadas o la relativa
dureza del espectro de energía provoca que las medidas puedan tener errores sistemáticos.
Dosimetría física e instrumentación
83
El uso de factores de corrección calculados por Monte
Carlo es una opción para corregir las lecturas de los
detectores y ha sido empleada con éxito en distintos
estudios1. Sin embargo en el caso de campos pequeños (menores que 3 x 3 cm2) este método presenta importantes dificultades para determinar la dosis real debido a la fuerte dependencia de la parametrización de
la fuente primaria de electrones del acelerador empleada en las simulaciones.
Material y métodos: En este trabajo se han reproducido en simulaciones Monte Carlo (BEAMnrc) las
condiciones experimentales de medida de Factores de
Salida de campos cuadrados producidos por un acelerador Siemens PRIMUS llevadas a cabo mediante cámaras de ionización de distintos volúmenes.
La introducción de un factor de corrección para el cociente entre "dosis en aire" y "dosis en agua" que dependa no sólo de la calidad del haz, si no también del
tamaño del campo permite evaluar la desviación de
ciertas condiciones de medida de las condiciones de
referencia. En este trabajo se han calculado estos factores mediante cálculo Monte Carlo.
Para la caracterización del acelerador simulado, se ha
empleado un método especialmente diseñado para
asegurar la reproducibilidad de los Factores de Salida
correspondientes a campos pequeños2. Dicho método
establece los valores de los parámetros de la fuente
primaria de electrones (energía media y FWHM espacial) que reproducen mejor perfiles y rendimientos en
profundidad determinados experimentalmente para
una serie de campos cuadrados (2 x 2, 10 x 10, y 20 x
20 cm2). El método permite evaluar además la incertidumbre asociada a estos parámetros de forma que se
pueda estudiar su propagación hacia los Factores de
Salida y hacia los factores de corrección.
La geometría de las cámaras de ionización ha sido cuidadosamente elaborada para aumentar la fidelidad de las
simulaciones (CAVRZnrc) de la dosis deposita en aire.
Resultados y discusión: Tanto en las simulaciones de
depósito de dosis en aire como en las de depósito de
dosis en agua, correspondientes a la dosis depositada
en el punto de referencia de la cámara de ionización,
existe una dependencia crítica de la distribución espacial del haz primario en el blanco de acelerador
(FWHM espacial). Consecuentemente, la incertidumbre asociada a este parámetro representa la mayor
contribución a la incertidumbre de los Factores de
Salida y de los factores de corrección.
Debido al elevado valor numérico de los factores de
corrección, su aplicabilidad clínica es limitada. A pesar
de ello al ser aplicados a las correspondientes medidas
experimentales las dosis corregidas resultan compati84
bles con las medidas basadas en otos detectores considerados más fiables en dosimetría de no referencia3
pero con una incertidumbre relativa muy alta.
Conclusiones: La tabulación de factores de corrección calculados por Monte Carlo en un protocolo es
complicada debido a la dependencia acusada en las simulaciones de un parámetro, la FWHM espacial, cuya
determinación experimental es muy compleja.
De este trabajo se desprende la importancia de la incertidumbre asociada al comisionado de aceleradores
y de la propagación de ésta a las magnitudes que se
deriven de las simulaciones.
Referencias
1. Capote et al. An EGSnrc Monte Carlo Study of the microionization chamber for referente dosimetry of narrow
irregular IMRT beamlets. Med Phys 2004; 31: 24162422.
2. Pena et al. Automatic determination of primary electrón
beam parameters in Monte Carlo simulation. In Press
Med. Phys.
3. Westermark et al. Comparative dosimetry in narrow
high-energy photon beams. Phys Med Biol 2000; 45:
685-702.
Palabras clave: Simulación Monte Carlo, Dosimetría
Absoluta, Cámaras de Ionización, Factores de Corrección.
1012
DISEÑO Y CALIBRACIÓN DE UNA
CÁMARA PET PARA ANIMALES
PEQUEÑOS BASADO EN CRISTALES
LYSO CONTINUOS Y
FOTOMULTIPLICADORES SENSIBLES A
LA POSICIÓN
A.J. GONZÁLEZ1, J.M. BENLLOCH1, V. CARRILERO1,
J. V. CATRET1, R. COLOM2, C. CORRECHER1, R. GADEA2,
V. HERRERO2, C.W. LERCHE1, C. MORA1, F.J. MORA2,
A. MUNAR1, N. PAVÓN1, L.F. VIDAL1, F. SÁNCHEZ1,
A. SEBASTIA1, A. SORIANO1
1Instituto de Física Corpuscular. Nuevos Edificios de Investigación
Paterna. València. 2Universidad Politécnica de Valencia.
Introducción: Las cámaras de Tomografía por emisión de positrones (PET) han demostrado ser unos instrumentos esenciales en la imagen médica. En este
trabajo presentamos el diseño de nuestro escáner PET
para la realización de estudios farmacológicos y de
expresión génica y el método para su calibración.
Hemos denominado a dicho sistema ALBIRA PET.
Material y métodos: La principal innovación del diseño del ALBIRA PET es que utiliza cristales continuos en lugar de cristales pixelados. Por otro lado, como fotodetectores se utilizan los fotomultiplicadores
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
sensibles a la posición H8500 de HAMAMATSU
PHOTONICS. De esta forma, el sistema está compuesto de ocho módulos formando un octógono. Cada
módulo consiste de un cristal continuo, un fotomultiplicador y varias tarjetas electrónicas. La cámara resulta muy compacta y sencilla de mantener. El cristal
tiene un grosor de 10 mm y tiene forma trapezoidal
para adaptarse al octógono. Dicha forma tiene la ventaja adicional de reducir los efectos de borde. Cada fotomultiplicador posee 64 ánodos de lectura y el área
sensible del fotocátodo es de 49 x 49 mm2. Sin embargo, toda la información de los ánodos se resume en 5
señales electrónicas (cuatro para proporcionar la información del punto de impacto del rayo gamma en el
plano X-Y y una para proporcionar la profundidad del
interacción de los rayos gamma en el cristal) mediante
dos redes de resistencias. Dicha información se digitaliza mediante tarjetas electrónicas ADC. Además, la
señal del último sínodo del fotomultiplicador se utiliza
para proporcionar el trigger del sistema.
Resultados y discusión: Aunque la forma trapezoidal
del diseño del cristal reduce la compresión de la imagen, persisten los efectos de borde, por lo que se necesita un método de calibración de las posiciones. En este trabajo explicamos dicho método de calibración.
También exponemos el método de normalización del
sistema. Finalmente, la resolución espacial obtenida es
excelente de 1,2 mm y la resolución en energía es del
16%. El campo de visión trans-axial es de 70 mm.
Además se ha obtenido una sensibilidad mayor del 4%
en el centro del campo de visión. Estas características
convierten al sistema ALBIRA PET en uno de los más
competitivos.
Conclusiones: En resumen, se ha desarrollado un escáner PET, sencillo y compacto, para la realización de
estudios con animales pequeños. Hemos desarrollado
con éxito un método para su calibración. Se mostrarán
algunas imágenes obtenidas con animales.
Palabras clave: Cámara PET, Rayos gamma, Profundidad
de Interacción, Cristales LYSO.
1013
COMPARACIÓN DE DISTINTOS
DETECTORES EN LA DOSIMETRÍA DE
CAMPOS PEQUEÑOS
D. SEVILLANO MARTÍNEZ, F. GARCÍA-VICENTE, P. CASTRO
TEJERO, C. FERRER GRACIA, L. PÉREZ, J.J. TORRES
Servicio de Oncología Radioterápica. Hospital Universitario La
Princesa. Madrid.
Introducción: La dosimetría de campos pequeños adquiere especial relevancia en técnicas especiales de radioterapia como la radiocirugía o la IMRT. A la hora
de medir en estos campos hay que tener en cuenta la
poca planitud de los perfiles, la falta de equilibrio electrónico lateral y la equivalencia a agua de los materiales de los detectores. En este trabajo se estudia la idoneidad de los distintos tipos de detectores disponibles
en nuestro hospital en la dosimetría de estos campos.
Material y métodos: Se han realizado medidas de
rendimientos en profundidad (PDD) y factores de
campo (Scp) con distintos detectores de estado sólido
(PTW 60008, PTW 60012 y diodo Scanditronix EFD
de electrones) y distintas cámaras de ionización, entre
ellas la PinPoint PTW 31006, en campos cuadrados
desde 1 cm a 40 cm de lado y en haces de fotones de 6
y 15 MV de un acelerador lineal Varian Clinac 2100
C/D. Hay que tener en cuenta que el diodo PTW
60008 posee un blindaje metálico con el fin de filtrar
los fotones de menor energía, y que la cámara
PinPoint tiene un electrodo de acero. Todas las medidas han sido realizadas a una distancia foco-superficie
de 90 cm, y tanto los perfiles como los Scp se midieron a una profundidad de 10 cm. La cámara PinPoint
se colocó con su eje en posición vertical en las medidas de Scp, de forma que el tamaño con respecto al
eje del haz fuera el mínimo posible.
Resultados y discusión: Los resultados más llamativos
en la medida de PDDs corresponden a los diodos de
PTW. El diodo PTW 60012 sobreestima la dosis en
puntos cercanos al máximo para los campos más pequeños y para ambas energías. Por otro lado, el diodo
PTW 60008 lo hace sólo en la energía de 15 MV. Estos
resultados no se deben a una sobrerrespuesta de dichos
detectores con el aumento de la tasa, tal y como descartaron las medidas realizadas posteriormente. En cuanto
a los PDDs de campos grandes, el diodo PTW 60008
sobreestima la dosis a mayor profundidad en la energía
de 6 MV, lo que se explicaría por una sobrerrespuesta a
la radiación dispersa a pesar del blindaje. En lo que se
refiere a los demás detectores, no se ven tendencias demasiado acusadas. En vista de los resultados se puede
decir que tanto la cámara PinPoint como el diodo
Scanditronix son adecuados para la medida de rendimientos en profundidad de campos pequeños.
En cuanto a la medida de Scp, se observa claramente
que las cámaras de ionización, debido a que los perfiles de campos pequeños no son planos y a la baja densidad del aire, dan unos valores de Scp menores a los
reales, disminuyendo este efecto según se reduce el
volumen de las cámaras. En el caso de los diodos, tanto el diodo de PTW 60012 como el de Scanditronix
dan valores muy similares, mientras que el diodo
Dosimetría física e instrumentación
85
PTW 60008 da un valor mayor, probablemente debido
a la placa metálica. Para campos grandes se observa
que los dos diodos sin blindaje y la cámara PinPoint
sobreestiman debido a la mayor componente de radiación dispersa que tiene lugar en estos campos. El diodo PTW con blindaje sobreestima ligeramente para la
energía de 6 MV, siendo este efecto inexistente para la
energía de 15 MV.
Conclusiones: Los diodos sin blindaje (PTW 60012 y
Scanditronix) dan unos valores de Scp similares y son
los más adecuados para medir estos factores en campos pequeños. Por otro lado, según nuestros resultados, el diodo PTW 60012 no se comporta correctamente en la medida de PDDs de estos campos. El
diodo de PTW con blindaje (60008), que sería el adecuado para dosimetría en haces de fotones, no responde correctamente a la hora de medir PDDs en la energía de 6 MV, aunque sí para 15 MV. Por los resultados
se hace patente que los detectores idóneos para campos pequeños no lo son en general para los campos
grandes. En estos casos, y a excepción de la cámara
PinPoint, las cámaras de ionización deben ser el equipamiento a utilizar.
Referencias
1. Griessbach I, Lapp M, Bohsung J, Gademann G, Harder
D. Dosimetric characteristics of a new unshielded silicon diode and its application in clinical photon and electron beams. Med Phys 2005; 32: 3750-4.
2. Haryanto F, Fippel M, Laub W, Dohm O, Nüsslin F.
Investigation of photon beam output factors for conformal radiation therapy-Monte Carlo simulations and measurements. Phys Med Biol 2002; 47: N133-N143.
Palabras clave: Dosimetría de campos pequeños, IMRT,
factores de campo.
fin de mejorar el control local del tumor1. Esta técnica
es eficaz para algunos tipos de cáncer y permite evitar
o reducir al máximo los daños producidos en los tejidos sanos. Para esta aplicación se utilizan haces de
electrones de energías entre 4 MeV y 12 MeV. Los tratamientos de la RIO utilizando aceleradores construidos para la radioterapia externa tienen muchos inconvenientes. La utilización de equipos actuales
especializados basados en aceleradores lineales
(Mobetron, Novac-7, etc.) es muy limitada debido a
algunos factores funcionales. El desarrollo de un acelerador compacto, fiable, de bajo coste y peso, dedicado a la RIO, es de gran importancia y tiene buenas
perspectivas como proyecto de I+D. En el artículo se
describen las características principales de un equipo
para la RIO basado en un microtrón de pista (racetrack microtron, RTM) de electrones. El diseño de este
acelerador constituye un proyecto que se está llevando
a cabo en la Universidad Politécnica de Cataluña
(UPC) en colaboración con el Instituto de Física
Nuclear de la Universidad de Moscú y un grupo del
CIEMAT.
Diseño conceptual del microtrón para la RIO: La
idea de utilizar un microtrón de pista como fuente de
haz de electrones para la RIO fue propuesta en [2].
Para esta aplicación los microtrones de pista tienen
ciertas ventajas respecto de los aceleradores lineales,
en particular, la potencia, el coste de fabricación, las
dimensiones y el peso más bajos, más precisión en la
energía del haz de salida sin ningún circuito de control
especial, etc.
1014
EQUIPO PARA RADIOTERAPIA
INTRAOPERATORIA BASADO EN UN
MICROTRÓN DE PISTA DE 12 MEV
M. FERRER1, Y. KOUBYCHINE2, A. POSERYAEV3, J.P. RIGLA2,
F. ROURE1, V. SHVEDUNOV3
1Universidad
Politécnica de Cataluña. Departamento de Resistencia de
Materiales y Estructuras en la Ingeniería. Barcelona. 2Universidad
Politécnica de Cataluña. Instituto de Técnicas Energéticas. Barcelona.
3Skobeltsyn Institute of Nuclear Physics. Moscow State University.
Moscow. Russia.
Introducción: La radioterapia intraoperatoria (RIO)
es una técnica radioterapéutica que consiste en la administración de una única y alta dosis de radiación ionizante directamente en el lecho quirúrgico o bien en
su entorno durante una intervención quirúrgica, con el
86
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
En el presente artículo comunicamos los resultados de
la optimización del diseño y de parámetros del RTM
propuestos en2. Las exigencias de la RIO son las siguientes: (1) energía del haz variable entre 4 MeV a
12 MeV con un paso igual a 2 MeV; (2) la dosis depositada por la unidad de tiempo es 10 - 20 Gy/min. La
variación de la corriente del haz, y por lo tanto de la
dosis depositada, se consigue variando el factor de trabajo del acelerador. A partir de estas características
generales y con el criterio de minimizar las dimensiones y el peso de la máquina se ha fijado la longitud de
onda electromagnética en la estructura de aceleración
y se han determinado el tipo de las cavidades resonantes y el diseño conceptual del sistema magnético. El
RTM se ubicará dentro de una cámara de vacío que
forma el cabezal del equipo de IORT. Tal como se
muestra en la figura, el cabezal es posicionado por un
brazo robotizado. El diseño 2D inicial del sistema
magnético se ha hecho con el código POISSON. Para
la simulación de la dinámica del haz se ha utilizado el
RTMTRACE. El diseño 3D definitivo se ha hecho
mediante el código ANSYS. En el artículo comentamos también las características del proyecto del microtrón, su organización y desarrollo en el entorno de
la UPC.
2004, http://accelconf.web.cern.ch/accelconf/; 2004. p.
474-6
Palabras clave: Acelerador de partículas, radioterapia intraoperatoria.
Resultados y discusión: En base a los cálculos y a la
simulación del movimiento de los electrones en el
RTM se ha elegido la estructura del sistema magnético constituido por 4 polos y se han definido sus dimensiones y las características de los materiales. Los
estudios realizados indican que es posible construir un
RTM de dimensiones 50 cm x 20 cm x 11 cm y de
unos 40 kg de peso (sin blindaje). Para llegar a la conclusión final sobre la viabilidad de la construcción de
este microtrón se tienen que terminar de precisar algunos detalles del diseño de la estructura de aceleración
del RTM y del blindaje del equipo.
Material y métodos: La metodología se ha desarrollado y aplicado en la calibración del colimador
Optifocus-82 leaf de un acelerador lineal Siemens
Oncor Avant-Garde. Las medidas de los perfiles de
penumbra se realizadan utilizando el MLCSoft versión 1.2.0.4. que es una herramienta de software de
PTW-Freiburg basada en el sistema LA48 (un array
lineal de 48 cámaras de ionización). Las posiciones
correctas de las láminas para cada bloque (X1 y X2)
se calculan a través de los resultados de MLCSoft utilizando una hoja de cálculo externa.
Conclusiones: Los resultados preliminares obtenidos
indican que el RTM que se estudia en el marco del
proyecto reúne las características necesarias y puede
ser utilizado como cabezal de un equipo para la RIO.
Los aspectos científicos y tecnológicos del proyecto
corresponden al perfil de los grupos de investigación
de una universidad politécnica y se enmarcan en la estructura de los programas de doctorado y de nuevos
másters.
Referencias
1. Gunderson L, Willet C, Harrison L, Calvo F. (Eds.)
Intraoperative Irradiation: Techniques and Results.
Totowa (NJ): Humana Press: 1999.
2. Ishkhanov B, et al. Conceptual Design of the Miniature
Electron Accelerator Dedicated to IORT. En: RuPAC2004. Proceedings of the XIX Russian Particle
Accelerator Conference: 2004 Oct 4-8: Dubna, Russia.
1015
UNA METODOLOGÍA DE CALIBRACIÓN
DEL COLIMADOR MULTI-LÁMINAS
OPTIFOCUS-82 LEAF DE SIEMENS
BASADA EN CRITERIOS DOSIMÉTRICOS
M.C. LOPES, A. CHAVES, M. CAPELA
Serviço de Física Médica, IPOC-FG, EPE, Coimbra, Portugal
Introducción: En este trabajo se describe una nueva
metodología desarrollada para la calibración del colimador multi-láminas Siemens 82-leaf Optifocus
MLC. La metodología propuesta está basada en medidas de penumbra. Se logra obtener una mejor precisión en la calibración de cada una de las láminas. El
método es más cómodo y más preciso comparado con
el método propuesto por el protocolo de Siemens que
está basado en el campo luminoso.
La metodología desarrollada sigue un conjunto de pasos secuenciales incluyendo: la obtención de perfiles
de referencia con las mandíbulas Y, para cada punto
de calibración; la comparación de los perfiles de penumbra para cada un de los bloques del colimador
multi-láminas (X1 y X2) en cada punto de calibración
con el respectivo perfil de referencia; la determinación de la correcta posición de cada lámina y la captura del valor nominal por parte del controlador del colimador multi-láminas.
Resultados y discusión: La precisión nominal que
se logra (<0,5 mm) con la metodología propuesta está limitada no por el método sino por el mecanismo
de control de la movilidad de cada lámina.
Desplazamientos de 0,1 mm son detectables pero cada lámina no se puede mover de una manera precisa
menos de 1 mm.
Dosimetría física e instrumentación
87
Para testar los resultados de la calibración hemos medido perfiles de dosis en agua con el objetivo de determinar dosimétricamente distintos tamaños de los haces de radiación. De acuerdo con las especificaciones,
los tamaños de haces deben obedecer al valor nominal
dentro de 1 mm. Siguiendo la metodología de
Siemens, basada en el campo luminoso, lográbamos
tamaños de haces con respecto al colimador compacto
(Y) bien adentro de las especificaciones (< 0,5 mm)
mientras que con respecto a el colimador multi-láminas (X) los tamaños de haces siempre se acercaban al
límite de tolerancia de 1 mm. Con la nueva metodología en ambas mandíbulas (X y Y) logramos tamaños
de haces con un error menor de 0,5 mm.
ciones incluidas. Con este tipo de detectores con materiales no equivalentes a agua, es posible realizar
comparaciones en términos de dosis relativa, que junto con la dosis absorbida medida con cámara de ionización, constituiría el conjunto de medidas suficientes
para realizar el control de calidad a pacientes de
IMRT.
Palabras clave: Intensidad modulada, control de calidad,
análisis retrospectivo.
1017
Conclusiones: Utilizando la metodología propuesta,
la calibración del colimador multi-láminas se realiza
directamente en términos dosimétricos con precisión
superior.
FACTORES DE RETRODISPERSIÓN EN
LA PANTALLA DE ENTRADA DE UN
INTENSIFICADOR DE IMAGEN
Palabras clave: Calibración, colimador multi-láminas,
Optifocus, MLCSoft.
C. PINO, N. JORNET, R. PALLEROL, M. RIBAS
1016
ANÁLISIS DE DISTRIBUCIONES DE
DOSIS 2D PARA EL CONTROL DE
CALIDAD DE PACIENTES DE IMRT
R. SÁNCHEZ, F. FAYOS, M. SÁEZ
Hospital Ruber Internacional. Madrid.
En la técnica de intensidad modulada es habitual medir la distribución de dosis con detectores bidimensionales (película radiográfica, matriz de cámaras de ionización o sistemas de imagen portal), para luego
compararlas con las calculadas por el planificador y
así asegurar la calidad de los tratamientos. En este trabajo presentamos el resultado de analizar los campos
de 154 pacientes (971 campos) tratados con intensidad
modulada, entre febrero de 2005 y agosto de 2006,
con un detector basado en un centellador y cámara
CCD. Se realizó una comparación en términos de dosis relativa con el método gamma [3%, 3 mm], donde
como resultado final se obtuvo el porcentaje promedio
de puntos con valor gamma mayor que 1 para cada paciente. Encontramos que el 98,7% de los pacientes tiene un porcentaje inferior al 5% de puntos con función
gamma mayor que 1. Los pacientes con localización
de cabeza y cuello obtuvieron resultados ligeramente
peores que los de otras localizaciones. No se encontraron diferencias cuando se usaron algoritmos de convolución-superposición y pencil beam para las localiza88
Hospital de la Santa Creu y Sant Pau. Barcelona.
Introducción: El RD 1976/1999 incluye en sus controles de calidad para equipos fluoroscópicos la medida de la tasa de dosis máxima en la pantalla de entrada del intensificador de imagen. En los actuales
equipos de fluoroscopia pulsada el uso del detector
de semiconductor R100 de Rti que presenta la particularidad de tener la cara posterior blindada no es
adecuado debido a que se satura. Para realizar este
control se optó por la utilización de cámaras de ionización sobre el propio intensificador de imagen. En
ese caso, dado que los límites de tolerancia dados
por el RD son dosis en la pantalla de entrada sin retrodispersión, es necesario conocer los valores de los
factores de retrodispersión (BSF) del intensificador.
Dado que la ventana de entrada de la mayoría de intensificadores de imagen comercialmente disponibles es de fibra de carbono (FC) se han buscado los
BSF para diferentes grosores de este material. Se ha
determinado el BSF para diferentes calidades de haz
de RX, distancias foco superficie (DFS) y tamaños
de campo.
Material y métodos: Para la medida de los BSF se
utilizaron dos cámaras de ionización plano paralelas
de PTW M77335 y M77334 calibradas para calidades
de haz de radiodiagnóstico y un equipo Optimus
(Philips) de grafía que incluye la posibilidad de utilizar diferentes filtros adicionales. Antes de medir los
BSF de la FC, con la intención de validar la metodología, se determinaron los BSF del PMMA y se compararon los valores experimentales con los valores encontrados en la literatura. Una vez validado el método
en el que se tiene en cuenta la retrodispersión que po-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
día afectar a las medidas (mesa del equipo, soportes
para las cámaras en aire y la propia cámara) se procedió a las medidas para la FC siguiendo la misma metodología. Se disponía de 8 láminas de fibra de carbono de 24 x 24 cm2 de las que 4 eran de 0,6 mm de
grosor y las otras de 1 mm. Las láminas se suspendieron a 35 cm de la mesa con la ayuda de un marco de
PMMA. Las cámaras se situaron encima de las láminas y se realizaron medidas para diferentes tamaños
de campo, kV, DFS y grosor de material. Luego se midió la respuesta en aire de la cámara suspendida a esa
misma distancia de la mesa y se procedió a hacer el
cociente para hallar los BSF realizando las correcciones necesarias debidas a la retrodispersión proveniente
de la mesa.
Resultados y discusión: En las pruebas previas con
maniquí de PMMA se obtuvo que ambas cámaras son
válidas para el estudio de los BSF si bien es necesario
tener en cuenta que para los campos de 15 x 15 cm2 la
cámara M77335 infraestima los BSF debido a la atenuación de su borde metálico entorno a un 5% y la
M77334 infraestima los BSF entorno un 6%. La contribución de la radiación dispersa producida en la mesa a 35 cm de distancia provoca un incremento de las
lecturas en aire de las cámaras entorno a un 2,0%. Se
encontró que la contribución de la dispersa de la mesa
en las lecturas con un grosor de 0,6 mm de FC a la
distancia de estudio era insignificante y que por lo
tanto para la correcta medida de los BSF sólo se tenía
que tener en cuenta la dispersa de la mesa en las medidas en aire. Las primeras estimaciones en el rango de
50 a 120 kV (FT 3,45 mm Al) han mostrado que los
BSF varían entre 1,07 y 1,11 para un campo de 20 x
20 cm2 y entre 1,06 y 1,07 para un campo de 10 x 10
cm2 a una DFS de 85 cm y un grosor de fibra de carbono de 2 mm. Las lecturas con un grosor de 2,4 mm
de FC han dado un 4% más que las lecturas con 0,6
mm de FC.
Conclusiones: Los resultados encontrados indican
que para evaluar correctamente la tasa de dosis de entrada en la pantalla del intensificador de imagen se debe dividir por los BSF en función del tamaño de la lupa utilizada, kV, f iltración, grosor de FC y DFI
(distancia foco imagen). La variación en los casos en
los que se utiliza una lupa de gran tamaño (entre 23 y
25 cm) y un potencial elevado 120 kV la corrección
puede llegar a ser de un 11%.
Referencias
1. Grosswendt B. Dependence of the photon backscatter
factor for water on source-to-phantom distance and irradiation field size. Phys Med Biol 1990; 35: 1233-1245.
2. Klevenhagen SC. Experimentally determined backscatter factors for x-rays generates at voltages between 16
and 140 kV. Phys Med Biol 1989; 34: 1871-1882.
3. Shimizu K, Koshida K, Miyati T. Monte Carlo
Simulation Analysis of Backscatter Factor For Lowenergy X-ray. Proceedings of the Ninth EGS4 User's
Meeting in Japan, KEK Proceedings 2001; 22:115-118.
4. Harrison RM. Backscatter factors for diagnostic radiology (1-4 mm Al HVL). Phys Med Biol 1982; 27: 14651474.
Palabras clave: Retrodispersión, tasa de dosis, fibra de
carbono, dispersa, fluoroscopia.
1018
OBTENCIÓN DEL ESPECTRO DE
ENERGÍA INTRÍNSECO DE UN
ACELERADOR LINEAL DE ELECTRONES
A PARTIR DE LA RELACIÓN ENTRE LA
CORRIENTE DEL DESVIADOR
MAGNÉTICO Y LA DOSIS ABSORBIDA EN
AGUA
J.M. DE LA VEGA1, D. GUIRADO1, M. VILCHES2, J.I. PERDICES3,
A.M. LALLENA4
1Hospital Universitario San Cecilio. Granada. 2Hospital Universitario
Virgen de las Nieves. Granada. 3Soporte Técnico de Aceleradores
Lineales, Siemens España. 4Dpto. de Física Atómica, Molecular y
Nuclear. Universidad de Granada.
Introducción: El análisis de la serie temporal de medidas del parámetro de calidad espectral de electrones,
empleado para el seguimiento estadístico de las condiciones de funcionamiento de un acelerador Siemens
Mevatron KDS, muestra una variación de las características espectrales de referencia que, aun siendo compatible con las tolerancias establecidas, hace interesante un estudio más detallado. Tras descartar que esta
variación se deba a las fluctuaciones asociadas al método de medida, se han investigado como posible causa los cambios en la intensidad de corriente del desviador magnético acromático del haz (bending
magnet, abreviado BM). Para ello se ha desarrollado
un método que permite determinar, a partir de medidas de dosis absorbida en agua cuando se varía la intensidad de corriente del BM, tanto el espectro energético para cada calidad de electrones, como su
posición relativa respecto a la ventana de salida del
BM. El método se ha aplicado a las energías nominales de 6, 12 y 18 MeV.
Materiales y métodos: Las medidas de dosis absorbida en agua se realizaron con diodos semiconductores
Scanditronix montados sobre un maniquí Wellhöfer
WP700. Se obtuvieron curvas de rendimiento en profundidad y valores de tasa de dosis absorbida en el
máximo de cada curva para diferentes intensidades de
corriente del BM, que pueden ajustarse en la consola
Dosimetría física e instrumentación
89
del acelerador mediante una resistencia variable y correlacionarse con la caída de tensión en esta resistencia. Mediante simulaciones Monte Carlo con los códigos GEANT-3 y PENELOPE-2005, hemos probado
para haces monoenergéticos que el valor de la profundidad a la que se tiene un 50% de la dosis absorbida
en el máximo, R50, se relaciona linealmente con la
energía; y así para haces con espectros realistas puede
hacerse la aproximación:
donde es la energía media, k y b son los parámetros
de la relación lineal entre energía y R50, d es la relación entre la tensión ajustada en la consola del acelerador (V) y el centro de la ventana de selección de
energía y 2∆ es la anchura de la ventana. El espectro
se ajusta como suma ponderada de dos distribuciones
normales de pesos 1 y p. Para la tasa de dosis absorbida en el máximo se ha probado también una relación
lineal con la energía para haces monoenergéticos y, de
manera exacta, se cumple:
La bondad del ajuste del modelo espectral se analiza
comparando las curvas de rendimiento experimentales
y las obtenidas mediante simulaciones Monte Carlo en
las que se ha empleado el espectro hallado.
Resultados y discusión: En la figura se muestran los
resultados experimentales, los ajustes y el espectro
obtenido para electrones de 18 MeV. La posición de
la ventana respecto del espectro explica que pequeñas
disminuciones en la corriente del BM puedan provocar variaciones significativas, no sólo del factor de
calidad, sino de la fluencia de partículas y, por tanto,
de la tasa de dosis absorbida. Esto aclara el fenómeno
que dio lugar a este estudio. Aumentando la tensión
que regula la corriente del BM sólo 2 mV (~2A), lo
que implica un cambio de 1 mm para R50, se obtendría un punto de funcionamiento más estable y no se
habrían observado fluctuaciones del índice de calidad
significativas. Así, el método puede aplicarse durante
el montaje del acelerador para fijar las condiciones
de funcionamiento de referencia, y puede tener interés incluirlo entre la pruebas periódicas. A la vista de
los resultados, el método puede ser útil para mejorar
la aproximación gaussiana simple del espectro que
usualmente se utiliza en las simulaciones Monte
Carlo realistas.
Palabras clave: Espectro, haces de electrones clínicos,
Monte Carlo, factor de calidad.
90
Fig. (a) Valores experimentales de R50 y ajuste de la ecuación
(1); la línea punteada corresponde a la tensión de funcionamiento normal del BM. (b) Espectro medio de (1) y (2); se
muestra la ventana energética del BM para la tensión de funcionamiento normal. Las incertidumbres corresponden a 3 desviaciones estándar.
1019
IMPLEMENTACIÓN DEL TEST GAMMA
PARA EL CONTROL DE ESTABILIDAD DE
UN SIEMENS MEVATRON PRIMUS.
CORRELACIÓN CON EL CONTROL DE
ESTABILIDAD SEGÚN LOS PARÁMETROS
MARCADOS EN EL RD 1566/1998
J. SÁNCHEZ JIMÉNEZ1, A. GARCÍA ROMERO1, L. NÚÑEZ
MARTÍNEZ1, J. RUIZ POMAR1, J.A. FONT GÓMEZ2,
A. HERNÁNDEZ VITORIA1.
1Hospital Clínico Universitario Lozano
2Hospital Txagorritxu. Vitoria-Gasteiz.
Blesa. Zaragoza.
Introducción: El control de la estabilidad de la homogeneidad de los perfiles y de las cuñas virtuales es una
prueba de obligado cumplimiento por el Real Decreto
1566/1998 de control de calidad en radioterapia. En
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
él, se proponen como parámetros a verificar la uniformidad y la simetría del haz, pero no se especifica qué
prueba realizar para la verificación de elementos modificadores tales como las cuñas virtuales. Los valores
de los parámetros mencionados dependen únicamente
de los valores de algunos puntos determinados del haz
tales como el máximo o el mínimo de la dosis, el valor
de la dosis a una distancia dada del centro del perfil,
etc. Esto hace que no reflejen el comportamiento global del perfil sino sólo el de dichos puntos lo que se
hace necesario una verificación más consistente. Ese
es el propósito del Test Gamma que evalúa desplazamientos espaciales y diferencias de dosis para cada
punto del perfil.
Material y métodos: Se han medido distribuciones de
dosis de haces de fotones de 6 MV y 18 MV de un
Siemens Mevatron Primus mediante un sistema analizador de haces BMS Schuster que consta de una matriz lineal de 87 diodos con un espaciado de 5 mm entre sí. Las distribuciones se han medido con un
espesor de metacrilato de 2,5 cm sobre la matriz. Se
han medido campos cuadrados de 20 cm x 20 cm con
cuñas virtuales (en 2 orientaciones y con angulaciones
de 15º,30º,45º y 60º) y sin cuñas (campo abierto).
Se ha desarrollado una aplicación informática capaz de
leer los archivos del BMS Schuster en formato ASCII
que calcula el histograma gamma de todos los puntos
de la distribución obtenida. Dicho programa aplica tolerancias diferentes a cada una de las zonas de la distribución (zona interior, penumbras y zona exterior) establecidas de acuerdo al protocolo nacional de control de
calidad en sistemas de planificación (PNCCSP). Así
mismo realiza una fusión entre ambas distribuciones
previa al cálculo para evitar el error sistemático en el
cálculo debido a un desplazamiento en la colocación
del analizador de haces. Es necesario llevar a cabo una
interpolación previa, especialmente en aquellos puntos
donde el gradiente de dosis es alto (ej: penumbras),
minimizando así los errores de discretización. El programa representa el histograma gamma junto con sus
valores críticos e indica sobre la distribución medida
los puntos que se encuentran fuera de tolerancias para
una mejor valoración de los resultados.
Se han tomado como referencias para el cálculo de las
diferencias las distribuciones de dosis que presentaban
una mayor uniformidad y simetría (en el caso de los
perfiles de campo abierto) o los obtenidos tras su
ajuste por parte de la casa suministradora (en el caso
de las cuñas virtuales).
Finalmente se ha llevado a cabo una valoración de los
resultados obtenidos con dicho test, así como de su
validez como herramienta de control de la estabilidad.
Para ello se ha buscado una correlación entre los re-
sultados del test y los obtenidos mediante el análisis
de los parámetros anteriormente utilizados en nuestra
institución (uniformidad, simetría, tamaño de las penumbras, cociente izquierda-derecha a ±5cm del centro del perfil, máximo, mínimo y cociente a ±5cm del
centro de la cuña).
Resultados y discusión: El test es capaz de detectar
desviaciones en los perfiles que pasan inadvertidas en
los parámetros basados en los valores puntuales tales
como un error en el posicionamiento de las mordazas o
las multiláminas (mejora un 9% la sensibilidad).
Además gracias a la superposición de las distribuciones
de referencia y la medida, así como la representación
de los puntos que exceden las tolerancias, se puede indentificar de manera rápida la zona fuera de tolerancias
y su posible causa. Por otro lado con este test se eliminan completamente los falsos positivos del sistema anterior (alta especificidad), es decir, valores de los parámetros fuera de tolerancias que no representaban
desviaciones significativas entre las dos distribuciones.
Estos podían llegar a aparecer con una frecuencia relativa del 13% para los parámetros principales (planitud y
simetría) y de un 43% para cualquier parámetro.
Conclusiones: El test gamma es una herramienta adecuada y consistente para el análisis de distribuciones
de dosis con fines de control de calidad en aceleradores que además cumple con los requisitos de análisis
exigidos en el PNCCSP. Está especialmente indicado
para reducir el número de falsos positivos y aumentar
la sensibilidad que resulta de parámetros como la planitud o la simetría en el caso de los perfiles de campo
abierto. En el caso de las cuñas dinámicas, en ausencia de referencias en el RD y al amparo del PNCCSP
se revela como una alternativa válida y eficaz para detectar posibles desviaciones.
Referencias
1. Stock M, Kroupa B, Georg D. Interpretation and evaluation of the index and the index angle for the verification
of IMRT hybrid plans. Phys Med Biol 2005; 50: 399411.
2. Low DA, Dempsey JF. Evaluation of the gamma dose
distribution comparison method. Med Phys 2003; 30:
2455-64.
3. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique
for the quantitative evaluation of dose distributions.
Med Phys 1998; 25: 656-661.
4. RD 1566/1998, de 17 de julio, por el que se establecen
los criterios de calidad en radioterapia.
5. Delgado Rodríguez JM, García Vicente F, Millán
Cebrián E. Protocolo Nacional de Control de Calidad en
Sistemas de Planificación de Terapia con Radiaciones
Ionzantes. RDA Editores, Sociedad Española de Física
Médica, 2005, ISBN 8493444812.
Palabras clave: Test gamma, control calidad, estabilidad,
homogeneidad, cuñas virtuales.
Dosimetría física e instrumentación
91
1020
IMPLICACIONES DOSIMÉTRICAS DEL
AUMENTO DE LA RESOLUCIÓN DE UNA
MATRIZ BIDIMENSIONAL DE CÁMARAS
DE IONIZACIÓN EN LA VERIFICACIÓN
DE CAMPOS DE IMRT
D. SEVILLANO MARTÍNEZ, F. GARCÍA-VICENTE, P. CASTRO
TEJERO, C. FERRER GRACIA, L. PÉREZ, J.J. TORRES
Servicio de Oncología Radioterápica. Hospital Universitario La
Princesa. Madrid.
Introducción: La verificación de tratamientos de
IMRT implica medir campos con altos gradientes de
dosis, para lo que hace falta un equipamiento que posea una alta resolución espacial. En este trabajo se evalúa el comportamiento en la verificación de campos de
IMRT de una matriz de cámaras de ionización situadas
cada centímetro y sus posibilidades de mejora realizando varias adquisiciones para el mismo campo con el
fin de tener más puntos de medida. Se ha elaborado un
programa que, a través de cuatro medidas, obtiene datos de perfiles de haces de fotones cada 5 mm para luego compararlos con los datos del planificador por medio del criterio gamma. En el momento de elaboración
de este trabajo el fabricante implementó de forma independiente esta funcionalidad como parte de su software comercial. Estos resultados son comparados con
los de la matriz en una sola adquisición.
Material y métodos: El equipo de dosimetría utilizado es el 2D-Array seven29 de PTW, que consta de 729
cámaras de ionización de 5 mm x 5 mm x 5 mm colocadas cada centímetro formando una matriz de 27 x
27 detectores. Se han realizado medidas de campos
estáticos y de IMRT para un tratamiento de próstata
estándar (10 segmentos por campo) con este método.
Los campos estáticos se han comparado con medidas
en cuba con diodo y con una cámara PTW Semiflex
31002 de 0,125 cm3. La medida de los campos de
IMRT se hizo con el acelerador a 0º y con 10 cm de
espesor de agua sólida. Estos campos fueron comparados con el planificador por medio del criterio gamma
usando unas tolerancias del 3% y 3 mm, de forma que
un punto se encuentra dentro de tolerancias si la dosis
medida se diferencia menos de un 3% con la de referencia o, si en el campo de referencia hay un punto
con su mismo valor de dosis a menos de 3 mm a su alrededor. El algoritmo de cálculo del criterio gamma
fue validado con el programa RIT113 v4.4
(Radiological Imaging Technology inc.). Los campos
se normalizaron al máximo, la razón de hacerlo así es
que el tamaño mínimo de segmento utilizado es de 1
cm, por lo que en el punto de máxima dosis garantiza92
mos que tenemos uniformidad al menos en ese área,
mientras que en el centro podemos encontrarnos con
situaciones de alto gradiente de dosis. El área en que
se evaluó la imagen es de 15 cm2, que se ajusta a los
campos utilizados en el tratamiento.
Resultados y discusión: En el caso de campos estáticos,
las penumbras se reducen a la mitad al medir cada 5 mm
y se aproximan mucho a las dadas por la cámara
Semiflex, aunque son el doble que las dadas por el diodo.
En cuanto a la verificación de campos de IMRT, al
medir con la resolución intrínseca del equipo alrededor de un 20% de los puntos no cumple el criterio
gamma, mientras que con el doble de resolución los
valores obtenidos varían entre el 2% y el 7,7% con un
valor medio de 4,9%. La mayoría de los puntos fuera
de tolerancias son aquellos con un alto gradiente de
dosis en las zonas externas de los campos, lo que implica que la matriz de detectores sigue estando limitada por su resolución espacial al medir cada 5 mm.
Conclusiones: La matriz mejora su comportamiento
considerablemente al medir con el doble de resolución,
si bien la aplicación de un criterio cuantitativo estricto
y preciso para la verificación de campos de IMRT con
los criterios de 3% y 3 mm sigue estando limitada tanto por el efecto del espaciado de muestreo como por el
tamaño intrínseco de las cámaras de ionización.
Referencias
1. PTW- Freiburg. 2D-ARRAYseven29 and 2D-ARRAY
user Manual.
2. Depuydt T, Van Esch A, Huyskens D P. A quantitative
evaluation of IMRT dose distributions: refinement and
clinical assessment of the gamma evaluation. Radiother
Oncol 2002; 62: 309-19.
3. Spezi E, Angelini A L, Ferri A. A multiple acquisition
sequence for IMRT verification with a 2D ion chamber
array. Med Dosim 2006; 31: 269-72.
Palabras clave: IMRT, matriz 2D, dosimetría, verificación
de tratamientos.
1021
EVALUACIÓN DEL ALGORITMO
MONTECARLO PARA ELECTRONES DE
VARIAN (EMC) EN CAMPOS PEQUEÑOS
DE ELECTRONES MEDIANTE PELÍCULA
RADIOCRÓMICA
J. MARTÍNEZ ORTEGA
Servicio de Radiofísica. Hospital Quirón. Madrid.
Introducción: El algoritmo de Montecarlo (eMC), basado en el código EGS4, ha sido implementado re-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
6 MeV
Tamaño
Campos
Campos
de
rectangulares
circulares
campo
(cm)
Dif.
C.V.
Dif.
C.V.
12 MeV
Campos
rectangulares
18 MeV
Campos
circulares
Campos
rectangulares
Campos
circulares
Dif.
C.V.
Dif.
C.V.
Dif.
C.V.
Dif.
C.V.
1
-25,0%
4,4%
-3,3%
0,8%
-15,3%
2,2%
6,2%
1,3%
-5,2%
4,0%
4,5%
6,4%
2
-3,8%
1,8%
-2,6%
2,5%
-2,6%
0,9%
-3,3%
0,5%
0,3%
3,1%
2,4%
3,0%
3
-1,0%
0,4%
1,0%
2,6%
-2,4%
2,1%
3,6%
0,1%
2,5%
1,4%
-2,0%
0,1%
4
-1,0%
2,8%
0,5%
0,8%
-0,3%
2,6%
0,4%
0,1%
1,7%
2,4%
-2,9%
1,1%
5
2,3%
1,0%
0,5%
0,8%
0,1%
0,7%
-1,5%
0,1%
2,4%
0,1%
-2,0%
0,5%
2x6
-4,5%
3,2%
0,9%
2,8%
4,0%
1,0%
cientemente como opción en el planificador Eclipse,
de Varian. Sin embargo, este algoritmo sólo está disponible para aceleradores Varian, puesto que se requieren parámetros de diseño del acelerador.
Para validar el ajuste del eMC, no fue posible la medida de factores de campos muy pequeños por medio de
cámara de ionización plana debido a su tamaño, por lo
que se recurrió al uso de película radiocrómica.
Material y métodos: Mediante el algoritmo eMC, se
calcularon los factores de campo, para distintos moldes tanto rectangulares (con áreas de 1 a 6 cm2) como
circulares (con diámetros de 1 cm a 5 cm), insertados
en un aplicador 6 x 6, para las energías nominales de
6, 12 y 18 MeV de un acelerador Varian Clinac
2100C/D, a la profundidad de referencia.
Dichos valores se calcularon sin suavizado de la distribución de dosis (smoothing), con precisión del 1% y
tamaño de rejilla de cálculo de 1 mm.
Los factores de campo medidos se obtuvieron por medio de película radiocrómica (Gafchromic EBT), irradiada en un maniquí de poliestireno (SP34,
Scanditronix-Wellhöffer) y digitalizada en un escáner
Epson Expression 1000XL, siguiendo las recomendaciones de Chair1 y Paelinck2. Posteriormente, se analizaron con el programa OmniPro ImRT (ScanditronixWellhöffer).
Resultados y discusión: Se hizo un promedio de las
series medidas para cada tamaño de campo y energía,
obteniéndose tanto la dosis absoluta como el factor de
campo referido al tamaño de 6 cm x 6 cm. En la tabla
se exponen las diferencias porcentuales encontradas
en los factores de campo respecto a los valores calculados por eMC, así como los valores para el coeficiente de variación (C.V.), tomados como la relación entre
la desviación típica y el promedio.
En los campos más pequeños es donde se encuentran
mayores diferencias, debido a la falta de planitud del
haz, que se asemeja a una gaussiana. Este efecto es
más acentuado cuanto más baja es la energía.
Conclusiones: El algoritmo eMC permite un cálculo
preciso con tamaños de campo desde 3 cm x 3 cm para 6 MeV y desde 2 cm x 2 cm para 12 y 18 MeV.
La película radiocrómica es un método válido para la
medida de factores de campo en haces de electrones.
Referencias
1. Coursey BM et al. Radiochromic f ilm dosimetry:
Recommendations of AAPM Radiation Therapy
Commitee Task Group 55. A. N. Chair, C.R. Blackwell
Med Phys 1998; 24: 2093-2115.
2. Paelinck L, De Neve W, de Wagter C. Precautions and
strategies in using a commercial flatbed scanner for radiochromic film dosimetry. Phys Med Biol 2007; 52:
231-242.
Palabras clave: Montecarlo, electrones, campos pequeños,
película radiocrómica.
1022
DISEÑO DE UN CONTROL DE CALIDAD
DE UN SISTEMA DE PLANIFICACIÓN
PARA IMPLANTES DE SEMILLAS EN
PRÓSTATA EN TIEMPO REAL
E. ANTOLÍN SAN MARTÍN2, J. ORDÓÑEZ MÁRQUEZ2,
M.A. RUIZ LÓPEZ2, M.J. BÉJAR NAVARRO1, B. CAPUZ SUÁREZ1,
R. COLMENARES FERNÁNDEZ1, R. MORÍS PABLOS1.
1Servicio de Oncología Radioterápica. 2Servicio de Radiofísica y
Protección Radiológica. Hospital Ramón y Cajal. Madrid.
Introducción: El Servicio de Oncología Radioterápica del Hospital Ramón y Cajal de Madrid dispone de
un sistema de planificación e implante de semillas de
Yodo-125 en próstata en tiempo real. Este sistema permite, con el guiado de una sonda ecográfica transrectal, reconstrucciones tridimensionales de volúmenes e
Dosimetría física e instrumentación
93
isodosis, ver los cambios en los volúmenes durante el
implante, asegurar que las agujas sean guiadas con la
máxima precisión y corregir su posicionamiento (y
por lo tanto la dosimetría) con respecto a la planificación previa. Todo esto genera una dosimetría más
ajustada a la realidad del implante. Para que este sistema funcione correctamente, el planificador y el sistema de guiado (el ecógrafo y el sistema de posicionamiento para las agujas o rejilla), deben estar
totalmente sincronizados y calibrados espacialmente.
Por tanto, un protocolo de control de calidad debe
contener pruebas que aseguren tanto la capacidad de
cálculo dosimétrico de nuestro sistema, como esta sincronización y calibrado para el guiado en tiempo real.
Material y método: Realizamos tanto pruebas geométricas como pruebas dosimétricas al conjunto planificador-sistema de guiado.
Resultados y discusión: Se ha observado una discrepancia de 2º entre la posición de la sonda que muestra
el planificador en la reconstrucción sagital y su posición real. Los resultados de las otras pruebas geométricas y dosimétricas se encuentran dentro de las tolerancias establecidas en nuestro Servicio.
Conclusiones: Con este procedimiento de control de
calidad se puede detectar cualquier fallo en los procesos de planificación e implante de semillas y corregir
las anomalías detectadas.
Referencias
– Delgado JM, García F, Millán E. Protocolo para control
de calidad en sistemas de planificación de terapia con radiaciones ionizantes. Sefm 2005.
Palabras clave: Semillas, I125, control calidad, planificador, tiempo real, próstata.
En las pruebas geométricas se comprobó:
– La correspondencia del posicionamiento de las agujas insertadas en el sistema de guía de las agujas
(rejilla) con las posiciones mostradas en la pantalla
del ecógrafo. Para ello, se realizaron adquisiciones
en una cuba de agua acoplada a la rejilla, tanto en
los planos sagitales, usados para la reconstrucción
tridimensional, como en los transversales.
– La correspondencia del sistema de referencia del
ecógrafo con el sistema de referencia del planificador. Para esto las imágenes adquiridas en la cuba
capturadas por el ecógrafo, se compararon con la
reconstrucción tridimensional y con la imagen en
tiempo real mostrada por el planificador.
– La reconstrucción correcta de volúmenes, comparando la reconstrucción dada por el planificador
con la obtenida con un TC calibrado.
Las pruebas dosimétricas consistieron en verificar:
– La introducción correcta de las características de
las fuentes a implantar.
– La respuesta del planificador ante el cambio de: fechas, tanto del día del implante como de la fecha de
calibración de las semillas; periodo de semidesintegración y TKRA de las semillas.
– El cálculo de dosis en diferentes puntos y volúmenes (histogramas), comparando los datos del planificador a estudio con otro de control, para varias
distribuciones de semillas.
– Comparación de distribuciones de dosis entre ambos planificadores.
– La correcta normalización y prescripción de dosis.
– La concordancia con un cálculo manual en puntos
alejados del implante.
94
1023
COMPARACIÓN DE LA MEDIDA DEL
FACTOR CGY/UM UTILIZANDO UN
PROCEDIMIENTO DE MEDIDAS CON
POLIESTIRENO Y EL PROCEDIMIENTO
RECOMENDADO POR LA IAEA (TRS-398)
DE MEDIDAS EN AGUA
M.J. BÉJAR NAVARRO1, R. COLMENARES FERNÁNDEZ1,
R. MORÍS PABLOS1, B. CAPUZ SUÁREZ1, J. ORDÓÑEZ
MÁRQUEZ2, E. ANTOLÍN SAN MARTÍN2, M.A. RUIZ LÓPEZ2.
1Servicio
de Oncología Radioterápica. 2Servicio de Radiofísica y
Protección Radiológica. Hospital Ramón y Cajal. Madrid.
Introducción: En el Servicio de Oncología Radioterápica del Hospital Ramón y Cajal tradicionalmente se
realizaban medidas para determinar la dosis de referencia de máquinas de fotones y electrones, siguiendo
los procedimientos recomendados para la dosimetría
absoluta por la SEFM, con medidas en poliestireno a
la profundidad del máximo de dosis en electrones y a
la equivalente a 10 cm de agua en fotones.
Material y método: Tras la publicación del TRS-398 de
la IAEA en el que se recomiendan las medidas en agua a
la profundidad de referencia y la adquisición de una cuba
pequeña de agua modelo WP 1D de Wellhöfer, se procedió al cambio de la metodología de dosimetría absoluta.
Mediante medidas en la misma jornada con el formalismo de la SEFM en poliestireno y el recomendado en el
TRS-398, se evaluó la diferencia entre ambos métodos.
Resultados: En la siguiente tabla se resume el grado
de coherencia entre ambos métodos en el cálculo del
factor cGy/UM en el máximo en el acelerador Precise
SLi de Elekta.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Palabras clave: Dosimetría absoluta, poliestireno, factor
de transferencia, IAEA TRS-398, factor cGy/UM.
cGy/UM en el máximo
Agua
Poliestireno
(TRS-398)
(SEFM)
Dif (%)
Ftrans
6 MV
0.995
1.002
0,7
0.997
15 MV
1.007
1.001
-0,6
1.010
4 MeV
1.002
1.007
0,5
1.012
6 MeV
1.014
1.006
-0,8
1.017
9 MeV
1.008
1.010
0,2
1.016
12 MeV
1.019
1.009
-1,0
1.013
15 MeV
1.008
1.002
-0,6
0.996
18 MeV
1.011
1.009
-0,2
0.980
20 MeV
0.998
1.002
0,4
0.968
1024
ELECCIÓN DEL FACTOR CUÑA PARA
CAMPOS CONFORMADOS EN
ACELERADORES CON CUÑA
MOTORIZADA
D. PEDRERO DE ARISTIZÁBAL, M.A. INFANTE UTRILLA,
R. JIMÉNEZ ROJAS, S. GARCÍA REPISO, M.A. LÓPEZ BOTE,
R. LINARES DOBLADO
Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General
Universitario Gregorio Marañón. Madrid.
Si por cualquier razón nos viéramos obligados a realizar puntualmente medidas del factor cGy/UM en poliestireno, se concluyó que mejor que utilizar factores
cpl de reescalado de profundidades en plástico a sus
equivalentes en agua o hpl de reescalado por la diferencia de fluencia de electrones en plástico y agua a una
profundidad equivalente, utilizaríamos un factor de
transferencia plástico-agua (Ftrans), que es un factor determinado experimentalmente (ver tabla) y que convierte el resultado de las lecturas de carga en poliestireno
en unas determinadas condiciones en la dosis absorbida
en agua mediante Dw,Q (zmax) = Dm,Q (zmáx) Ftrans,Q.
Introducción: La variación del factor cuña (definido
como el cociente de la dosis absorbida en un maniquí
en un punto del eje central de un haz de fotones para
una cantidad determinada de U.M. con y sin cuña) con
el tamaño de campo es un efecto bien conocido. El incremento de este factor con el tamaño de campo en presencia de cuña es debido a los cambios en la fluencia de
radiación dispersa generada en el cabezal1-3. Para el caso de un campo conformado con cuña, surge el problema de qué factor cuña aplicar en el cálculo de U.M. (si
el correspondiente al campo equivalente bloqueado o el
correspondiente a la apertura de colimador).
La aplicación del factor Ftrans,Q con su incertidumbre
asociada supone una mayor incertidumbre en la determinación de la dosis absorbida, pero puede ser admisible para medidas de constancia o para determinar si
el factor cGy/UM se mantiene dentro de tolerancias.
Conclusiones: El paso de una metodología basada en la
calibración de cámaras en aire (NDair) y medidas en
poliestireno a la metodología recomendada por la IAEA
en los procedimientos del TRS-398 basada en la calibración en agua (NDw) supuso, en nuestro caso, variaciones menores o iguales al 1,0% tanto para fotones como para electrones. A pesar de que esta diferencia fue
muy pequeña, el uso de un formalismo más simplificado, la menor incertidumbre de los factores aplicados y
el hecho de que el medio de calibración de las cámaras
sea el mismo que el medio de medida, suponen ventajas
que justifican por sí mismas el cambio de formalismo
en la dosimetría absoluta al propuesto por la IAEA.
Material y métodos: En tres aceleradores de la firma
Elekta: SL75-5 (6 MV), SL18 (6 y 15 MV) y Precise (6
y 15 MV) se han realizado medidas de factores cuña
para campos con apertura de colimador 30 x 30, y una
colimación terciaria de cerrobend dando lugar a campos de tamaño en el punto de medida de 10 x 10 cm2,
15 x 15 cm2 y 20 x 20 cm2, SSD = 100 cm y profundidad, 5 cm. Las medidas se han llevado a cabo con una
cámara RK (0,12 cm3 de volumen activo) y un electrómetro PTW-Unidos. También se han medido factores
cuña de campos con apertura de colimador 9,5 x 9,5
cm2, 14,3 x 14,3 cm2, 19 x 19 cm2 y 30 x 30 cm2 con la
intención de obtener tamaños de campo de 10 x 10 cm2,
15 x 15 cm2 y 20 x 20 cm2 respectivamente a una distancia del foco de 105 cm, y poder comparar los factores cuña de un mismo tamaño de campo a la profundidad de medida obtenido de las dos formas: mediante
colimación secundaria y mediante colimación terciaria.
La determinación de un factor de transferencia plástico-agua (F trans) nos permitirá realizar medidas de
constancia del factor cGy/UM en poliestireno si es necesario y disponer de un método de emergencia para
utilizar una cámara cilíndrica no sumergible para la
determinación de la dosimetría absoluta.
Resultados y conclusiones: Los aceleradores utilizados en este estudio están dotados con una cuña motorizada de 60º, situada en el cabezal, por encima de la
colimación secundaria (formada por dos pares de
mandíbulas en las direcciones X e Y para los modelos
SL75-5 y SL18, y para el Precise un par de mandíbu-
Dosimetría física e instrumentación
95
las en la dirección X y un MLC de 40 pares de láminas de 1 cm de proyección en isocentro, más un diafragma de backup en la dirección Y). Tanto para estos
cabezales como para los demás diseños, quien determina siempre la variación de la radiación dispersa que
sale del cabezal es la colimación secundaria.
Introducción: Como parte del control del calidad del
proceso de modelado de los haces para los algoritmos
de convolución y superposición, se ha realizado una
comprobación experimental sistemática de los parámetros relativos al endurecimiento del espectro por la
interposición de un filtro cuña.
Habrá que determinar en cada caso el tamaño de campo delimitado por dicha colimación, que en el supuesto de contar con MLC como colimación secundaria
(Elekta, Siemens), vendrá dado por el campo bloqueado equivalente resultante de la conformación4.
Material y métodos: El estudio se ha aplicado a tres
aceleradores de la firma Elekta: SL-75-5 (6 MV), SL18 (6 y 15 MV) y Precise (6 y 15 MV). Los filtros cuña son de tipo motorizado con una angulación equivalente a 60º.
En nuestro estudio, la conformación se ha realizado
mediante bloques de cerrobend, que constituyen la colimación terciaria dando lugar a un cierto tamaño de
campo bloqueado. El factor cuña adecuado para el
cálculo de U.M. en esta situación es el correspondiente al tamaño de campo 30 x 30 ya que es éste el determinado por la colimación secundaria. Esto se pone de
manifiesto en la buena coincidencia encontrada al
comparar los factores cuña medidos para los campos
conformados mediante bloques y el del campo de 30 x
30 sin colimación terciaria.
Se han medido los porcentajes de dosis en profundidad para campos abiertos y con cuña, mediante detectores de semiconductor p-Si, en el analizador de campos RFA300, Scanditronix, a DFS=100 cm, para
tamaños de campo de 6 x 6, 10 x 10, 20 x 20 y 30 x
30 cm2. Se han obtenido los parámetros D10, D20 y
D10/ D20.
En el caso en que la conformación se llevara a cabo
mediante multiláminas, el factor cuña adecuado sería
el del campo equivalente bloqueado, dado que la colimación secundaria en esta situación viene determinada por la geometría del MLC.
Referencias
1. Palta R, Daftari I, Suntharalingam N. "Field size dependence of wedge factors". Med Phys 1998; 15(4): Jul/Aug.
2. Heukelom S, Lauson JH, Mijnheer BJ. "Wedge factor
constituents of high energy photon beams: field size and
depth dependence". Radiother Oncol 1994; 30: 66-73.
3. Heukelom S, Lauson JH, Mijnheer BJ. "Wedge factor
constituents of high-energy photon beams: head and
phantom scatter dose components". Radiother Oncol
1994; 32: 73-83
4. Palta R, Yeung K. "Dosimetric considerations for a multileaf collimator system". Med Phys 1969; 23 (7).
Palabras clave: Factor cuña, campos conformados, cuña
motorizada.
Por otra parte, en el proceso de modelado de estos haces en el sistema planificador XiO, CMS, v.4.3.1 se
han obtenido exactamente los mismos valores para estos parámetros. Datos de partida: coeficiente de atenuación lineal y coordenadas del filtro cuña.
Resultados y discusión: En la Tabla 1 se muestra un
resumen de los datos experimentales en términos del
tanto por ciento de incremento de energía (disminución de la relación D10/D20) como consecuencia de la
interposición del filtro cuña, para los distintos tamaños de campo y aceleradores.
Tabla 1. Incremento (%) en E -disminución de D10/D20al interponer el filtro cuña
SL-18 SL-18
Precise Precise (Low) (High) SL-75
-6 MV- -15 MV- -6 MV- -15 MV- -6 MV6x6
3,2
0,0
4,2
0,2
2,1
10 x 10
2,7
1,0
2,8
0,1
2,8
20 x 20
1,8
1,2
2,1
0,8
2,8
30 x 30
2,1
0,7
2,2
0,6
2,9
R. LINARES DOBLADO, M.A. LÓPEZ BOTE, D. PEDRERO DE
ARISTIZÁBAL, R. JIMÉNEZ ROJAS, S. GÓMEZ CORES,
S. GARCÍA REPISO
Conclusiones: Una vez comprobada experimentalmente la adecuación del proceso de modelado para diferentes energías y tamaños de campo, se puede señalar el reducido efecto del mismo en la energía del haz
nominal de 15 MV, que es del orden de la incertidumbre experimental (<1%). Para la energía nominal de 6
MV se aprecia un incremento del orden del 2% para
los campos grandes, que asciende al 3%-4% para
campos pequeños.
Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General
Universitario Gregorio Marañón. Madrid.
Palabras clave: Cuña, energía del haz.
1025
VALORACIÓN DEL EFECTO DEL FILTRO
CUÑA EN EL ESPECTRO DEL HAZ EN
DIFERENTES CONDICIONES
96
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
34001 el efecto de polaridad es de la misma cuantía que
para cualquiera de las cámaras cilíndricas, aunque por
supuesto, dependiente del electrómetro utilizado.
1026
EL EFECTO DE POLARIDAD EN UN
CONJUNTO CÁMARA-ELECTRÓMETRO
EN LA ENERGÍA DEL 60CO
A.M. GONZÁLEZ, A. BROSED
LMRI. CIEMAT. Madrid.
Introducción: El efecto de polaridad se manifiesta en
un conjunto cámara-electrómetro por el cambio de la
corriente de ionización liberada en una cámara de ionización al invertir el signo de la tensión de colección.
Se acepta como mejor valor el promedio de las corrientes con ambas polaridades.
En este trabajo se realiza un estudio del efecto de polaridad en un haz de 60Co en varios modelos de cámaras
de uso clínico, encontrándose una relación de dicho
efecto, no solamente con el modelo de cámara y tensión
de colección sino también con el electrómetro utilizado.
Material y métodos: Se utilizaron dos cámaras tipo
Shonka (cámaras esféricas de 3,6 cm3) y cuatro cámaras del tipo Farmer (NE 2571, PTW 30012, PTW
30013 y Wellhöfer FC65-G) muy usadas en dosimetría física. Se emplearon como electrómetros, el sistema de referencia de medida de corriente del LMRI,
basado en la balanza de Townsend (BT) y un electrómetro PTW UNIDOS 10002 (PTW).
Adicionalmente se han utilizado los datos de 81 conjuntos cámara-electrómetro calibrados en unidades de
dosis absorbida en agua, en la campaña de calibración
del año 2006, para obtener valores típicos del efecto
de polaridad.
Resultados y discusión: Como ya sabemos, el efecto
de polaridad de una determinada cámara depende de
la tensión de colección y de la calidad del haz de radiación en el punto de medida. Se demuestra en este
trabajo que adicionalmente depende del tipo de electrómetro usado, si se trata de un electrómetro "referenciado a tierra" como la balanza de Townsend o de
un electrómetro "flotante en la tensión de colección"
como el equipo PTW UNIDOS 10002.
Para las cuatro cámaras Farmer ensayadas: (I-/I+)BT/(I/I+)PTW = 0,993 ± 0,001 (k=1)
Para las cámaras Shonka: (I-/I+)BT/(I-/I+)PTW = 0,998 ±
0,001 (k=1)
En este trabajo se han determinado valores típicos de
I-/I+ para cada modelo de cámara en estudio, con los
electrómetro arriba mencionados.
Adicionalmente se ha observado, en contra de lo que se
podía prever, que para la cámara plano-paralela PTW
Por otra parte, no existe un criterio común entre los fabricantes de electrómetros a la hora de imputar un signo dado a la polaridad de una tensión de colección.
Para especificar sin confusión la polaridad aplicada,
hay que señalar la cuantía de esa tensión, la polaridad
y el electrodo al cual se aplica. En este trabajo se detallará para cada fabricante el sentido de la polaridad utilizado y las diferencias en entre la I-/I+ encontradas.
Conclusiones: Las conclusiones más importantes son
las siguientes:
– La cuantía del efecto de polaridad depende además
del modelo de cámara y de la tensión de colección,
del tipo de electrómetro utilizado: referenciado a
tierra o flotante en la tensión de colección.
– Se puede concluir, que para la energía del 60Co el
efecto de polaridad no es más significativo en la cámara PTW 34001 que en el resto de las cámaras cilíndricas estudiadas.
– No existe un criterio común entre los fabricantes a
la hora de indicar el signo de la polaridad, por lo
que hay que prestar atención a la utilización de una
misma cámara con diferentes electrómetros.
El LMRI seguirá calibrando tanto en dosis absorbida
en agua, como en kerma en aire, en las dos polaridades, y de esta forma:
– Se evita en los hospitales el uso de un factor de corrección por polaridad en la energía del 60 Co,
(kpol)Q0, que aparecía en la formulación general
cuando se determinaba ND,W en una sóla polaridad.
– Se contrarresta la escasez creciente de unidades de
60Co que impiden la determinación por parte del
usuario de (kpol)Q0
– Se podrá evaluar la posible variación del efecto de
polaridad de un conjunto con el tiempo.
Palabras clave: Polaridad, cámaras de ionización, 60Co.
1027
CRITERIO DE ACEPTACIÓN DE
ACELERADOR CON AJUSTE DE BEAM
MATCHING
J.A. VÁZQUEZ RODRÍGUEZ1, M. LÓPEZ SÁNCHEZ1, A. LÓPEZ
MEDINA1, A. TEIJEIRO GARCÍA1, R. FIGUEIRA2, F. SALVADOR
GÓMEZ, M. SALGADO FERNÁNDEZ1
Dosimetría física e instrumentación
97
1Instituto
Galego de Medicina Técnica. Hospital do Meixoeiro. Vigo
(España). 2Grupo de Física. Unidade de Radioterapia. Hospital S.
João. Oporto (Portugal).
Introducción: En los últimos años, los fabricantes de
aceleradores lineales de electrones, vienen ofertando como opción una técnica para obtener haces gemelos en
unidades de tratamiento parecidas, conocida como
Beam Matching. La ventaja de disponer de haces gemelos en un mismo servicio de radioterapia, permite el
cambio de unidad de tratamiento en caso de avería o parada planificada, hechos muy habituales y que suponen
una merma importante en el efecto biológico deseado
del tratamiento. No hemos encontrado en la literatura
científica revisada un criterio que establezca cuando dos
haces son suficientemente gemelos, es decir, un criterio
de aceptación para la técnica Beam Matching, por lo que
consideramos oportuno proponer uno.
Material y métodos: Se han empleado haces de energía nominal de 18 MV para comparar curvas de rendimiento en profundidad y perfiles con y sin cuña de
tres aceleradores: Un Siemens Primus y un Siemens
Oncor, ambos pertenecientes al Hospital do Meixoeiro
de Vigo y un Siemens Oncor del Hospital de Sao Joao
de Oporto. En los dos primeros se ha realizado el
ajuste Beam Matching.
Se ha considerado además como criterio que dos haces son iguales si la diferencia entre las medidas de
cada uno de ellos es inferior a 1/√2 la establecida para
las medidas realizadas y los resultados simulados por
un sistema de planificación de acuerdo con los protocolos de control de calidad de planificadores1-3.
Resultados: Como se observa en la tabla 1 todas las
curvas analizadas cumplen las tolerancias establecidas
por nuestro criterio de aceptación.
Para las curvas PDD (fig. 1) las desviaciones promedio, ∆p, calculadas son menores en el caso de los aceleradores con Beam Matching, tanto en la zona de
build-up como en la de equilibrio electrónico. No se
han encontrado ventajas apreciables para los perfiles
con y sin cuña.
Conclusiones: Los resultados obtenidos confirman el
mayor parecido entre los haces para los que se ha realizado la técnica de ajuste Beam Matching, que para
los haces que no se ha realizado. No obstante, es necesario que en el proceso de ajuste del equipo, además
de verificarse los rendimientos en profundidad y la
calidad del haz mediante un ajuste fino de la energía
Se ha utilizado la variación porcentual de la dosis local, ∆, como criterio para calcular la desviación entre
la dosis medida de dos curvas:
∆=
{
D1(d) - D2(d)] x 100 / D(dref), para curvas PDD.
[(D1(x) - D2(x)] x 100 / D1(0), para perfiles.
donde Di(d) es la dosis de la curva i-ésima a una profundidad d, D1(dref) es la dosis a una profundidad de
10 cm y Di(x) es la dosis de la curva i a una distancia
x del eje central.
Figura 1. Comparación de las curvas PDD de los tres aceleradores analizados.
Tabla 1. Los valores de la columna 2 representan las desviaciones promedio de las curvas analizadas para los aceleradores sin Beam-Matching. La columna 3 muestra las desviaciones promedio entre los aceleradores que cuentan con esta técnica mientras que la en la última columna se presentan los valores de tolerancia de acuerdo con el
criterio de aceptación para la técnica Beam Matching que hemos adoptado.
∆p (Oncor
Meixoeiro-Primus
Meixoeiro)
∆p Oncor
Meixoeiro-Oncor
San Joao)
Criterio
de aceptación para
beam matching
0,4%
0,5%
1,4%
0,0 mm
0,3 mm
1,4 mm
Perfil crossplane sin cuña, 10 x 10
0,3%
0,3%
2,1%
Perfil crossplane, cuña W15, 20 x 20
1,2%
2,1%
2,8%
Perfil crossplane, cuña W30, 20 x 20
1,1%
1,5%
2,8%
Perfil crossplane, cuña W60, 20 x20
2,8%
1,4%
2,8%
PDD (zona equilibrio electrónico), 10 x 10
PDD (zona build-up), 10 x 10
98
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
del haz de electrones que incide en el blanco, se realice un ajuste de la velocidad de las láminas durante un
campo con cuña dinámica.
El criterio propuesto lo cumplen ambos haces, si bien,
los haces para los que se realizó el ajuste son mucho
más similares que para los que no se ha realizado dicho ajuste.
Referencias
1. Fraass B, Doppke K, Hunt M, Kutcher G, Starkschall G,
Stern R, Van Dyke J. American Association of Physicists
in Medicine Radiation Therapy Committee Task Group
53: quality assurance for clinical radiotherapy treatment
planning. Med Phys 1998; 25:1773-829.
2. Netherlands Commision on Radiation Dosimetry.
Quality Assurance of treatment planning systems NCS
Forthcoming report. NCS 2000.
3. Delgado Rodríguez JM, García Vicente F, Millán
Cebrián E. SEFM. Protocolo para el Control de Calidad
en sistemas de planificación de terapia con radiaciones
ionizantes. 2005 ISBN 8493444812.
Palabras clave: Beam Matching, Sistemas de planificación,
Acelerador lineal de electrones.
1028
ESTABLECIMIENTO DEL ESTADO DE
REFERENCIA Y ANÁLISIS DE LA
REPRODUCIBILIDAD EN LA
DETERMINACIÓN DE LA DOSIS EN
PROFUNDIDAD
J. PUXEU, I. SANCHO, C. ALONSO, R. DE BLAS, M.C. LIZUAIN,
I. MODOLELL, C. PICÓN
Servicio de Física Médica y Protección Radiológica. Institut Cátala
d'Oncología. L'Hospitalet del Llobregat. Barcelona.
Introducción: Durante el tercer trimestre del pasado
año terminó la instalación de un acelerador lineal
Varian Trilogy en el Hospital ICO Duran y Reynals.
El primer paso a realizar después de la adquisición y
de las pruebas de aceptación realizadas por el personal
de la empresa subministradora, es el establecimiento
del estado de referencia.
Se propone la descripción de las distintas pruebas realizadas, el análisis de resultados y la discusión de las
mismas.
Analizando las distintas pruebas de estabilidad y caracterización de las distintas medidas, junto con análisis de porcentajes de dosis en profundidad y perfiles;
surge la pregunta de la reproducibilidad de las medidas y de la incertidumbre asociada. En una segunda
parte se analiza las incertidumbres discriminando las
asociadas al conjunto acelerador y sistema de medición, frente a las de alineación y centrado del conjunto.
Material y métodos: Las pruebas realizadas han sido
las propuestas en las normas IEC 976 y 977: Índice de
calidad del haz de radiación, Sistema monitor del haz,
Uniformidad y simetría del haz, Accesorios modificadores del haz: cuñas, MLC.., Dosis de referencia,
Variación de la dosis con la apertura del colimador, reproducibilidad.
Para la estimación de las incertidumbres asociadas, se
estudian un conjunto de 10 curvas de porcentaje de
dosis en profundidad (PDP) para todas las energías de
fotones y electrones, realizadas en dos series de cinco,
y por otra parte se estudia un conjunto de PDPs realizados a lo largo de todo el proceso de calibración y
por tanto habiendo realizado el alineamiento en distintas ocasiones. A partir de los resultados se analiza la
incertidumbre asociada al primer conjunto de medidas
y el efecto del reposicionado.
Resultados y discusión: En la tabla 1 se presentan un
ejemplo de los resultados.
Los resultados de las distintas pruebas muestran la
gran estabilidad del conjunto acelerador-sistema de
medida.
En el estudio de la reproducibilidad de los porcentajes
de dosis en profundidad se observan diferencias mayores para los electrones en las profundidades ligera-
Tabla 1. Análisis del sistema monitor (diferencias porcentuales máximas)
Prueba Tolerancia
6MV
15MV
6MeV
9MeV
12MeV
15MeV
18MeV
22MeV
0,26
0,26
0,18
0,14
0,43
1
2
0,29
0,23
0,41
2
3
0,72
0,93
0,50
3
2
0,28
0,8
0,49
4
2
0,15
0,1
0,11
5
2
0,15
0,05
0,81
0,43
0,61
0,17
0,24
1. Linealidad. 2. Dependencia angular. 3. Dependencia con la rotación del brazo. 4. Estabilidad después de una jornada. 5. Estabilidad
después de administrar una dosis alta.
Dosimetría física e instrumentación
99
Ejemplo de diferencias máximas obtenidas en las distintas profundidades para los distintos conjuntos de PDPs.
mente superiores a la profundidad del máximo, donde
el gradiente de dosis es mayor. Para el caso de los fotones las mayores diferencias se observan cerca de la
superficie, donde las condiciones de medida son más
críticas por no haber equilibrio electrónico.
Referencias
1. Granados CE, Andreo P, Brosed A, Lizuain MC, Sáez C,
Gultresa J. Incertidumbres y tolerancias de la dosimetria
en radioterapia. Curso organizado por la SEFM Oviedo,
16 y 17 de Octubre de 1997
2. INTERNATIONAL ELECTROTECHNICAL COMMISSION (IEC) 60976. Primera edición 1989
3. INTERNATIONAL ELECTROTECHNICAL COMMISSION (IEC)60977 Technical report. Primera edición 1989
Palabras clave: Estado de referencia, reproducibilidad, incertidumbres.
1029
PRUEBAS INICIALES DE CONTROL DE
CALIDAD DE UN COLIMADOR
MULTILÁMINAS DINÁMICO
uso de un dMLC ofrece algunas ventajas sobre otros
sistemas de colimación de haces, teniendo controlado
el movimiento de las láminas y verificada la posición
por ordenador y por lo tanto automatizando el tratamiento con campos de intensidad modulada. No obstante, pese a las facilidades que nos ofrece un dMLC,
es necesario evaluar el buen funcionamiento de la parte mecánica del sistema. Así pues, como parte de las
pruebas del estado de referencia del acelerador lineal,
se proponen unas pruebas para el control de calidad
inicial del dMLC, incluyendo pruebas de la estabilidad de la velocidad de las láminas, pruebas para evaluar el efecto del desequilibrio lateral entre láminas
adyacentes, pruebas para evaluar los efectos de la aceleración y desaceleración de las láminas y pruebas para evaluar los efectos de la precisión en el posicionamiento de las láminas y también de la parte
redondeada del final de las mismas. También se propone utilizar estas pruebas para un control de calidad
periódico del dMLC.
Material y métodos: Para la realización de las pruebas
iniciales de control de calidad del dMLC, se utilizan
dos métodos distintos de evaluación: películas radiográficas Kodak X-Omat V y un sistema electrónico de
imagen portal (EPID) incorporado al acelerador (panel
de Silicio amorfo modelo aS1000). Para todas las pruebas se utilizaron haces de fotones de 6 MV, tasa de dosis de 300 UM/min, campo 10 x 10 cm2 en el isocentro
y una distancia foco-placa/EPID de 100 cm. Para las
películas radiográficas se utilizó un maniquí de agua
sólida y se colocaron a una profundidad de 5 cm.
Prueba 1: Estabilidad de la velocidad de las láminas:
En esta prueba, generamos perfiles de dosis haciendo
mover pares de láminas opuestas a 7 velocidades
constantes diferentes, de mayor a menor velocidad: 1
cm/UM, 0,5 cm/UM, 0,33 cm/UM, 0,25 cm/UM, 0,2
cm/UM, 0,17 cm/UM y 0,14 cm/UM.
Prueba 2: Efecto de la aceleración y desaceleración de las láminas: En esta prueba, los pares de
I. SANCHO, J. PUXEU, C. ALONSO, R. DE BLAS, M.C. LIZUAIN,
I. MODOLELL, C.PICÓN
Servicio de Física Médica y Protección Radiológica. Institut Cátala
d'Oncologia. L'Hospitalet (Barcelona).
Introducción: En el segundo semestre del año 2006,
nuestro centro adquirió un acelerador lineal Trilogy de
la empresa Varian, dotado de un colimador multiláminas dinámico (dMLC) de 120 láminas, de las cuales
las 40 centrales (cubriendo 20 cm de la parte central
del campo) tienen un ancho de 0,5 cm en el isocentro
y las 20 restantes (cubriendo otros 10 cm a cada lado
del campo) son de 1 cm de ancho en el isocentro. El
100
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
1030
SIMULACIÓN MONTE CARLO DE LA
SEMILLA DE 125I MODELO SELECTSEED
USADA EN BRAQUITERAPIA PROSTÁTICA
X.J. JUAN1, I.J. PORRAS2
1Servei
de Radiofísica i Protecció Radiològica del Consorci Hospitalari
Provincial de Castelló. Castelló de la Plana. 2Departamento de Física
Moderna de la Universidad de Granada.
láminas se hacen mover a velocidades constantes
diferentes, de la misma manera que lo descrito en la
prueba 1 y el haz es interrumpido en varios puntos
del recorrido de las láminas, de tal manera que obligamos a las láminas a frenarse y a volver a acelerarse varias veces en su recorrido. De esta manera,
evaluando los perfiles generados, podremos detectar inhomogeneidades significativas en los perfiles
debido a los efectos de aceleración y desaceleración
de las láminas.
Prueba 3: Efecto del desequilibrio lateral entre láminas adyacentes: Para evaluar este efecto, generamos
perfiles de dosis en la dirección transversal al movimiento de las láminas, utilizando el mismo patrón descrito en la prueba 1.
Introducción: La fuente de 125I modelo selectSeed usada en braquiterapia prostática es una de las más recientes
utilizadas en este tipo de técnica. Actualmente hay un trabajo Monte Carlo (MC) que permite definirla dosimétricamente, el de Karaiskos et al.1, y otro realizado con dosímetros de termoluminiscencia, Anagnostopoulos et al.2
Es importante aportar más información sobre esta fuente,
por eso el objetivo de este trabajo es estudiarla mediante
otro tipo de simulación MC.
Material y métodos: Se emplea la simulación Monte
Carlo (MC) para estudiar las características dosimétricas
de la fuente de 125I modelo selectSeed, fabricada por
Isotron para Nucletron. El código empleado es PENELOPE. La geometría implementada es la de Karaiskos et
al.1 Se definen los parámetros de la simulación tal que
todas las interacciones se simulan de manera detallada.
Se obtienen los parámetros desglosados en el TG 43
de la AAPM 3 y se compara con el trabajo de
Karaiskos et al.
Prueba 4: Efecto de la precisión en el posicionamiento de las láminas y del final redondeado de las
mismas: En esta prueba, generamos perfiles de dosis
haciendo mover pares de láminas opuestas a velocidad
constante de tal manera que cada lámina de cada par
la hacemos parar en un punto del recorrido durante un
intervalo de tiempo fijo. De esta manera, podremos
evaluar la sobre o infradosificación en este punto debido al posicionamiento de las láminas y a su forma
final redondeada.
Resultados y discusión: Se enumera a continuación
las diferencias relativas porcentuales, para cada parámetro del TG 43, entre los resultados obtenidos y el
trabajo de Karaiskos et al.
Resultados y discusión: Los resultados obtenidos con
los dos sistemas de adquisición de imágenes son evaluados y comparados entre sí. Aquí se presentan los
resultados obtenidos para las pruebas 1 y 3 para las
películas radiográficas.
La función de anisotropía 2D se desvía un ±5% para ángulos superiores a 5,5º, y puntualmente hasta un -15%
para ángulos inferiores a éste.
Referencias
Conclusiones: La concordancia entre los valores obtenidos de la simulación MC y los de Karaiskos et al.
es buena para casi todos los valores (r,θ), excepto para
ángulos cercanos al eje longitudinal de la fuente.
1. Chui CS, Spirou S, Losasso T. Testing of dynamic multileaf collimation. Med Phys 1996;23: 635-641.
2. Chang J,Obcemea C,Sillanpaa J, Mechalakos J, Burman
C. Use of EPID for leaf position accuracy QA of dynamic multi-leaf collimator (DMLC) treatment. Med Phys
2004;31: 2091-2096.
Palabras clave: DMLC QA, IMRT, EPID.
La función de dosis radial se desvía un ±2% para distancias menores de 8 cm, y hasta un ±6% para distancias mayores.
La constante de tasa de dosis obtenida es de 0,959 ±
0,008 cm-2, desviándose un 0,5%.
La función de anisotropía 1D se desvía como máximo
un 1,7%.
Este estudio aporta más información sobre la mencionada fuente, permitiendo ampliar el abanico de los códigos MC usados para su caracterización.
Dosimetría física e instrumentación
101
Referencias
1. Karaiskos et al. Monte Carlo dosimetry of the
selectSeed interstitial brachytherapy seed. Med Phys
2001;28: 1753-1760.
2. Anagnostopoulos et al. Thermoluminiscent dosimetry of
the selecSeed 125I interstitial brachytherapy seed. Med
Phys 2002;29: 709-716.
3. Rivard et al. Update of AAPM Task Group No. 43
Report: A revised protocol for brachytherapy dose calculations. Med Phys 2004;31: 633-674.
Palabras clave: Simulación Monte Carlo, semilla 125I modelo selectSeed, braquiterapia con implantes permanentes
prostáticos, TG 43.
Figura 2.
En primer lugar se ha simulado una semilla y se han
comparado los resultados con el documento de referencia TG 43 de la AAPM [2].
1031
PROPUESTA DE UNA MEJORA EN EL
CÁLCULO DE LOS SISTEMAS DE
PLANIFICACIÓN DE BRAQUITERAPIA
APLICADOS A IMPLANTES
PERMANENTES EN PRÓSTATA CON
FUENTES DE 125I MODELO 6711
X.J. JUAN1, I. PORRAS2, A.M. LALLENA2
1Servei de Radiofísica i Protecció Radiològica del Consorci
Hospitalari Provincial de Castelló. Castelló de la Plana.
2Departamento de Física Moderna de la Universidad de Granada.
Introducción: En este trabajo se propone una mejora
del cálculo dosimétrico de los sistemas de planificación de braquiterapia aplicados a implantes permanentes de fuentes radiactivas en próstata (IPP). La
base de la misma es la inclusión del efecto de apantallamiento de las fuentes entre sí en la función de
anisotropía 1D.
Material y métodos: La herramienta utilizada es la
simulación Monte Carlo mediante el código PENELOPE. La fuente estudiada es de 125I modelo 6711, fabricada por Amersham. La geometría implementada
es la de Williamson1. Los parámetros de la simulación
se han fijado tal que todas las interacciones se describen de manera detallada.
Figura 1.
102
A continuación se procede a estudiar el efecto del
apantallamiento. Para ello se toman dos configuraciones distintas de dos semillas cuyos centros están separados 0,5 cm: longitudinal (fig. 1) y paralela (fig. 2).
Para estas configuraciones se realizan sendas simulaciones para cada geometría considerando que sólo
una de las fuentes emite radiación. La diferencia entre éstas y la anterior simulación de semilla única
permite cuantificar el efecto del apantallamiento.
Finalmente, los resultados se comparan con los que
se obtendrían a partir de un típico sistema de planificación. A partir de la información obtenida se propone una función de anisotropía 1D efectiva, que tiene
en cuenta el efecto del apantallamiento, y que puede
implementarse en la configuración de los sistemas de
planificación, a fin de mejorar los cálculos dosimétricos. Dicha función corresponde a un ajuste polinómico-exponencial.
Resultados y discusión: La simulación de una semilla produce resultados acordes con los existentes en la
bibliografía, salvo algunas discrepancias en el eje longitudinal que pueden deberse a ligeras diferencias en
la geometría adoptada.
En la simulación con dos semillas, observamos que el
efecto del apantallamiento es significativo. El hecho
de considerar el mismo se traduce en una disminución
promedio de la tasa de dosis del orden del 0,49% en la
disposición longitudinal (fig. 1) y 0,58% en la paralela (fig. 2), para distancias superiores a 0,6 cm.
En el caso de los IPP, donde se insertan del orden de
50 a 100 semillas, que pueden quedar con orientaciones variables, cabe esperar que por promedio de orientaciones no aparezcan grandes diferencias entre el uso
de la función de anisotropía 1D o la 2D. Por ello puede ser útil disponer de una función de anisotropía 1D
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
que incluya el efecto del apantallamiento, y pueda mejorar el resultado global de distribución de isodosis.
Referencias
1. Williamson. Monte Carlo evaluation of specific dose
constants in water for 125I seeds. Med Phys 1998;15:
686-694.
2. Rivard et al. Update of AAPM Task Group No. 43
Report: A revised protocol for brachytherapy dose calculations. Med Phys 2004;31: 633-674.
Palabras clave: Simulación Monte Carlo, semilla 125I modelo 6711, braquiterapia con implantes permanentes prostáticos, TG 43.
1032
DETERMINACIÓN DE LAS
INCERTIDUMBRES INVOLUCRADAS EN
LA PUESTA EN MARCHA DE UN
SISTEMA DE RADIOTERAPIA GUIADA
POR LA IMAGEN 3D
X. JUAN, A. SANTOS, J. LÓPEZ, J.C. RUIZ, S. CALZADA
Servei de Radiofísica i Protecció Radiològica del Consorci Hospitalari
Provincial de Castelló. Castelló de la Plana.
Introducción: En la puesta en marcha de un sistema de
radioterapia guiada por la imagen es muy importante
cuantificar las incertidumbres del sistema y del proceso
en general. En este caso se trata de un sistema de radioterapia guiada por la imagen mediante imágenes de kilovoltaje (kV) y megavoltaje (MV). Se analiza para el caso de las imágenes volumétricas (3D) con kV. La unidad
de tratamiento (acelerador lineal de electrones) dispone
de su dispositivo electrónico de imagen portal (EPID), y
además incluye una plataforma para la obtención de
imágenes de rayos X del paciente en la posición de tratamiento. Este dispositivo montado ortogonalmente al
eje de radiación terapéutica consta de un tubo de rayos
X y su correspondiente detector plano, y gira de forma
solidaria al movimiento del brazo de la unidad, permitiendo la obtención de imágenes volumétricas (tomografía de haz cónico, CBCT), imágenes planas estáticas y
dinámicas. En este trabajo se analizan las incertidumbres encontradas durante la puesta en marcha del equipo
para el caso de las imágenes volumétricas (3D) con kV.
Material y métodos: Se dispone de un acelerador lineal de electrones modelo Synergy, fabricado por
Elekta Oncology Systems. El dispositivo electrónico
de imagen portal (EPID) de megavoltaje (MV) es de
Si amorfo y el de kilovoltaje (kV) es uno estándar.
Con el primer dispositivo las imágenes obtenidas son
2D y con el segundo son de tres tipos: 2D estáticas o
planas, 2D dinámicas y 3D o volumétricas.
La aplicación informática que controla las imágenes
MV es el IView GT y las kV el XVI. Para el caso de
las imágenes 3D con el kV el XVI es capaz de fusionar el CT de referencia (con el que se ha planificado
el tratamiento) con el CT realizado al paciente in situ
(CBCT). De dicha operación se desprenden unas correcciones para reposicionar la mesa de tratamiento;
tres movimientos de translación y otros tres de rotación. La mesa de tratamiento, de fibra de carbono,
permite movimientos de translación en los 3 ejes del
espacio y sólo rotaciones sobre su eje vertical. La precisión de ésta es de 1 mm y 0,1º.
El sistema de planificación computarizado (SPC) usado es el PrecisePlan v. 2.11 de Elekta Oncology
Systems. El TAC usado para la simulación virtual y
posterior dosimetría clínica del tratamiento es un
Toshiba modelo XVisionEx.
Resultados y discusión: Las incertidumbres calculadas son la global del sistema de fusionado de imágenes CT, la coincidencia de los dos isocentros de radiación (kV vs MV), la deformación producida por el
sistema de planificación computarizado al reconstruir
las imágenes CT, la del posicionado de pacientes y la
discrepancia en la delineación de volúmenes.
El valor obtenido para el conjunto de las incertidumbres se calcula como la suma cuadrática y es conocido
como parámetro α. Su valor, con un nivel de confianza del 95%, es de 1,3 ± 1,9 mm en x, 1,2 ± 1,9 mm en
y, y -1,1 ± 1,7 mm en z.
Conclusiones: El resultado obtenido permite conocer
la exactitud de las medidas realizadas y se tiene en
cuenta en el cálculo de los márgenes aplicados a los
volúmenes de irradiación de cada paciente, consiguiéndose aumentar la precisión del tratamiento.
Referencias
1. Van Herk M. Errors and margins in radiotherapy. Semin
Radiadiat Oncol 2004;14:52-64.
2. Yoo S, et al. A quality assurance program for the on-board imager. Med Phys 2006;33: 4431-4447.
Palabras clave: Radioterapia guiada por la imagen (IGRT),
dispositivo electrónico de imagen portal (EPID), haz cónico
tomográfico computarizado (CBCT), incertidumbre.
1033
CONTROL DE CALIDAD DEL SISTEMA
PLANIFICADOR COMPUTACIONAL DE
BRAQUITERAPIA PROSTÁTICA SPOT Y
FIJACIÓN DEL ESTADO DE REFERENCIA
INICIAL
Dosimetría física e instrumentación
103
X.J. JUAN, J. LÓPEZ, J.C. RUIZ, A. SANTOS, S. CALZADA
Servei de Radiofísica i Protecció Radiològica del Consorci Hospitalari
Provincial de Castelló. Castelló de la Plana.
Introducción: En la puesta en marcha del sistema computarizado SPOT, usado en la braquiterapia con implantes permanentes prostáticos, es importante establecer un
control de calidad. Se toma como referencia las recomendaciones del Technical Reports Series núm. 430
(TRS 430) de la IAEA. Se clasifican las pruebas en cuatro apartados: pruebas dosimétricas, geométricas, visualización dosimétrica e histogramas dosis-volumen (HDV).
Finalmente se estiman las incertidumbres asumidas para
los volúmenes de interés: próstata, recto y uretra.
Material y métodos: El sistema de planificación
computarizado se denomina SPOT y es comercializado por Nucletron. Éste sólo se usa para el cálculo de
la braquiterapia prostática con implantes permanentes
de fuentes radiactivas. El SPOT se configura empleando los resultados de Kariaskos et al.1 y aplicando el
formalismo del Task Group n. 43 de la AAPM (TG
43). El control de calidad se lleva a cabo según las recomendaciones del TRS 430 publicado por la IAEA.
El SPOT realiza sus cálculos en los HDV tomando
aleatoriamente un conjunto de puntos, que por defecto
son 5E+04. Esto implica que no se obtienen los mismos resultados cada vez que se abre un mismo plan, y
además la modificación del número de puntos escogidos afecta al resultado. Se estudia esta dependencia y
se estiman las incertidumbres puestas en juego.
Resultados y discusión: Se evalúa la distribución de dosis de una semilla calculando la diferencia porcentual dosimétrica entre la obtenida por el SPOT en un punto y la
calculada teóricamente con las aproximaciones puntual y
lineal para el factor geométrico. El resultado es que para
la primera aproximación las diferencias son altas para
distancias menores de 0,5 cm (entre -10% y -2,5%) y entre -1,4% y 1,7% para distancias mayores de 2,5 cm desde el centro de la fuente. Usando la segunda aproximación la diferencia es de 1,1% para todas las distancias.
Se modifica el valor del vóxel de cálculo, tomando
tres valores, 1 mm, 2 mm y 3 mm. Los resultados obtenidos reflejan una homogeneidad del 100% indistintamente del valor del vóxel.
Una prueba geométrica aplicada es el cálculo del volumen de una isodosis. Las diferencias entre el valor
teórico y el propuesto por el SPOT aumentan para volúmenes pequeños, quedando dentro del ±2%. Este resultado queda enmascarado por la fluctuación estadística del cálculo intrínseco del SPOT.
Para evaluar los HDV se fija el número de puntos de
cálculo en 5E+04 y para un mismo plan se anota el valor
del volumen de tres estructuras de interés. Volúmenes
104
grandes tienen una desviación máxima del 2,5%, y a
medida que disminuye el volumen aumenta la discrepancia entre el valor mínimo y máximo hasta casi el
11%. Repitiendo el mismo cálculo anterior con una sola
semilla, se observa una variación máxima del 5%, por
tanto el número de semillas influye en los resultados.
Se varía el número de puntos de cálculo desde 10 hasta
1E+06, y se anota el valor de los volúmenes de interés.
A medida que aumenta el número de dichos puntos,
disminuyen las fluctuaciones, convergiendo a un valor
Se deduce que con el número de puntos que salen por
defecto, el resultado es bueno. Las incertidumbres en la
exactitud del cálculo de los volúmenes son del 4% para
próstata, 7% para recto y 35% para uretra (con k=2).
Análogamente al apartado anterior se hace un análisis
estadístico de la incertidumbre asociada a los valores
de dosis en los HDV (D50, D90 y D100). Se verifica
la constancia de la dosis calculada para D50, D90 y
D100, con el número de puntos por defecto. Las incertidumbres (con k=2) son del 3% para D50, del 3% para D90 y del 16% para el D100.
Conclusiones: El TRS 430 exige una desviación ≤ del
±5% en la dosis, por lo que se concluye que se puede
garantizar el buen cálculo del SPOT usando el factor
geométrico puntual para distancias ≥ 0,4 cm con una
desviación máxima del ±4,4%, no siendo fiable para r
< 0,4 cm. Se garantiza un ajuste sobrado dentro del
±2% para r ≥ 0,1 cm si se usa la aprox. lineal para el
factor geométrico. Se supone que el SPOT usa esta segunda aproximación.
La incertidumbre porcentual asumida es mayor que la
diferencia máxima esperada, por tanto se espera con estas incertidumbres la buena cobertura en los resultados.
Referencias
1. Karaiskos et al. Monte Carlo dosimetry on the
selectSeed interstitial brachytherapy seed. Med Phys
2001;28: 1753-1760.
Palabras clave: Braquiterapia con implantes permanentes
en próstata, Sistema planificación computarizado, control
de calidad, TRS 430, TG 43.
1034
VERIFICACIÓN DE LA CALIBRACIÓN DE
SEMILLAS DE 125I MODELO
SELECTSEED
A. SANTOS, J.C. RUIZ, J. LÓPEZ, X.J. JUAN, I. MEIRIÑO,
P. CAYÓN, S. CALZADA
Servei de Radiofísica i Protecció Radiològica del Consorci Hospitalari
Provincial de Castelló. Castelló de la Plana.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Figura 1.
Figura 2.
Introducción: Las semillas de 125I modelo selectSeed se
usan en los implantes permanentes en próstata. Nuestro
centro empezó a realizar dichos tratamientos en el año
2004, realizándose hasta diciembre del 2006 un total de
49 tratamientos (364 semillas). El objetivo es estudiar
cuáles son las desviaciones entre la medida experimental
de la tasa de Kerma de referencia en aire (TKRA) y el
valor del certificado de calibración del fabricante.
Conclusiones: Para el conjunto de envíos el 92% de los
recibidos vienen calibrados con una desviación dentro
del ±4%, que es lo que afirma el fabricante. Para el
análisis individual de las semillas, el 86% vienen calibradas dentro de las especificaciones del fabricante.
Material y métodos: Las semillas modelo selectSeed
son fabricadas por ISOTRON para Nucletron. La
TKRA de las semillas se mide con la cámara de ionización PTW SourceCheck y el electrómetro PTW
UNIDOS E con su inserto correspondiente. Dicho sistema de medida está calibrado con una incertidumbre
del ±4%, con k=2.
Se calcula la desviación de la TKRA medida para cada una de las semillas de una muestra respecto al certificado y la desviación de la media de la muestra de
cada envío respecto al mismo. La muestra tomada corresponde a una elección aleatoria del 10% de las semillas del envío.
Resultados y discusión: Se representa la fig. 1 el histograma de las diferencias entre el valor medio del
TKRA medido y el del certificado de calibración para
los 49 envíos de fuentes y se ajusta una curva gaussiana. La anchura de cada valor de las abscisas es de 1,
es decir, que para una desviación representada del 1%
se engloban las desviaciones entre el 0,5% y 1,5%. El
promedio de los valores sugiere una desviación porcentual de 0,51 ± 2,44 y el centro de la gaussiana está
en 0,46 ± 0,17.
Para el total de las 364 semillas se representa en la fig.
2 el histograma de desviaciones entre la TKRA medida
individual y el certificado. El promedio de los valores
sugiere una desviación porcentual global de 0.61 ±
3.08 y el centro de la gaussiana está en 0,50 ± 0,27.
Palabras clave: Semillas 125I, Braquiterapia con implantes
permanentes en próstata, TKRA.
1035
PATRONES DE MOIRÉ EN EQUIPOS DE
RADIOGRAFÍA COMPUTARIZADA
M.L. CHAPEL GÓMEZ, M. GONZALEZ LEYBA, J.I. JIMÉNEZ
ALARCÓN, F. TATO DE LAS CUEVAS
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Univ. Ntra.
Sra. de Candelaria. Tenerife.
Introducción: La introducción de los equipos de radiología digital en los servicios de radiodiagnóstico
aporta múltiples ventajas. No obstante el proceso de
digitalización puede ser el causante de la aparición de
nuevos artefactos, que de no ser corregidos afectan a
la calidad de las imágenes clínicas. Uno de ellos es la
aparición de patrones de Moiré. Para su eliminación
las casas comerciales usan filtros de alta frecuencia.
Sin embargo el uso de rejillas de bajo número de líneas o un mal funcionamiento de las rejillas móviles
pueden dar lugar a la aparición de estos patrones que
afectan a la calidad de la imagen clínica obtenida.
Material y métodos: En el Centro de Especialidades
J.A. RUMEU (S/C Tenerife) se acaba de instalar recientemente un sistema de Radiografía Computeriza
que incorpora un lector marca KONICA-MINOLTA
REGIUS 190, con fósforos KONICA modelo RP-4S.
Dosimetría física e instrumentación
105
En el proceso de aceptación de este sistema se utilizó
el equipo de rayos X marca Philips y modelo Medio
50 CP, con un Tubo Philips modelo SRO 25 50 Re. El
equipo dispone de un bucky de mesa y otro mural ambos con el mismo tipo de rejilla de 31 pl/cm.
Se realizaron varias irradiaciones de un mismo fósforo, tanto en dirección perpendicular a las líneas de las
rejillas como en la dirección paralela. Usándose en todos los casos el Control Automático reexposición y
filtrando el haz de radiación con 1 mm de Cu.
Una vez obtenidas las imágenes en bruto, se calculó el
espectro de potencia de ruido normalizado mediante una
aplicación informática desarrollada en nuestro servicio.
Resultados y discusión: Se observó en la dirección paralela a la rejilla la aparición de patrones de Moiré tanto
en el bucky de pared como en el bucky de mesa. Se concluyó que estos artefactos eran debidos a la mala sincronización de la rejilla móvil con el inicio de la irradiación.
Una vez arreglada la falta de sincronía por parte del
servicio técnico, se volvió a repetir la irradiación del
fósforo, comprobándose la desaparición (en bucky de
mesa) o minimización (en bucky vertical) del artefacto.
Conclusiones: En la aceptación de los equipos de CR
es importante comprobar que las rejillas de los equipos de rayos X entran en funcionamiento de forma
sincronizada con el comienzo de la irradiación, ya que
en caso contrario aparecen los patrones de Moiré.
Este tipo de prueba debe repetirse en las pruebas de constancia para evaluar el buen funcionamiento de las rejillas.
Palabras clave: Moiré, CR, rejillas.
1036
COMPARACIÓN ENTRE MATERIALES
PARA EL CONTROL DE CALIDAD EN
MAMOGRAFÍA
del maniquí. Conocer el grado de similitud entre los
espectros emergentes es importante porque los detectores de imagen, utilizados en dichas pruebas, presentan una respuesta en energía.
Material y métodos: Los haces que vamos a analizar
corresponden a técnicas habituales en mamografía, tanto
convencional como digital. Los cuatro espectros utilizados, que han sido medidos a 60 cm del foco y publicados en la bibliografía, corresponden a sendos generadores con ánodo de Molibdeno, filtro de 0,03 mm de
Molibdeno para 25 y 28 kVp y con ánodo de Rodio, filtro de 0,025 mm de Rodio para 25 y 30 kVp. Ambos
con filtración inherente de 1 mm de Berilio. Los materiales, comúnmente utilizados, que hemos escogido para
la comparación han sido: agua, polimetil metacrilato
(PMMA), plástico equivalente a tejido (A150) y material equivalente a mama (50% adiposa, 50% glandular).
En la tabla se recoge las fracciones de los elementos
más importante que componen los mismos.
Los haces atraviesan en primer lugar un compresor de
1,2 mm de espesor de fibra de carbono, seguido del
maniquí. El espesor del material utilizado en el maniquí será dependiente de la técnica escogida: 2 y 4 cm
para el caso Mo-Mo y 6 cm para el Rh-Rh.
Para el estudio del transporte de la radiación hemos
utilizado el código de simulación Monte Carlo PENELOPE (v. 2005). Se han seguido 107 historias en cada
simulación.
Resultados y discusión: Los espectros emergentes
del material equivalente a mama y el PMMA son muy
parecidos para todas las técnicas analizadas, encontrándose también unos coeficientes de atenuación similares. El agua, con un 88,8% de oxígeno, atenúa de
manera muy importante los fotones de baja energía,
degradando el espectro de forma muy diferente al tejido equivalente a mama. Esto es debido a que el efecto
de la interacción fotoeléctrica, que es la más determinante a esta energía, aumenta con el número atómico.
El A150 presenta un comportamiento similar al agua.
En este caso, aunque el contenido en oxígeno es bajo,
I.J. SAINZ1, J.L. CARRASCO1, A. PÉREZ1, A. LALLENA2
1Unidad de Radiofísica. Hospital Virgen de
2Departamento de Física Atómica, Nuclear
la Victoria. Málaga.
y Molecular. Universidad
de Granada.
Introducción: En el control de calidad de mamografía
se recomienda el uso de materiales equivalentes a mama. Actualmente los profesionales de los servicios de
Radiofísica utilizamos para ello maniquíes que pueden generar dudas acerca de dicha equivalencia en algunas de las pruebas que realizamos. En este trabajo
queremos estudiar esta equivalencia analizando tanto
la atenuación de los haces como el espectro emergente
106
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
la presencia de calcio unido a una mayor densidad es
suficiente para conseguir una atenuación similar a la
del agua. Concluimos que en las pruebas correspondientes al control de calidad en mamografía debe evitarse el uso tanto del agua como del A150.
1037
ANÁLISIS DEL COMPORTAMIENTO DEL
HAZ EN LA REJILLA ANTIDIFUSORA DE
UN EQUIPO DE RADIODIAGNÓSTICO
CONVENCIONAL
I.J. SAINZ1, A.M. LALLENA2, A. PÉREZ ROZOS1,
J.L. CARRASCO1
1Radiofísica
y Protección Radiológica. Hospital Universitario Virgen
de la Victoria. Málaga. 2Departamento de Física Atómica, Nuclear y
Molecular. Universidad de Granada.
Objetivo: La rejilla antidifusora reduce la radiación
dispersa generada en el paciente. En este trabajo queremos conocer en profundidad qué componentes dentro del haz son absorbidas por la rejilla. Cuál es el
comportamiento al ángulo y a la energía que presentan los fotones que sobre ella inciden.
Material y métodos: Hemos escogido una rejilla no
focalizada y de láminas dispuestas en forma de cruz
8/40, de láminas de plomo y dos posibilidades para el
material del interespaciado: aluminio (rejilla tipo 1) y
fibra de algodón (rejilla tipo 2). Los haces monoenergéticos considerados tienen energías de 40, 55, 75 y
100 keV. Tratamos de obtener información de estos
haces monodireccionales con incidencia de 0º, 5º, 10º
y 50º. La fuente extensa de 40 cm x 40 cm y planar
está localizada a 5 cm de la rejilla y centrada sobre la
misma. Todo el sistema está inmerso en aire. Hemos
utilizado el código de simulación PENELOPE para simular el transporte de la radiación a través de nuestra
geometría. Se han seguido 106 historias en cada simulación, con lo que el promedio de la incertidumbre estadística relativa (3σ) es de un 1,1%. Sólo en los casos
de baja energía, 40 y 55 keV y de ángulos elevados,
10 y 50º, y debido a la atenuación tan elevada que sufren estos haces, se alcanzan valores muy altos de esta
incertidumbre, hasta un 50%.
jilla tipo 1 y ángulo de incidencia de 0º la fracción de
transmisión varía entre un 36% para 40 keV y un 48%
para 100 keV (Figura (a)).
El número de fotones encontrados tras la rejilla disminuye rápidamente con el ángulo de incidencia. Para
los haces de 40 y 55 keV con incidencia superior a 10º
la transmisión es inferior a un 4% (Figura (a)).
Se observa que conforme la energía aumenta la atenuación disminuye (Figura (a)). Sin embargo se transmite
un mayor número de fotones de 75 keV que de 100
keV. Esto es debido a que la variación del coeficiente
de atenuación con la energía disminuye hasta el nivel
K del plomo, en 88 keV, donde crece, aproximadamente, un orden de magnitud, para luego seguir disminuyendo. Como resultado el coeficiente de atenuación en
plomo para 100 keV es mayor que para 75 keV.
En la Figura (b) se ha representado r = 100*(1 (t1/t2)), siendo t1 la transmisión de la rejilla del tipo 1
y t2 la del tipo 2. Se observa una atenuación superior
de todos los haces por parte de la rejilla tipo 1. Las diferencias se aprecian con mayor claridad a baja ener-
Figura (a). Fracción de fotones primarios transmitidos por la
rejilla tipo 1 en función del ángulo de incidencia y para distintas energías.
Se ha determinado, en cada simulación, la fracción de
fotones transmitidos después de atravesar el sistema
de la rejilla.
Resultados y conclusiones: Cualquiera que sea el ángulo y la energía de los fotones incidentes la fracción
de fotones transmitidos es inferior al 50%. La dependencia con la energía es, en general, suave, para la re-
Figura (b). Función r, definida anteriormente, para los ángulos estudiados.
Dosimetría física e instrumentación
107
gía alcanzándose una atenuación de un 23% superior
en esta rejilla con incidencia a 0º. Para ángulos de incidencia superiores las diferencias entre ambas rejillas
son muy pequeñas en cuanto a la atenuación, aproximadamente, un 5% para incidencias por encima de
50º, de un 10% por encima de 10º.
Palabras clave: Haces monoenergéticos, PENELOPE, rejilla antidifusora.
1038
RESPUESTA RELATIVA DE UN EQUIPO
CR DE AGFA Y SISTEMAS
CONVENCIONALES CARTULINAPELÍCULA
I.J. SAINZ1, I. MODOLELL2
1Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario Virgen
de la Victoria. Málaga. 2Radiofísica y Protección Radiológica. Instituto
Catalán de Oncología. Barcelona.
Objetivo: En la actualidad los equipos de radiología
digital están desplazando rápidamente a los convencionales en los servicios de radiodiagnóstico. En
Radiología Computerizada no se puede utilizar la densidad óptica, DO, para medir la velocidad de los detectores, por tanto, no es posible establecer una comparación directa entre la velocidad de estos y la de los
sistemas convencionales. La medida de la intensidad
de la señal de salida, I, de los equipos CR, permite estudiar la variación relativa que presenta la respuesta de
estos sistemas con la calidad del haz frente a los sistemas convencionales. Este parámetro I, obtenido de la
región expuesta del PSP se puede considerar asimilable a la DO de la combinación cartulina-película1. En
consecuencia, las lecturas del PSP pueden ser normalizadas a una señal constante, análogamente a tomar
un valor de referencia en la DO, que en nuestro
Servicio es de 1.4.
El conocimiento del funcionamiento y características
de estos sistemas es fundamental en la fase de instalación de los mismos, ya que se deben ajustar los sistemas de exposimetría automática, y recomendar técnicas radiográficas para que se cumplan los criterios de
imagen establecidos por los clínicos, con la mínima
dosis impartida al paciente.
Material y método: En este trabajo se han medido los
valores de carga (mAsSAL) relativos necesarios para generar una señal constante en un detector Agfa MD-30
de radiografía computarizada, CR, para distintas calidades del haz y para varios tipos de exploraciones. La in108
tensidad de la señal fue determinada mediante el nivel
medio de barrido (SAL, Scan Average Level) generado
durante la lectura de los fósforos fotoestimulables, PSP.
Estos datos se compararon con la correspondiente carga
(mAsDO) necesaria para generar una densidad óptica,
DO (1.4), constante en combinaciones cartulina-película de AGFA con velocidades de 200 y de 400.
Resultados: Para el sistema cartulina-película de 400
variando el kVp se observaron diferencias superiores
a un 10% entre los mAsSAL y mAsDO cuando el haz de
120 kVp se filtraba con un espesor de metacrilato mayor de 17 cm. Si el haz, por encima de 80 kVp, se filtraba con 2 mm de Cu las diferencias observadas eran
superiores al 17% (llegando al 31% a 120 kVp).
Considerando la variación con la filtración, se obtuvieron que las diferencias entre estas cargas llegan a
ser de un 18% en el caso de 120 kVp filtrado por 21
cm de metacrilato y de 45% filtrado por 2 mm de Cu.
Para el sistema cartulina-película de 200 variando el
kVp se observaron diferencias superiores a un 29%
entre los mAsSAL y mAsDO cuando el haz de 120 kVp
se filtraba con un espesor de metacrilato mayor de 17
cm (62% para 21 cm). Si el haz, por encima de 80
kVp, se filtraba con 2 mm de Cu las diferencias obtenidas fueron superiores al 54% (80% a 120 kVp).
Considerando la variación con la filtración, se obtuvieron que las diferencias entre estas cargas llegan a
ser de un 27% en el caso de 120 kVp filtrado por 21
cm de metacrilato y de 24% filtrado por 2 mm de Cu.
Conclusiones: A partir de los resultados obtenidos podemos decir que mantener la DO constante con la calidad del haz, kVp y filtración, en el sistema convencional no supone mantener constante la señal recogida por
el sistema CR. En el caso de los detectores evaluados la
respuesta con el kVp de la combinación de 400 es más
similar al sistema CR que la de 200. La filtración del
haz utilizando cobre hace aún más críticas estas diferencias debido a la degradación del espectro que este
produce. Otra opción para la calibración del CAE de
los equipos que van a ser utilizados con PSP consiste en
mantener constante el valor del pixel, lo que en nuestro
trabajo viene representado por el valor del SAL.
Palabras clave: Radiografía computerizada, control automático de exposición.
1039
EVALUACIÓN DE LOS ERRORES
INHERENTES A LA DOSIMETRÍA
FOTOGRÁFICA PARA SU UTILIZACIÓN
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
EN LA VERIFICACIÓN DE
TRATAMIENTOS DE IMRT
J. ROSELLÓ1, L. BRUALLA1, F. SÁNCHEZ-DOBLADO2,
D. PLANES1, S. ALONSO1, M. T. GARCÍA1
1Servicio
de Radiofísica-ERESA. Hospital General Universitario de
Valencia. 2Departamento de Fisiología Medica y Biofísica.
Universidad de Sevilla.
Introducción: Para valorar un sistema dosimétrico de
verificación de tratamientos, aceptando una determinada incertidumbre, se deberá exigir un error de medida inferior a dicha tolerancia. Siendo deseable que este error sea de un orden de magnitud por debajo de
aquella. Es comúnmente aceptado en Radioterapia de
Intensidad Modulada (IMRT) que la verificación de
las distribuciones de dosis se evalúe mediante la utilización del índice Gamma, admitiendo unas desviaciones máximas de dosis y distancia del 3% y 3 mm. Por
tanto debemos imponer a nuestra película radiográfica
unas exigencias superiores para que sea susceptible de
ser usada como sistema de verificación. En el presente
trabajo se presentan las pruebas realizadas y los resultados obtenidos para la validación del procedimiento
llave que nos permitirá el tratamiento con garantía de
los pacientes sometidos a terapias con IMRT.
Material y métodos: Se utilizaron películas EC,
EDR-2 y XOMAT de Kodak, una reveladora XOMAT1000 también de la misma marca, un escáner de
transmisión AGFA ARCUS1200 y un maniquí
propio1. Como software de análisis se usó FAR, también desarrollado por nuestro grupo de trabajo2-5. Para
transformar el ennegrecimiento en dosis se realiza una
película de calibrado, en la que se obtiene, mediante
un ajuste por mínimos cuadrados, una curva de regresión polinómica de orden dos. Del análisis, por ajuste
de mínimos cuadrados de esta curva, deducimos el
error máximo que cometeremos al realizar la conversión de la película irradiada a dosis. En consecuencia,
tendremos acotado el valor mínimo del coeficiente de
correlación de dicha curva compatible con nuestras
exigencias. Por otra parte y para la valoración del
error cometido en todo el proceso (revelado, escaneado y variabilidad de las placas) se coloca en uno de
los cortes del fantoma, 2 placas en la misma posición.
Posteriormente comparamos mediante el parámetro
gamma ambas placas con un criterio de desviación
(1%, 1 mm), obteniéndose como coeficiente de bondad el porcentaje de puntos con valor de gamma inferior a la unidad.
Resultados y discusión: Los resultados obtenidos,
tras más de 500 casos, revelan que es posible realizar
las medidas de dosimetría relativa con una incertidumbre asociada inferior al 1%. Para ello el coeficiente de correlación en el ajuste de la curva de cali-
brado deberá ser superior a 0,999. Si fuese inferior a
este valor se suele deber a 2 causas: suciedad en los
rodillos u oxidación en los líquidos de la procesadora. Por otra parte el análisis del parámetro gamma de
las dos placas que se han situado en la misma posición revela que en la mayor parte de los casos se
cumple que al menos el 96% de los puntos no superan el valor 1.
Conclusiones: La dosimetría fotográfica convencional en combinación con un software de análisis adecuado como FAR y un procedimiento riguroso, representa un dosímetro 2D apropiado para la verificación
de tratamientos de IMRT.
Referencias
1. González A, Roselló J, Ruiz JC, Nuñez L, Pérez
Calatayud J, Sánchez-Doblado F, et al. Diseño de un maniquí para verificaciones dosimétrico-geométricas de
tratamientos con intensidad modulada. Física Médica
2001; 2(1).
2. Roselló JV, Sánchez-Doblado F, Brualla L, Leal A, Arráns
R, Molina E, et al. A Dedicated System for Film Dosimetry
IMRT. World Congress on Medical Physics and Biological
Engineering, Sydney (Australia), 2003. IOMP Proceedings
en soporte digital, 4 pags, ISBN: 1 877040 14 2.
3. Roselló JV, Sánchez-Doblado F, Alonso S, Brualla L,
Planes D. Positioning Reproducibility of the MLC in the
Intensity modulated Fields. Radiotherapy and Oncology
2005;76: S183.
4. Roselló JV, Sánchez-Doblado F, Brualla L, Lagares JI,
Carrasco E, Arrans R, et al. A new tool for routine
analysis of QA in IMRT. 21st Annual ESTRO Meeting,
Praga (Republica Checa), 2002. Radiotherapy and
Oncology 2002; 64: S217-218.
5. Roselló JV, Sánchez-Doblado F, FAR: Film Analyzer for
Radiotherapy. 2005, ISBN: 84-96377-48-2
6. Roselló JV, Sánchez-Doblado F, Brualla L, Lagares JI,
Leal A, Arráns R, et al. Sistema desarrollado para
Dosimetría de Películas en IMRT. XII congreso de la
AERO, Las Palmas de Gran Canaria (España), 2003.
Oncología 2003; 5, (4): 3.
Palabras clave: Verificación IMRT, Dosimetría fotográfica,
Control de calidad.
1040
EVALUACIÓN DE LAS PELÍCULAS
RADIOCRÓMICAS GAFCHROMIC® EBT
PARA SU UTILIZACIÓN EN EL CONTROL
DE CALIDAD EN IMRT
J. ROSELLÓ, L. BRUALLA, D. PLANES, S. ALONSO
Servicio de Radiofísica-ERESA. Hospital General Universitario de
Valencia.
Introducción: Para la verificación en tratamientos de
IMRT de la distribución de dosis, es necesario un do-
Dosimetría física e instrumentación
109
Curva de ajuste por mínimos cuadrados de la dosis vs nivel de gris. El error que se comete al utilizar dicha curva para valorar muchos de los puntos de esta supera en muchos casos el 5%
símetro 2D que presente unas buenas características
en cuanto a resolución en la dosis, uniformidad en la
respuesta, bajo ruido y que como resultado la incertidumbre asociada sea inferior a nuestra tolerancia en
los citados tratamientos. En el momento presente la
dosimetría fotográfica convencional es un dosímetro
que cumple los citados requisitos, pero, desgraciadamente lo más probable es que esté destinada a desaparecer. En la búsqueda de alternativas a esta dosimetría
hemos estudiado las películas radiocrómicas
Grafchromic, al objeto de ver si pueden sustituir de
una manera fiable a las convencionales.
Material y métodos: Se han utilizado películas radiocrómicas GAFCHROMIC® EBT un escáner de transmisión AGFA ARCUS1200. Como software de análisis se ha utilizado FAR desarrollado por nuestro grupo
de trabajo. La prueba manejada ha sido la obtención
de una curva de calibrado con la película radiocrómi-
Radiocrómica
Perfil de dosis en una placa de curva de calibrado para una película radiocrómica y abajo para una convencional. Obsérvese el nivel
de ruido en una y otra
110
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
ca, la cual se ha escaneado en color para determinar si
alguno de los canales tenía un mayor rango dinámico
y en dos direcciones ortogonales, ya que presenta polarización. Posteriormente se ha analizado la distancia
de los puntos de ajuste a la curva de calibrado para determinar el error al considerar una determinada dosis
al utilizar dicha curva.
Resultados y discusión: Se han separado los tres canales de la imagen y se ha visto que el rojo es el que
tiene un mayor rango dinámico, pero los resultados
obtenidos nos indican que el error que se comete al
utilizar la curva de calibrado para la obtención de las
distribuciones relativas de dosis que en muchos casos
son más altas del 5% y en muy pocos casos baja del
3% en cualquiera de las dos polarizaciones. Además,
el ruido es tal que hace imposible el eliminarlo sin degradar la imagen de una manera apreciable.
Conclusiones: Mientras que con películas convencionales somos capaces de llegar a bajar la incertidumbre
en la distribución relativa a menos del 1%, con la película radiocrómica estudiada no hemos sido capaces de
bajar del 5% por tanto, de acuerdo con nuestro estudio, en el momento actual, no cumple los requerimientos necesarios para ser utilizada como dosímetro
relativo en la verificación de tratamientos en IMRT.
Palabras clave: Dosimetría de película en IMRT, películas
Radiocrómicas, control de calidad en IMRT.
1041
AMPLIACIÓN DEL RANGO DE DOSIS
ÚTIL DE LA CURVA SENSITOMÉTRICA
EN DOSIMETRÍA FOTOGRÁFICA
J. ROSELLÓ1, L. BRUALLA1, S. ALONSO1, D. PLANES1,
F. SÁNCHEZ DOBLADO2, M.T. GARCÍA1
1Servicio de Radiofísica-ERESA. Hospital General. Universitario de
Valencia. 2Departamento de Física Medica y Biofísica. Universidad de
Sevilla.
Introducción: La región óptima de una curva sensitométrica para hacer dosimetría fotográfica es la porción recta. Si en un determinado tratamiento estamos
interesados tanto en las regiones de alta (típicamente
200 cGy) como en las de bajas dosis, por debajo de
los 50-60 cGy, entonces nos encontraremos con que la
zona de baja dosis corresponde a la puntera de la curva sensitométrica en la cual la incertidumbre de la dosis será importante. Al objeto de subsanar este inconveniente se ha desarrollado el procedimiento aquí
descrito que consiste en obtener una matriz de dosis a
partir de dos irradiaciones del mismo caso a analizar:
una irradiando las zona de altas dosis con alrededor de
200 cGy y la otra irradiando alrededor de 5 o más veces esta dosis de manera que quemamos la zona de altas dosis y conseguimos que las zonas de baja dosis
entren dentro del rango en el cual la dosimetría foto-
Obtención de una matriz de dosis combinada a partir de dos películas en las que una de ellas se ha irradiado con 5 veces más unidades de monitor de la otra. A la derecha vemos las matrices gamma resultado de comparar con la matriz de dosis del planificador obtenida para este tratamiento. En azul oscuro la gamma es inferior a 0,5 para la que se siguió un criterio del 2% y 2 mm, en azul claro
esta la gamma entre 0,5 y 1 en verde entre 1 y 1,5 y en rosa y rojo entre 1,5 y 2 y más de 2 respectivamente. Las dos matrices gamma de arriba corresponden la de la izquierda a la irradiación normal, la de la derecha a la obtenida con la película que se ha irradiado con 5 veces más unidades de monitor y la de abajo a la que se ha construido como combinación de las dos, utilizando para las
bajas dosis la de la derecha y para las altas dosis la de la izquierda.
Dosimetría física e instrumentación
111
gráfica tiene más resolución. Este procedimiento puede realizarse también irradiando al mismo tiempo dos
películas de diferente sensibilidad.
Material y métodos: Se han utilizado placas EC,
EDR-2 y XOMAT de Kodac una reveladora XOMAT1000 también de kodak, un escáner de transmisión AGFA ARCUS1200 y un maniquí desarrollado
en nuestro servicio. Como software de análisis se ha
utilizado FAR desarrollado por nuestro grupo de trabajo, en el cual se ha implementado un modulo que
permite combinar las dos irradiaciones al objeto de
obtener una matriz de dosis, en la cual se haya escogido la zona de mayor resolución de cada una de ellas.
Este procedimiento también se ha empleado en el estudio de campos pequeños combinando 3 irradiaciones con 30, 300 y 3000 unidades de monitor, con películas XOMAT lográndose medir de una manera fiable
la transmisión de las láminas y las penumbras.
Resultados y discusión: El procedimiento se ha utilizado fundamentalmente para la verificación de tratamientos de IMRT y Radio cirugía, en los cuales y debido al alto gradiente, se dan regiones de bajas dosis
cercanas al tumor. Los resultados obtenidos están
exentos de la sobrestimación que se producía en la zona de baja dosis.
Conclusiones: El procedimiento descrito se adecúa a
la valoración de las zonas de baja dosis mediante dosimetría fotográfica, ya que evitamos el situarnos en
una zona de baja resolución, permitiendo su uso en la
verificación de tratamientos de IMRT y radiocirugia.
Palabras clave: Dosimetría fotográfica, control de calidad
en tratamientos de Radioterapia.
1042
ESTABLECIMIENTO EN EL
LABORATORIO DE METROLOGÍA DE
RADIACIONES IONIZANTES DEL
CIEMAT DE LAS CALIDADES
CORRESPONDIENTES A LA ENERGÍA
DEL 137CS Y RAYOS X DE 250 KV, EN
NIVELES DE TERAPIA Y
CARACTERIZADAS EN UNIDADES DE
KERMA EN AIRE
Á. RASCÓN, A.M. GONZÁLEZ, P. AVILÉS, A. BROSED
nuevas calidades de radiación en niveles de terapia y
caracterizadas en unidades de kerma en aire en el seno
de aire, en el Laboratorio de Metrología de
Radiaciones Ionizantes (LMRI) del CIEMAT. Se trata
de las energías correspondientes al 137Cs y a la calidad
de rayos X de 250 kV, típica de la zona de energías
medias. Ambas calidades, junto con la del 60Co establecida en 1978 también en kerma en aire, se consideran esenciales para caracterizar fuentes de 192Ir de alta
tasa en un proceso de calibración de cámaras tipo
Farmer. El objetivo es presentar y dar a conocer la disponibilidad de calibración en estas calidades, en el
ámbito de la física hospitalaria.
Material e instrumentación: En la instalación IR14B (Laboratorio de referencia gamma en niveles de
protección) se encuentra el irradiador monofuente
NI645 con una fuente de 137Cs de actividad nominal
57 TBq al 31-12-2006. Para caracterizar el haz en unidades de kerma en aire en el seno de aire se empleó la
cámara patrón nacional Shonka 413, conectada a un
electrómetro comercial PTW UNIDOS 10002.
En la instalación IR14D (Laboratorio de referencia
para rayos X en niveles de protección y terapia), empleando el tubo Y-TU320.D03 de tensión constante y
con la filtración adecuada se estableció la calidad de
250 kV y posteriormente se caracterizó con la cámara
patrón nacional NE 2571 nº 3125 en unidades de kerma en aire y conectada al mismo electrómetro PTW
citado.
Los dos patrones nacionales, de carácter secundario,
fueron calibrados en marzo de 2004 en el BIPM frente
a sus patrones primarios. La cámara NE 2571 se calibró en las cuatro calidades de la zona de energías medias incluida la calidad de 250 kV provista de su caperuza de equilibrio.
El electrómetro fue calibrado frente al sistema de referencia de medida de corriente del laboratorio IR14-E
(Laboratorio de referencia gamma en niveles de terapia) basado en la balanza de Townsend.
Resultados. a) Calidad del 137Cs. Para caracterizar el
haz de 137Cs, se realizaron medidas tendentes a determinar la posición de la fuente virtual puntual, el coeficiente másico de atenuación aparente del aire (µ/ρ) y
el valor de la tasa de kerma en aire en las condiciones
geométricas de referencia. En estas condiciones, el valor asignado por el laboratorio a la tasa de kerma en
aire, a columna de aire nulo y referenciada a las 0,00 h
del 01-01-2007 es de:
Laboratorio de Metrología de Radiaciones Ionizantes. CIEMAT.
Madrid.
Introducción y objetivo: Se da cuenta del establecimiento, y por consiguiente de su diseminación, de dos
112
donde x es el espesor másico de aire interpuesto entre
la fuente virtual y el punto de referencia de la cámara.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
La incertidumbre típica del valor anterior es de
0,35%.
b) Calidad de rayos X. Para caracterizar el haz de radiación de rayos X de calidad de 250 kV en niveles de
terapia se determinó la 1ª capa de hemirreducción y la
tasa de kerma en aire.
Para la radiación generada con un potencial de aceleración constante de 250 kV, una intensidad de corriente del tubo de 5 mA y una filtración adicional de 4
mm Al y 1,59 mm Cu, la 1ª capa de hemirreducción
es de 2,52 mm Cu.
El valor asignado por el laboratorio a la tasa de kerma
en aire, a columna de aire nulo es de:
con la misma notación que en el apartado anterior. La
incertidumbre típica de este valor es de 0,36%.
Conclusiones:
a) Se describe el establecimiento de dos nuevas calidades en el LMRI del CIEMAT y de su disponibilidad para la calibración de conjuntos cámara-electrómetro.
da es la fórmula de Berger1, que aproxima la dosis por
el kerma de colisión, corregida mediante el denominado factor de acumulación (build-up factor), que incluye el efecto de los fotones dispersados. Una de las formas empleadas para la descripción de este factor es un
polinomio1 En este trabajo pretendemos, mediante un
análisis teórico de la generación de fotones dispersados basado en un modelo estadístico, justificar esta
elección de función de ajuste.
Material y métodos: Empleamos un sencillo modelo
estadístico en el cual se describe la generación de fotones dispersados mediante probabilidades sucesivas,
en el que se tiene en cuenta el depósito de energía de
los electrones y positrones a lo largo de pequeñas capas de material. A continuación se realiza un paso al
continuo que permite obtener la contribución por separado a la dosis por fotones primarios, primeros dispersados, segundos dispersados,... etc. Si denominamos por k al número de generación del fotón (donde
k=1 representa a los primarios), proponemos para la
contribución a la dosis de la misma, en el caso de
fuentes puntuales monoenergéticas en un medio homogéneo, la expresión:
b) La calibración en kerma en aire en las calidades
250kV (1ª CHR = 2,5 mm Cu), 137Cs y 60Co permite para un par de calidades (250 kV y 137Cs) ó (250
kV y 60Co) la determinación de Nk para el 192Ir.
c) La disponibilidad de calibración en los pares de calidades descritos aliviará la situación española en
la braquiterapia de iridio de alta tasa, en tanto se
ponga a punto, en un futuro no muy lejano, el nuevo laboratorio de braquiterapia del LMRI.
Palabras clave: Calidades de radiación, calibración, radioterapia, braquiterapia, 192Ir.
1043
FORMAS ANALÍTICAS PARA LA
DOSIMETRÍA DE FUENTES DE FOTONES
MONOENERGÉTICAS
M.P. SABARIEGO, I. PORRAS, A. M. LALLENA
Departamento de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Facultad de
Ciencias. Universidad de Granada.
Introducción: Las aproximaciones sencillas empleadas para la estimación de la dosis producida por una
fuente de fotones emplean coeficientes tabulados y
obtenidos usualmente mediante ajustes de formas analíticas simples a los perfiles de dosis. La más conoci-
donde Ak es una constante distinta para cada generación,
es la media aritmética de las k primeras probabilidades medias de interacción de los fotones por
unidad de longitud, y Rk representa el rango medio de
los electrones producidos directamente por los fotones
de la generación k.
Por otro lado, hemos realizado un conjunto de simulaciones Monte Carlo (MC) mediante el programa PENELOPE [2], lo que nos ha permitido obtener los parámetros de dichas funciones mediante ajuste a los
resultados de las mismas. En dicha simulación hemos
separado las contribuciones a la energía depositada
por los fotones de las distintas generaciones, lo que ha
facilitado el ajuste mencionado anteriormente.
Resultados y discusión: Hemos podido obtener un
buen ajuste de las fórmulas analíticas a los resultados
de la simulación, de forma que los distintos parámetros han podido ser interpretados como coeficientes
de atenuación y alcances de electrones efectivos. Los
primeros de ellos crecen con k, mientras que los segundos decrecen. En la región r ≤ Rk sólo los fotones
primarios y primeros dispersados dan una contribución apreciable a la dosis. Para estos dos tipos de foto-
Dosimetría física e instrumentación
113
nes se encuentra que se reproduce correctamente el
build-up de la dosis. Si se elimina la restricción de que
los parámetros en las dos regiones sean los mismos,
podemos mejorar aún más los ajustes con una única
fórmula.
Conclusiones: Mediante fórmulas sencillas dependientes de unos pocos parámetros podemos describir por separado las contribuciones a la dosis producida por fotones de distintas generaciones, incluyendo la zona
anterior al equilibrio electrónico. Por su simplicidad estas expresiones pueden ser útiles para obtener mediante
integración la dosis producida por fuentes extensas.
Referencias
1. Berger MJ. MIRD Pamphlet No. 2. J. Nucl Med Suppl
1968; 1, 17-25.
2. Salvat F, Fernández-Varea JM, Sempau J. PENELOPEA Code System for Monte Carlo Simulation of Electrón
and Photon Transport, NEA (Paris 2003).
Palabras clave: Fuentes monoenergéticas de fotones, expresiones analíticas, simulación Monte Carlo.
1044
SIMULACIÓN MEDIANTE MONTE
CARLO DE APLICADORES OFTÁLMICOS
DE 106RU PARA BRAQUITERAPIA
M.A. SUERO, D. FERNÁNDEZ, J.A. TERRÓN, P. DORADO,
A. ORTIZ, J. MACÍAS, M.GÓMEZ
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Virgen Macarena. Sevilla.
Introducción: La braquiterapia oftálmica es una técnica que se aplica a patologías oculares tumorales como melanomas y hemangiomas de coroides o retinoblastomas, logrando el control tumoral y la
conservación del globo ocular, evitando así la enucleación. Cuando el isótopo empleado es 106Ru, los aplicadores utilizados son placas de plata cóncavas, con una
fina capa de este emisor. Las características del mismo (Emax = 3.54 MeV y T1/2= 368,2 días) hacen que la
dosis se concentre a pocos milímetros de la placa, protegiendo el resto del ojo. Una verificación de los valores dosimétricos y de protección radiológica es necesaria antes de su uso clínico, dada la influencia directa
de estos en el resultado del tratamiento. La alta incertidumbre (20%), la dificultad en la medida y la rápida
variación de la dosis con la distancia, hace conveniente añadir métodos de simulación que permitan verificar las medidas experimentales. El objeto del trabajo
es, por tanto, realizar la simulación mediante Monte
Carlo de las placas de 106Ru disponibles y la verificación de los datos dosimétricos certificados.
114
Material y métodos: Las medidas sobre las placas suministradas por Bebig se realizaron con un diodo para electrones modelo EFD de Scanditronix y un electrómetro
Dose1 de Wellhöffer. La fuente se sumergió en una cuba
de agua WP1D de Wellhöffer sobre un soporte diseñado
específicamente. El equipo de medida se calibró previamente frente a un haz de electrones de 6 MeV generado
por un acelerador Primus de Siemens y se corrigió por la
diferencia respecto al espectro del 106Ru. Se determinaron
los rendimientos en profundidad entre 1 y 10 mm en intervalos de 1 mm, así como la dosis absoluta en el punto
de calibración (2 mm de profundidad). La simulación
Monte Carlo se hizo para el modelo CCC de placa empleando el código PENELOPE. Se ha tenido en cuenta la geometría cilíndrica que presenta el problema y se ha considerado que los electrones se absorben en el medio al
alcanzar la energía de 30 keV. La radiación de frenado se
ha simulado a partir de 3 keV. Se seleccionaron los valores Wcc=Wcr=0, C1=0 y C2 = 0, correspondientes a una
simulación detallada, afectada sólo por incertidumbres estadísticas y por las propias inexactitudes del modelo de
interacción físico. Como punto de partida se ha usado el
espectro de desintegración documentado en el ICRU 72.
Resultados y discusión: Se ha desarrollado el código
que permite simular las placas de 106Ru. Se ha determinado la dosis en profundidad y las dosis en planos
perpendiculares al eje de la placa a distintas distancias. Las diferencias entre los datos certificados y medidos se encuentran dentro del 4%. Los resultados obtenidos permiten, por tanto, la aceptación del sistema
para su uso clínico y continuar hacia la verificación de
las distribuciones de dosis sobre el paciente, lo que
permitirá conocer las incertidumbres en los algoritmos
de cálculo empleados y la verificación de los tratamientos diseñados y administrados.
Conclusiones: La simulación mediante Monte Carlo
ha permitido verificar el sistema al completo, al tiempo que se ha desarrollado una herramienta que permite limitar las incertidumbres inherentes a estas técnicas. El trabajo desarrollado abre además una línea de
trabajo e investigación que puede permitir verificar
otros datos como la dosimetría de los pacientes o las
medidas de protección radiológica.
Palabras clave: Monte Carlo, braquiterapia, Ru-106.
1045
ACEPTACIÓN Y PUESTA EN MARCHA DE
UNA UNIDAD DE BRAQUITERAPIA
OFTÁLMICA
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
J.A. TERRÓN, M.A. SUERO, P. DORADO, A. ORTIZ, J. MACÍAS,
D. FERNÁNDEZ, M. GÓMEZ
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Virgen Macarena.
Sevilla.
Introducción: La puesta en marcha de una nueva técnica implica una serie de pasos previos de preparación
y formación del personal así como de elaboración de
normas y protocolos de actuación. En el caso particular de la Braquiterapia Oftálmica, al igual que cualquier otra técnica radioterápica, la adquisición de las
fuentes y sistemas de planificación necesaria para estos tratamientos, requiere la realización de las pruebas
de aceptación y verificación como paso previo a su
uso clínico. Estos requerimientos quedan bien definidos en el R.D. 1566/98 de criterios de calidad en
Radioterapia.
En el caso de la Braquiterapia, las pruebas se dirigen
fundamentalmente hacia las fuentes y los sistemas de
planificación. En el primer caso se pretende verificar
la correspondencia entre pedido y suministro, así como verificar los certificados adjuntos y la integridad
de las fuentes junto a su seguridad radiológica. En el
caso de los sistemas de planificación se ha de verificar que todas las opciones funcionan correctamente,
prestando especial atención a la introducción de datos
dosimétricos de las fuentes, verificaciones de cálculos, introducción de imágenes, escalas e impresión de
informes dosimétricos.
El objeto del presente trabajo es mostrar el manual de
procedimientos realizado previamente, así como los
protocolos y pruebas de aceptación seguidas junto con
sus resultados.
Material y métodos: En primer lugar se ha elaborado
un manual de procedimientos que recoge las distintas
etapas, incluyéndose las pruebas a realizar a la llegada
de las fuentes ya que esto se producirá de forma periódica.
El tratamiento se realizará con placas de Ru-106, emisor beta con Emax = 3,54 MeV y T1/2 = 368,2 días, suministradas por Bebig. A la llegada a las fuentes se
procedió al registro e inventario de cada una de las 3
fuentes recibidas y a la determinación de la tasa de
dosis a distintas distancias del contenedor de transporte y del de esterilización, una vez trasladadas a este,
para verificar los riesgos estimados en la memoria
(midiéndose también la fuente desnuda). Las medidas
se realizaron con el detector Eberline FH40G. A cada
una de las fuentes se le realizó el control de estanqueidad por inmersión siguiendo el protocolo establecido
(según las recomendaciones de la Guía 5.3 del CSN).
Las medidas se realizaron con la sonda LB123 de contaminación superficial de Berthold.
Los datos dosimétricos de variación de la tasa de dosis con la profundidad y de la tasa de dosis a 2 mm
se determinaron con un detector de semiconductor
EFD de Scanditronix en la cuba de agua WP1D de
Wellhöffer. La placa se colocó sobre un maniquí de
PMMA diseñado al efecto. El diodo se calibró frente
a un haz de electrones de 6 MeV del acelerador lineal Primus de Siemens de este hospital, corrigiéndose
las lecturas por la diferencia en el espectro de ambos
haces.
En el sistema de planif icación (Bebig Plaque
Simulator X) se verificaron los datos introducidos y el
modelo de cálculo sobre el eje, la introducción de
imágenes, opciones, escalas, curvas de isodosis e informes dosimétricos.
Resultados y discusión: Las medidas para el control
de estanqueidad demostraron la integridad de las fuentes. En cuanto a los resultados obtenidos al medir la
tasa de dosis a distintas distancias de los contenedores
y de la fuente desnuda, estos son consistentes con las
estimaciones realizadas en la memoria, lo que confirma la seguridad radiológica estimada para todo el personal, pacientes y familiares.
Las variaciones de los valores de tasa de dosis y de
variación de la misma con la profundidad respecto de
los certificados son inferiores al 3% en casi todas las
ocasiones (3,48% para la tasa de dosis a 2 mm de una
de las fuentes y superior en dos de las fuentes a 1
mm), encontrándose por debajo del 1% en la mayoría
de las situaciones.
En cuanto al sistema de planificación, las pruebas realizadas aseguran un funcionamiento correcto y las diferencias entre los valores estimados por el algoritmo
y los certificados son menores del 5%. Las incertidumbres certificadas son del 20%, por lo que todos
los resultados obtenidos se consideran correctos para
la aceptación del equipo y la autorización de su uso
clínico.
Conclusiones: Se han diseñado los procedimientos
para la aceptación y puesta en marcha de la técnica de
Braquiterapia Oftálmica, elaborándose normas y diseñando maniquíes específicos para la realización de algunas de estas pruebas. El seguimiento de estos procedimientos ha permitido llevar a cabo todas las pruebas
de aceptación requeridas dentro de la legislación vigente y recomendadas en recientes publicaciones internacionales, quedando estas protocolizadas tanto en
su realización como en su registro, lo que resulta de
especial utilidad dado el alto grado de incertidumbre
presente en esta técnica.
Palabras clave: Ru-106, braquiterapia oftálmica, pruebas
de aceptación.
Dosimetría física e instrumentación
115
1046
PROCEDIMIENTO DINÁMICO DE
EVALUACIÓN MECÁNICA DEL
ISOCENTRO EN RADIOCIRUGÍA
E. GÓMEZ1, V. PUCHADES2, F. MATA2, C. PERAZA3,
J.M. DELGADO4
de Oncología (Grupo IMO). Alicante. 2Instituto
Oncológico del Sureste (Grupo IMO), Murcia. 3Unidad de Oncología,
Radioterapia y Radiocirugía del H. San Francisco de Asis (Grupo
IMO). Madrid. 4Unidad de Tomoterapia y Radioterapia del Hospital La
Milagrosa (Grupo IMO). Madrid.
1Instituto Alicantino
Introducción: La Radiocirugía es un procedimiento
que requiere una alta precisión en la traslación del isocentro desde el planificador hasta el mecanismo de
irradiación. La incertidumbre necesaria en muchos tratamientos debe ser submilimétrica para poder asegurar
que el nivel de toxicidad será el adecuado. El isocentro
mecánico en los aceleradores depende fundamentalmente de la estabilidad de los dos ejes de giro que intervienen en el tratamiento: por un lado el eje de giro
del brazo y por el otro el eje de giro de la mesa. La
combinación de ambos giros permite obtener planos de
giro no coplanarios que son la base del tratamiento radioquirúrgico. Debido en general al peso que debe ser
desplazado con respecto al eje de giro estos planos dejan de serlo para transformarse en superficies alabeadas con la correspondiente repercusión en la posición
del isocentro. En el caso del giro de la mesa la situación es similar. Tradicionalmente esto se ha paliado
utilizando mecanismo en la irradiación que eliminan
alguno de estos giros obligando al haz radiante a girar
sobre sistemas más precisos que los que proporciona el
acelerador. La verificación del isocentro para cada tratamiento se realiza con el método de Lunz que consiste
en situar una esfera en el isocentro e impresionar una
película viendo la posición relativa de la abertura del
colimador y la imagen de la esfera en un conjunto determinado de posiciones de los arcos de tratamiento.
Debido a la inercia del giro del brazo en su movimiento, estas posiciones estáticas no determinan correctamente la situación del isocentro en cada arco.
El objetivo del presente trabajo es la valoración del
isocentro mecánico impresionando la imagen de la esfera en todo el recorrido del arco y ver la variación
global de la deformación como un método más correcto de evaluar la capacidad del sistema de situar la
distribución de dosis absorbida.
Se analizan en este trabajo las características de precisión mecánica del isocentro de diferentes sistemas estereotáxicos y las limitaciones existentes en ellos para
el tratamiento de ciertas lesiones.
116
Material y métodos: Para la realización del presente
trabajo se han evaluado tres sistemas diferentes: sustitución de ambos ejes de rotación por otros con mayor
nivel de precisión que los ejes del acelerador, eliminación del eje de la mesa y utilización directa de los ejes
de la máquina. Se utilizó un registro dinámico de la
imagen del isocentro donde se coloco una esfera metálica de 8 mm de diámetro. Se utilizaron películas
gafchromic para la visualización de la imagen que no
requieren proceso de revelado añadido. Los resultados
se compararon con la imagen de una distribución en
un maniquí cuando se ejecuta un tratamiento completo. Se analizó el efecto en la corrección de las coordenadas del isocentro a girar la mesa.
Resultados: Los resultados obtenidos muestra que en
los casos en que se sustituyen los ejes de la mesa y del
colimador pueden obtenerse niveles de precisión submilimétricos con una media dependiendo de las posiciones de mesa y arco de 0,5 mm. Cuando únicamente
se sustituye el eje de la mesa la precisión disminuye
situándose entre 1 y 2 mm. Los sistemas que no sustituyen ninguno de los ejes superan en muchos casos
los 2 mm dependiendo del ajuste de la máquina, de las
características de la mesa y en general no puede compensarse dicho desplazamiento.
Conclusiones: La precisión mecánica del isocentro
condiciona la capacidad que tiene un sistema estereotáxico para el tratamiento de determinadas lesiones.
Debe incorporarse al diseño del plan de irradiación
esta imprecisión aumentado el margen del CTV para
definir el PTV. Esta situación es especialmente importante en los casos de dosis única donde la toxicidad
puede ser mayor.
Palabras clave: Radiocirugía, isocentro.
1047
EVALUACIÓN DE DOS MÉTODOS PARA
EL CÁLCULO DEL FACTOR CUÑA EN EL
SISTEMA DE CUÑA DINÁMICA DE
VARIAN
J. MELGAR, F. ARROCHA, A. ÁLVAREZ, I. MUÑOZ
Unidad de Radiofísica. Hospital Punta de Europa. Algeciras (Cádiz).
Introducción: En la radioterapia actual, se hace necesario el disponer de un sistema independiente de verificación de los cálculos del planificador que contemple situaciones cada vez más complejas. En este
trabajo se pretende evaluar dos métodos sencillos para
el cálculo de factores cuña en el sistema de cuña diná-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
mica mejorada (EDW) de Varian, comparando los resultados con las medidas obtenidas en un acelerador
Varian 600C de 6MV para diferentes campos, simétricos y asimétricos, en distintas profundidades, y en
puntos situados dentro y fuera del eje.
Material y métodos: Los dos métodos de cálculo que
se estudiaron son el de Prado et al. 1 y el de
Kuperman2, basados en el modelo de la fracción de
las unidades monitor (UM)3.
La implementación de estos métodos requiere la medida de factores cuña para diferentes campos simétricos y de un perfil, para la EDW de 60, a la profundidad de 10 cm. Con estos datos, se ajustan diferentes
parámetros en una fórmula analítica (seis en el caso
de Prado et al.1 y dos en el de Kuperman2) que utiliza
el concepto de cuña universal para obtener los factores
en el resto de las cuñas. Estos parámetros se hallaron a
partir de las medidas realizadas en nuestro centro.
La evaluación de los modelos consistió en la medida de
factores cuña de la EDW de 60 en condiciones isocéntricas, para campos simétricos de 5 a 20 cm y de campos
asimétricos de 5 a 30 cm, en puntos situados en el centro del campo y fuera de él (a una distancia máxima del
centro del 40% del tamaño de campo) a 1, 5, 10 y 20 cm
de profundidad. Para el resto de cuñas se hicieron comprobaciones, únicamente, para campos simétricos.
Para la medida de los factores cuña se utilizó: cuba
computerizada MP3, cámara de ionización de 0,125
cc modelo 31010, array de microcámaras de ionización LA48 y electrómetros Unidos E y Multidos, todos ellos de la casa PTW.
Resultados y discusión: En campos simétricos y a la
profundidad tomada como referencia, los factores cuña calculados mediante los dos métodos implementados, presentan diferencias inferiores al 1% en el eje y
al 2% en puntos fuera de eje, respecto a las medidas.
En campos asimétricos, con el método de Prado et
al.1, las diferencias pueden superar ampliamente el 3%
para campos superiores a 20 cm, sobreestimando los
resultados. Con el método de Kuperman2, las diferencias son inferiores al 3% para cualquier campo.
El factor cuña varía con la profundidad de medida en
puntos fuera del centro del campo entre el 1% y el
5%, no obstante, la diferencia disminuye hasta el 3%,
restringiendo los puntos de evaluación a aquellos situados a una distancia del centro del campo inferior al
20% del tamaño del campo. En el eje, las diferencias
son inferiores al 1%.
En todos los casos estudiados, las mayores diferencias
se obtienen en la EDW de 60, los campos más grandes, y los puntos más cercanos al borde del campo,
donde las variaciones en la radiación dispersa son más
difíciles de predecir, siguiendo la metodología de la
fracción de las UM3.
En este estudio, únicamente se contempla una energía,
aunque, los resultados para energías superiores dan lugar a diferencias del mismo orden de magnitud e incluso menores1-3.
Conclusiones: Se han implementado y verificado dos
métodos de cálculo sencillos para el cálculo de factores cuña en el sistema de EDW de Varian, que resultan
adecuados para la mayoría de las situaciones estudiadas. En principio, el modelo propuesto por Kuperman2
es más sencillo (sólo es necesario ajustar dos parámetros) y ligeramente más preciso que el de Prado et al.1.
Ninguno de los dos modelos tiene en cuenta la dependencia del factor cuña con la profundidad en puntos
alejados del centro del campo.
Referencias
1. Prado KL, Kirsner SM, Kudchadker RJ, Steadham RE,
Lane RJ Enhanced dynamic wedge factors at off-axis
points in asymmetric fields. J Appl Clin Med Phys
2003; 4: 75-84
2. Kuperman VY. Analytical representation for Varian
EDW factors at off-center points. Med Phys
2005;32:1256-1261.
3. Gibbons JP. Calculation of enhanced dynamic wedge
factors for symmetric and asymmetric photon fields.
Med Phys 1998;25:1441-1418
1048
ESTABLECIMIENTO DE LOS NIVELES DE
ACCIÓN PARA LA VERIFICACIÓN DE
PLANES DE TRATAMIENTO
ESTEROTÁXICOS CALCULADOS
USANDO TÉCNICA DE INTENSIDAD
MODULADA
J.F. CALVO1, M. GARCÍA1, A. ERASO1, A. MAÑES1,
LL. GARRIDO2, J. CASALS1
1Departamento de Radioterapia. Grupo Hospitalario Quirón.
Barcelona. 2Facultad de Física (ECM). Universidad de Barcelona.
Introducción: Los planes dosimétricos calculados mediante los sistemas de planificación para el tratamiento
de pacientes usando la técnica de intensidad modulada
de haces de fotones (IM), requieren una verificación
dosimétrica previa a la administración de los mismos.
En el presente trabajo se investiga la incertidumbre en
cada etapa del proceso de verificación "calculado-medido", con objeto de establecer niveles de acción para
la aceptación clínica de los planes calculados.
Material y métodos: La administración de radioterapia estereotáxica de IM se realiza en nuestro departa-
Dosimetría física e instrumentación
117
mento mediante un acelerador Varian 2100CD (Varian
Inc, Palo Alto, CA) equipado con un colimador micromultiláminas (m3, BrainLAB AG, Heimstetten,
Germany). Los planes de tratamiento se diseñan con el
sistema de cálculo BrainScan v 5.3 (BrainLAB) mediante planificación inversa y técnica Step & Shoot, y
necesitan ser verificados previamente a la irradiación
del paciente. Para ello, cada plan es mapeado en
BrainScan a un maniquí de láminas de poliestireno
(RW3, PTW; Freiburg, Germany) y recalculado.
Las medidas experimentales correspondientes a las distribuciones de dosis calculadas en distintos planos tomográficos del maniquí, se realizan mediante películas
radiográficas Kodak EDR2 (Eastman Kodak Company,
Rochester, NY), una procesadora Agfa Curix 60 (AgfaGevaert, N.V., Belgium) y un digitalizador Microtek
9800XL (Umax, Willich, Germany). La relación valor
de píxel-dosis es obtenida previamente para cada verificación irradiando una película con un patrón consistente en ocho niveles de dosis conocidas. La comparación
calculado-medido de los mapas de dosis se realiza con
el software DoseLab 4.00 (U.T. M.D. Anderson Cancer
Center) usando el "criterio gamma".
En el proceso de verificación calculado-medido distinguimos las siguientes fuentes de "error" cuyos valores medios y desviaciones típicas son registrados: estabilidad de la procesadora de películas; estabilidad,
ruido, distorsión geométrica y uniformidad de la respuesta del digitalizador, resolución de las imágenes
calculadas y medidas; y el registro de imágenes inherente al software DoseLAB. A partir de los resultados
encontrados, se estimaron los niveles de acción para la
diferencia relativa de dosis y distancia entre isodosis
calculadas-medidas, necesarios para la implementación del criterio gamma en la práctica dosimétrica de
nuestro departamento.
Resultados y discusión: El impacto total de las distintas fuentes de "error" analizadas fue estimado en
1,8% para la diferencia porcentual de dosis y 2,0 mm
para el desplazamiento entre isodosis calculadas y medidas. Las principales contribuciones fueron debidas a
la estabilidad intra-sesión de la procesadora, que alcanzó valores de 1,3% en niveles de dosis alrededor
de la típicamente prescrita por fracción en los tratamientos de radioterapia estereotáxica (~200 cGy), y la
distorsión geométrica detectada en el sentido transversal del digitalizador (1,6 mm).
Conclusiones: A partir de estos resultados, hemos establecido niveles de acción de 5% / 3 mm en nuestra
práctica diaria durante el control de calidad de tratamientos estereotáxicos con intensidad modulada de
haces de fotones.
118
Referencias
1. Agazaryan N, Solberg TD, DeMarco JJ. Patient specific
quality assurance for the delivery of intensity modulated
radiotherapy. J Appl Clin Med Phys 2003; 4:40-50.
2. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique
for the quantitative evaluation of dose distributions.
Med Phys 1998;25:656-61.
3. Stock M, Kroupa B, Georg D. Interpretation and evaluation of the gamma index and the gamma index angle for
the verification of IMRT hybrid plans. Phys Med Biol
2005;50: 399-411.
Palabras clave: Nivel de acción, intensidad modulada, película radiográfica, criterio gamma.
1049
ANÁLISIS CUANTITATIVO DEL TEST DE
"PICKET FENCE" PARA UN COLIMADOR
MICROMULTILÁMINAS DINÁMICO
J.F. CALVO1, A. ERASO1, A. MAÑES1, LL. GARRIDO2, J. CASALS1
1Departamento de Radioterapia.Grupo Hospitalario Quirón.
Barcelona. 2Facultad de Física (ECM). Universidad de Barcelona.
Introducción: Dentro del control de calidad de los
colimadores multiláminas dinámicos, se suele realizar
la prueba denominada "picket fence" para verificar la
exactitud en el posicionamiento de las láminas, previamente a la administración de tratamientos de intensidad modulada (IM).
El objetivo de este trabajo es la implementación de un
método cuantitativo para valorar el resultado del test.
Material y métodos: Un acelerador Varian 2100CD
(Varian Inc, Palo Alto, CA) equipado con un colimador micromultiláminas de 52 láminas (m3, BrainLAB
AG, Heimstetten, Germany) se usa en nuestro departamento para la administración de radioterapia estereotáxica de IM. El test de "picket fence", diseñado con
el software MLC Shaper 6.2 (Varian), consiste en un
patrón de cinco bandas de radiación obtenidas cuando
una abertura de 1mm de anchura nominal definida
con las láminas del m3, se desplaza dentro del campo
definido por las mandíbulas del acelerador (9,8 cm x
9,8cm) hasta alcanzar cinco posiciones equiespaciadas
2 cm, en cada una de ellas el movimiento se interrumpe durante un cierto intervalo de tiempo antes de retomarlo hasta la siguiente posición. Una de las bandas
se planifica para situarse centrada en el eje central del
colimador.
Cada patrón "picket fence" se irradia en una película
XV-2 (Eastman Kodak Company, Rochester, NY) que
es digitalizada con un escáner Microtek 9800XL
(Umax, Willich, Germany). Se diseñó un programa es-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
crito en Fortran que permite generar el perfil proyección a partir de la imagen digital (formato TIFF, 8
bits), y detectar las posiciones de los centros de las
cinco bandas de radiación, así como la relación de anchuras de cada una de ellas respecto a la central. La
exactitud del código fue comprobada usando una imagen sintética consistente en cinco bandas uniformes
de anchuras y centros conocidos.
La evaluación del test de "picket fence" consiste en
comparar la anchura de cada banda y separación entre
ellas, con los valores planificados con el programa
MLC Shaper. La anchura dosimétrica absoluta de cada banda se determina con un método ionométrico
(cámara de ionización modelo 31002, PTW, Freiburg,
Germany) combinado con la relación de anchuras determinada a partir del perfil proyección.
Resultados y discusión: Las incertidumbres en la determinación de la posición del centro y anchura absoluta de cada banda mediante el procedimiento descrito
se estimaron ≤ 0,2 mm. La sensibilidad del método ionométrico en la detección de cambios en la anchura de
las bandas fue ≤ 0,1mm.
Conclusiones: El método descrito para el análisis
cuantitativo del test de "picket fence" permite resolver
errores de posicionamiento de las láminas del m3 dentro de 0,2 mm.
Referencias
1. Losasso T, Chui CS, Ling CC. Physical and dosimetric
aspects of a multileaf collimation system used in the dynamic mode for implementing intensity modulated radiotherapy. Med Phys 1998;25:1919-27.
2. Chui CS, Spirou S, Mutic S, Losasso T. Testing of dynamic multileaf collimation. Med Phys 1996;23:635-41.
3. Huntsberger and Leaverton. Statistical Inference in the
Biomedical Sciences. Allyn and Bacon Inc., Boston, 1970.
Palabras clave: Picket fence, intensidad modulada, micromultiláminas.
1050
MÉTODO DIGITAL DEL TEST DE
WINSTON-LUTZ. APLICACIÓN A UN
SISTEMA MICROMULTILÁMINAS
J.F. CALVO1, A. ERASO1, A. MAÑES1, LL. GARRIDO2, J. CASALS1
1Departamento de Radioterapia. Grupo Hospitalario Quirón.
Barcelona. 2Facultad de Física (ECM). Universidad de Barcelona.
Introducción: El objetivo de este trabajo es el estudio
y valoración del conjunto constituido por un sistema
comercial electrónico portal de imagen (EPID) y un
software específicamente diseñado en nuestro depar-
tamento (Rodeo1.1) para el análisis de las imágenes
digitales realizadas durante la verificación de la coincidencia del isocentro de radiación de la unidad y el
centro definido por los haces láser usados para el centrado del paciente (test "Winston-Lutz").
Material y métodos: En el estudio se utiliza un acelerador lineal Varian Clinac 2100C/D, equipado con un
EPID Mark II (Varian Inc, Palo Alto, CA) y modificado para tratamientos estereotáxicos con un colimador
micromultiláminas portátil (m3, BrainLAB AG,
Heimstetten, Germany).
En la realización del test Winston-Lutz, una esfera de
tungsteno (5 mm Ø, WL Phantom Pointer, BrainLAB)
colocada en el "isocentro" definido por los haces láser
de la sala de tratamiento, es irradiada para distintas
combinaciones de ángulos de gantry y mesa.
Empleando un campo cuadrado definido por el m3
(30 x 30 mm, 6 MV). Para cada irradiación se adquiere una imagen digital con el EPID y mediante el software Rodeo1.1 (Fortran) se detectan automáticamente
los centros del campo de radiación y de la sombra originada por la esfera radio-opaca. A partir del conjunto
de imágenes adquiridas, el algoritmo implementado
calcula la posición 3D del isocentro de radiación del
acelerador respecto de la esfera, obteniéndose el error
de alineamiento de los lásers.
La exactitud del método descrito (M1) se estudió a
partir de desplazamientos conocidos (1, 2, 3 mm) aplicados a la esfera y comparándolos con los detectados
por Rodeo1.1. La concordancia de M1 con el método
estándar basado en película radiográfica (M2) se evaluó mediante análisis estadístico de Bland-Altman de
160 imágenes correspondientes a 20 verificaciones
del isocentro de radiación del gantry (ángulos 270, 0,
90 y 270). También se valoraron las diferencias inter e
intra-observador en el método M2.
Resultados y discusión: El sistema EPID-Rodeo1.1
mostró una exactitud dentro de 0,2 mm. El análisis
Bland-Altman indicó una diferencia media entre M1 y
M2 de 0,01 mm (95% I.C.: -0,03 mm, 0,04 mm) y
unos límites de concordancia entre ambos métodos de
-0,3 (95% I.C.: -0,4, -0,3) mm y 0,3 (95% I.C.: 0,3,
0,4) mm. Para M2 se encontró una diferencia inter-observador de hasta 0,4 mm y una repetibilidad de 0,3
mm.
Conclusiones: El sistema EPID-Rodeo1.1 es capaz de
detectar errores de alineamiento con una exactitud de
0,2 mm. El análisis Bland-Altman indica que este método con EPID- Rodeo1.1 puede sustituir al basado en
película para la realización del test Winston-Lutz, eliminándose así la dependencia intra e inter-operador
inherentes al último.
Dosimetría física e instrumentación
119
Referencias
1. Dong L, Shiu A, Tung S. Med Phys 1997; 24:263-7.
2. Winkler P, Bergmann H, Stuecklschweiger G, Guss H.
Phys Med Biol 2003; 48:1123-32.
3. Bland JM, Altman DG. Lancet 1986; 1(8476):307-10.
Palabras clave: Isocentro, Winston-Lutz, portal, micromultiláminas.
1051
BRAQUITERAPIA SUPERFICIAL 3D CON
ALTA TASA. ASPECTOS FÍSICOS Y
DOSIMÉTRICOS
V. SOLANA1, C. CARRASCOSA2, C. PERAZA3, J.M. DELGADO4,
J. TRIPERO1
1Grupo IMO / IOCLM de Toledo. 2Grupo IMO / IOCLM de Ciudad
Real. 3Grupo IMO / Unidad de Oncología Radioterápica y
Radiocirugía (SFA). Madrid. 4Grupo IMO / Unidad de Tomoterapia.
Hospital La Milagrosa. Madrid.
La braquiterapia de contacto tiene su principal dificultad dosimétrica en la determinación de la dosis absorbida en la superficie de la piel, debido a la atenuación
y dispersión de la radiación en el plástico y que al calcular el planificador considerando un medio de dispersión completa las condiciones de esta irradiación
son diferentes. Para evaluar este efecto se trata de estimar la dosis absorbida dada por el planificador con diferentes espesores de material termoplástico y los calculados con el planificador suponiendo dispersión
total. La estima de la dosis se realizó mediante un maniquí de agua sólida por medio de películas gafchromic utilizadas como dosímetro
Resultados y discusión: A pesar de las dificultades
de una dosimetría física de estas características, ésta
muestra una discrepancia evidente entre los valores
calculados y los medidos. La dosis en los primeros
mm es muy alta para la energía del Ir-192 lo que sugiere estimar el espesor de material termoplástico necesario en el procedimiento
Introducción: Una de las aplicaciones de la Braquiterapia es el tratamiento de lesiones superficiales mediante el contacto con la lesión de una disposición de
fuentes que den lugar a una distribución de la dosis
absorbida de acuerdo a la prescripción del oncólogoradioterápico. Para conocer la disposición más conveniente de las fuentes, se utilizan en nuestro centro
máscaras termomoldeables donde se sitúan las fuentes
de acuerdo a las necesidades que condicionan la forma y profundidad del volumen blanco. La ventaja del
método estriba en que el tratamiento puede ser fraccionado fácilmente y por tanto escalar dosis produciendo menor toxicidad.
Palabras clave: Braquiterapia, máscara termomoldeable,
gafchromic.
El objetivo del presente trabajo es la evaluación de las
características dosimétricas de este tipo de tratamientos y el efecto sobre la dosis superficial del plástico
termomoldeable.
G. BUENO1, C. CARRASCOSA2, M. TORRES1, J.M. DELGADO3,
E. SÁNCHEZ2
Material y métodos: Para la realización del procedimiento se ha utilizado una unidad de alta tasa de la
firma NUCLETRON. Se utilizan vectores plásticos
dispuestos según la topografía definida por la máscara
termomoldeables sobre la superficie del paciente. Al
paciente se le realiza una tomografía con la máscara
puesta para la determinación del volumen blanco y los
órganos de riesgo si los hubiera. Se estudia la disposición más conveniente de las posiciones de las fuentes
teniendo en cuenta que los catéteres previo a la realización de TC se han distribuido en el área de tratamiento con un espaciamiento de 1,5 cm. Una vez determinadas las posiciones activas en los catéteres se
procede a la optimización para obtener el cubrimiento
del volumen blanco.
120
1052
EVALUACIÓN DEL MOVIMIENTO DE
ÓRGANOS INTERNOS MEDIANTE LA
APLICACIÓN DE MODELOS DE
SEGMENTACIÓN Y PARAMETRIZACIÓN
DE CONTORNOS
1E.T.S. Ingenieros Industriales, Dpt. Ingeniería de Sistemas y
Automática. Ciudad Real. 2Grupo IMO / IOCLM de Ciudad Real.
3Grupo IMO / Unidad de Tomoterapia. Hospital La Milagrosa. Madrid.
Introducción: Uno de los problemas existentes en la
radioterapia externa es el control de las consecuencias
del movimiento de órganos que desplaza los volúmenes de interés muchas veces más allá de las dimensiones asignadas al PTV. El movimiento implica una modificación de la distribución de dosis en el paciente
que no se corresponde con la planificada.
El objetivo del presente trabajo es evaluar las posibilidades de técnicas de segmentación y tratar de estimar
el efecto del movimiento durante el tratamiento radioterápico.
Material y métodos: Para las aplicaciones de radioterapia se debe todavía hacer un control de los movimientos anatómicos y del paciente para determi-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
nar la posición exacta de la región de interés (ROI),
de forma que el PTV sea correcto (Murphy 2002).
Por, tanto incorporar en el PTV el margen del movimiento de los órganos que conforma el volumen interno a tratar dentro de la planificación implica localización de las ROIs en varias imágenes para
establecer sus límites y movimiento (Guerrero 2004,
Shirato 2002, 2004). Esto ha llevado a una investigación creciente relativa a técnicas de imagen
(Seppenwolde 2002, Bortferl 2004, Caldwell 2003,
Chen 2001).
En primer lugar se segmentaron los órganos de interés
y se parametrizaron los contornos de estos órganos
con una curva limitada por un número n de puntos o
nodos. El análisis de las variaciones se llevó a cabo
mediante el análisis de la signatura de estos contornos, previamente registrados los órganos a un punto
medio que corresponde al centro de masas de cada órgano de interés. La modelización y cuantificación de
la variabilidad se realizó mediante análisis por componentes principales. De esta forma el movimiento está
referenciado como cambios en la posición del centro
masas además de con un conjunto de puntos que tienen una correspondencia entre cada contorno o delineación.
Resultados y discusión: Actualmente se está aplicando el procedimiento en el tratamiento de próstata, los
resultados obtenidos se introducen en el planificador
Pinnacle de ADAC y se analizan las ventajas de este
análisis.
Conclusiones: De los resultados obtenidos puede preverse que el seguimiento de una serie de sesiones en
un paciente puede ser utilizado para el registro completo del movimiento de órganos durante el tratamiento.
Referencias
– Fiorino C, et al. Rectal and bladder motion during conformal radiotherapy after radical prostatectomy.
Radiother Oncol 2005;74:187-195.
– van Herk M, Bruce A, Guus Kroes A et al. Quantification of organ motion during conformal radiotherapy of
the prostate by three dimensional image registration. Int
J Radiation Oncology Biol Phys 1995;33:1311-1320.
– Miralbell R, Özsoy O, Pugliesi A et al. Dosimetric implications of changes in patient repositioning and organ
motion in conformal radiotherapy for prostate cancer.
Rad Onc 2003;66: 197-202.
– Bortfeld T, Jiang SB, Rietzel E. Effects of motion on the
total dose distribution. Semin Radiat Oncol 2004; 14:4151.
– Fokdal L, et al. Impact of changes in bladder and rectal
filling volume on organ motion and dose distribution of
the bladder in radiotherapy for urinary bladder cancer.
Int J of Radiation Oncology 2004;59: 436-444.
Palabras clave: Movimiento órganos, técnicas de segmentación.
1053
COMPARACIÓN DE LOS VALORES DE NK
EN LA ENERGÍA DEL 192IR PARA CUATRO
MODELOS DE CÁMARA FARMER A
PARTIR DE DIFERENTES
PROCEDIMIENTOS
P. AVILÉS LUCAS, A. GONZÁLEZ LEITÓN, A. RASCÓN
CABALLER, A. BROSED SERRETA
Laboratorio de Metrología de Radiaciones Ionizantes.CIEMAT.
Madrid.
Introducción: En la actualidad, la obtención del coeficiente, NK, en la energía del 192Ir se basa en la interpolación lineal de los coeficientes de calibración en
un haz de rayos X y un haz de 137Cs y/o 60Co. Uno de
los objetivos principales de este trabajo es analizar y
discutir los resultados de los coeficientes de calibración deducidos para la energía del 192Ir, de cuatro cámaras de dedal tipo Farmer empleadas en terapia. Otro
propósito fundamental de nuestro estudio, es investigar los procedimientos más prácticos de calibración
indirecta existentes en braquiterapia para la energía
del iridio.
Material y métodos: Los laboratorios de patrones secundarios de braquiterapia han desarrollado diferentes
técnicas de interpolación lineal basadas en el procedimiento original de Goetsch y col.1, para obtener el coeficiente de calibración en la energía del 192Ir. Hemos
examinado las técnicas actualmente en uso, a partir de
las calibraciones de cuatro cámaras de dedal (NE
2571, Wellhöfer FC 65-G, PTW 30012 y PTW 30013)
en unidades de NK. Para la medida de la tasa de kerma
en aire en la energía del 60Co y 137Cs, se emplea el patrón nacional de esta magnitud, sendas cámaras
Shonka trazadas a la Oficina Internacional de Pesas y
Medidas (BIPM). Para el caso de medidas en el haz de
rayos X de 250 kV (CHR = 2,5 mm de Cu) el patrón
de la tasa de kerma en aire es la cámara NE 2571 trazada también al BIPM. El electrómetro empleado en
todas las medidas es el PTW UNIDOS modelo 10002
calibrado en carga. Los procedimientos de interpolación estudiados en este trabajo han sido:
1. Procedimientos basados en el método de Goetsch y
col.1. Esta técnica se basa en pesar los coeficientes
de calibración en la energía de un haz de rayos X
de 250 kV y uno de 137Cs.
2. Procedimiento del OIEA. Esta aproximación, derivada del procedimiento de Goetsch, propone el uso
alternativo del coeficiente de calibración en la
energía del 60Co en vez del 137Cs y emplea factores
para corregir por la atenuación y dispersión en las
Dosimetría física e instrumentación
121
paredes de la cámara (Aw) calculados con técnicas
Monte Carlo (MC)2.
3. Procedimientos de interpolación mediante promedio de la respuesta de la cámara sobre diferentes
calidades. Dentro de este tipo de procedimientos
que no emplea factores Aw, hemos estudiado el
propuesto por Mainegra-Hing y Rogers3 que aproxima el espectro de 192Ir con un haz de rayos X de
250 kV y otro de 137Cs.
Resultados y discusión: Hemos analizado la respuesta
de la cámara con la energía a partir de las diferencias
máximas entre los coeficientes de calibración, NK, para rayos X, 137Cs y 60Co. Éstas se encuentran alrededor
del 1% para las cámaras NE 2571 y Wellhöfer FC 65G y aumentan a 2 y 3% para las PTW 30012 y PTW
30013 respectivamente. Para los dos primeros modelos, el coeficiente de calibración para el 192Ir, empleando el método de Goetsch y col.2 y los factores Aw deducidos a partir de sus medidas experimentales,
conduce a una diferencias significativa (0,7%) cuando
se compara con los otros procedimientos de interpolación. Esta diferencia disminuye a 0,5% si se emplean
factores Aw obtenidos con técnicas MC. Sin embargo,
si empleamos directamente los coeficientes de calibración NK, de rayos X y 137Cs promediando sus inversos
y obviando los factores Aw3, el valor obtenido difiere
en menos de 0,1% con procedimientos derivados del
de Goetsch y menos del 0,4% con el procedimiento de
la OIEA. Estas diferencias están dentro de la incertidumbre típica estimada (0,5%).
Conclusiones: Las cámaras NE 2571 y Wellhöfer FC
65-G presentan una respuesta en energía suficientemente plana en el intervalo de energía entre rayos X
de 250 kV y 60Co. El procedimiento basado en el promedio de las respuestas de la cámara en rayos X de
250 kV y 137Cs no necesita la determinación de factores Aw y es por lo tanto, el más práctico para la calibración indirecta en la energía del 192Ir. Si no se dispone de un haz de 137 Cs para la calibración, la
alternativa propuesta por la OIEA proporciona también un coeficiente de calibración compatible con los
otros procedimientos estudiados.
1054
SIMULACIÓN MEDIANTE PENELOPE DE
LA RESPUESTA A LA RADIACIÓN DE UN
PMOSFET USADO COMO SENSOR
DOSIMÉTRICO
S. GARCÍA-PAREJA1, M.A. CARVAJAL2, M. VILCHES3,
D. GUIRADO4, M. ANGUIANO5, A.J. PALMA2, A.M. LALLENA5
1Servicio
de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario "Carlos
Haya". Málaga. 2Dpto. Electrónica y Tecnología de Computadores.
Universidad de Granada. 3Servicio de Física y Protección Radiológica.
Hospital Universitario "Virgen de las Nieves". Granada. 4Servicio de
Radiofísica, Hospital Universitario "San Cecilio". Granada. 5Dpto.
Física Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad de Granada.
Introducción: La utilización de transistores MOSFET
como sensores dosimétricos de uso clínico se ha extendido gracias a su respuesta repetitiva y fiable, a la
posibilidad de obtener una lectura de dosis inmediata
y a su reducido volumen. Estas características los hacen adecuados para su uso en la dosimetría in vivo1.
Además, las herramientas de simulación del transporte de radiación basadas en el método de Monte Carlo
están comenzando a usarse para analizar en profundidad el depósito de energía en este tipo de estructuras2.
En concreto, con este trabajo demostramos que el programa PENELOPE es de especial utilidad en aspectos
tales como el estudio de la dependencia de la respuesta con el ángulo de incidencia y la energía de la radiación ionizante.
Material y métodos: En nuestra simulación hemos
considerado el propio transistor MOSFET (fig. 1) inmerso en un volumen esférico de aire de radio 5 m. La
zona sensora del transistor es el óxido de puerta del
mismo, del orden de micrómetros cúbicos, donde los
pares electrón-hueco creados por la radiación ionizante
Referencias
1. Goetsch SJ, Attix FH, Pearson SW, Thomadsen BR.
Calibration of 192Ir high-dose-rate afterloading systems.
Med Phys 1991; 18: 462-467.
2. Marechal MH, de Almeida CE, Sibata CH. Calibration
of Ir-192 high dose rate brachytherapy sources. IAEA
1996; 896: 203-6.
3. Mainegra-Hing E, Rogers DWO. On the accuracy of
techniques for obtaining the calibration coefficient NK
of 192Ir HDR brachytherapy sources. Med Phys 2006;
33: 3340-47.
Palabras clave: Braquiterapia, Iridio, calibración.
122
Fig. 1.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
producen cambios en la característica eléctrica del dispositivo. Nuestro objetivo, por tanto, es el de calcular la
energía depositada en dicho óxido de puerta en función
del ángulo de incidencia de la radiación para fotones de
diferentes energías, en concreto 1,25, 2 y 6 MeV.
cierta dependencia con el ángulo de irradiación. Esta
dependencia con el ángulo de incidencia constituye un
aspecto relevante a la hora de obtener las lecturas dosimétricas correctas.
La simulación del efecto de la radiación en estructuras
reducidas de sistemas macroscópicos, requiere un
tiempo de cálculo desmesurado para la obtención de
resultados fiables. Es necesario aplicar técnicas de reducción de varianza para conseguir resultados estadísticamente válidos en un tiempo de simulación razonable. Para ello se ha usado un algoritmo del tipo de los
de colonias de hormigas que permite controlar la aplicación de los métodos de desdoblamiento y ruleta rusa, que son los métodos de reducción de varianza considerados3. La disminución del tiempo de cálculo fue
notable, obteniéndose tiempos de computación entre
30 y 100 veces inferiores a las simulaciones tradicionales sin incluir la citada técnica.
1. Sarrabayrouse G, Siskos S. IEEE Instrumentation &
Measurement 1998; 26-34.
2. Rosenfeld AB, et al. IEEE Transactions On Nuclear
Science 2005;52:2562-2569.
3. García-Pareja S, Vilches M, Lallena AM. NIMB (2007)
(por aparecer)
Palabras clave: Simulación, MOSFET, PENELOPE.
Resultados: Con esta técnica, se procedió a estudiar
la dependencia del depósito de energía en el óxido de
un transistor pMOS comercial a diferentes energías y
para distintos ángulos de incidencia. Para ello, se irradió el transistor con un haz cónico de apertura 0,4º,
que se desplazó describiendo un arco de circunferencia centrado en la cara superior del MOSFET. Los resultados se pueden ver en la fig. 2. Para la energía del
60Co (1,25 MeV), los valores simulados concuerdan
bien con los resultados experimentales disponibles
hasta el momento. Para esta energía, no aparece ninguna dependencia con el ángulo de incidencia. No
ocurre lo mismo para energías mayores, observándose
una dependencia más acentuada a medida que la energía y el ángulo de incidencia crecen.
Conclusiones: La dosis medida por transistores
pMOS utilizados en dosimetría in vivo muestra una
Fig. 2.
Referencias
1055
DOSÍMETRO PORTÁTIL BASADO EN
MOSFET INALÁMBRICO PARA
MONITORIZACIÓN DE RADIOTERAPIA
M.A. CARVAJAL, D. GUIRADO, M. VILCHES, A. MARTÍNEZOLMOS, A.M. LALLENA, A.J. PALMA
Dpto. Electrónica y Tecnología de Computadores. E.T.S.I. Informática.
Granada.
Introducción: Desde hace una década está abriéndose
camino la tecnología sensora con transistores MetalÓxido-Semiconductor (MOSFET) como alternativa a
los sistemas tradicionales para la dosimetría en aplicaciones médicas, presentando evidentes ventajas1. Una
de las potenciales ventajas de esta tecnología consiste
en la portabilidad del elemento sensor. En el campo de
la dosimetría portátil basada en sensores MOSFET, se
han hallado tres equipos comercialmente disponibles:
i) la serie de dosímetros de la empresa
Thomson&Nielsen Electronics LTd, Ottawa, Canadá2
ii) el clinical semiconductor dosimetry system (CSDS)
fabricado por el CMRP de la Universidad de
Wollongong de Australia; y iii) One DoseTM de la empresa Sicel Technologies, Morrisville, NC, USA3. En
los dos primeros se usa la técnica del par diferencial
en el sensor y precisan de cables durante la irradiación
(irradiación en modo activo), mientras que en el último se proporcionan sensores inalámbricos de un solo
uso ya que está dirigido a monitorizar tratamientos de
Irradiación Total (TBI). Sería deseable la existencia de
un dosímetro con rangos de medida para bajas dosis
(unidades de cGy) y dosis típicas de tratamientos de
radioterapia (decenas de Gy), usando sensores reutilizables a ser posible basados en MOSFET comerciales
de bajo coste. En definitiva, los equipos actuales o
bien precisan polarizar el sensor o bien son de un solo
uso. En todos los casos, los rangos de uso son limitados y el precio tanto del equipo de medida como de
Dosimetría física e instrumentación
123
los sensores es elevado en comparación con el costo
de transistores pMOSFET comerciales convencionales. Por ejemplo, para el equipo OneDoseTM, el precio
del equipo lector está en el entorno de los 800 € y
más de 20 € cada sensor (de un solo uso).
Materiales y métodos: El sistema electrónico desarrollado consiste en un dosímetro portátil basado en
un sensor de transistor de efecto de campo metalóxido-semiconductor (MOSFET), en el que la radiación absorbida provoca variación de la tensión umbral, medida en la región de operación de
saturación. Para mayor comodidad y facilidad de
uso, el sensor detecta la radiación sin polarización
(modo pasivo), por tanto sin ningún cableado, aunque protegido de fugas e inyecciones accidentales de
carga en el óxido. En cuanto al procedimiento de
medida, esta invención presenta ventajas relevantes
sobre el estado actual de la técnica que junto con la
ganancia seleccionable del equipo, permiten aumentar la sensibilidad del conjunto y extender el rango
dinámico.
Resultados: Esquemáticamente, los bloques constitutivos fundamentales del prototipo son: i) Un módulo
sensor formado por un dispositivo MOSFET canal p,
al que se le añade algún dispositivo para evitar la fuga
Especificaciones técnicas
de cargas en los períodos entre irradiaciones y protege
al sensor de inyecciones de carga accidentales. Este
conjunto es autónomo, no precisa de cableado a la hora de ser irradiado, tiene tamaño reducido (tal y como
se muestra en la foto adjunta), es de fácil colocación
sobre cualquier superficie, y se inserta en el instrumento a la hora de la medida del parámetro dosimétrico; ii) Unidad lectora portátil microcontrolada con
pantalla, teclado y puerto para comunicación con el
computador. Las especificaciones técnicas obtenidas
se muestran al pie de página.
Conclusiones: Las principales ventajas obtenidas con
este equipo frente a equipos existentes son: 1) bajo
coste de equipo lector y de los módulos sensores; 2)
portabilidad; 3) manejo sencillo incluso para personal
no instruido en técnicas dosimétricas.
Referencias
1. Sarrabayrouse G, Siskos S, IEEE Instrumentation &
Measurement, pp. 26-34, june 1998
2. www.thomson-elec.com
3. www.siceltech.com
Palabras clave: Dosímetro, MOSFET, instrumento portátil,
radioterapia.
1056
Temperaturas de uso
10ºC/40ºC
Exactitud
± 3%
Resolución (dos ganancias)
10 mGy, 2 mGy
Rango lineal
> 30 Gy
Deriva térmica
< 3 mGy/ºC
Tiempo de medida
1s-4s
B. MATEO, C. MORENO, J. A. MARTÍN-VIERA, F. J. CASADO,
C. BODINEAU
Coste equipo lector
< 150 €
Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Regional Universitario
Carlos Haya. Málaga.
Coste módulo sensor
<5€
COMPARACIÓN Y ESTUDIO DE LA
EQUIVALENCIA DE LOS PARÁMETROS
DOSIMÉTRICOS DE DOS
ACELERADORES VARIAN 2100C
Introducción: Se dispone de dos aceleradores VARIAN 2100C con las mismas energías nominales (6 y
18 MV y 6, 9, 12, 16 y 20 MeV) y elementos modificadores. Con el fin de evaluar la equivalencia entre los
haces para uso clínico, se comparan los parámetros
dosimétricos requeridos por el planificador PCRT 3D
v 4.4 para el cálculo de dosis.
Material y métodos: La instrumentación empleada
en las medidas dosimétricas son: cámaras cilíndricas
PTW 30006 y PTW 31002, cámara plana ROOS, electrómetros KEITHLEY 35614 y PTW UNIDOS y maniquí de agua PTW T4316-0317.
Parámetros para haces de fotones:
Foto del módulo sensor
124
1. Rendimiento en profundidad: valores PDD10,20 para campos cuadrados de lado 2, 5, 10, 20 y 40 cm.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
2. Factores de dispersión en aire y agua: SC y SC,P
para campos cuadrados de lado 2, 3, 5, 6, 9, 15, 20,
30 y 40 cm.
2. Las desviaciones del R50, dosis y R90, dosis son inferiores al 2% salvo en 9 MeV donde son del orden
del 4,5%.
3. Factores de transmisión de cuñas de 15, 30, 45 y
60º nominales para campos cuadrados de lado 5,
10 y 20 cm.
3. Las desviaciones entre las distancias fuente efectiva
son menores que 3,5% salvo para el campo 10 x 10
cm2 que presenta un máximo del 8,5% en 6 MeV.
4. Perfiles en agua a profundidades de 5 y 10 cm (6
MV) y 10 y 20 cm (18 MV) para el tamaño de
campo 20 x 20 cm2.
4. Las desviaciones entre los sigma-theta-x se encuentran dentro del rango (0,5%- 7,5%).
Parámetros para haces de electrones:
1. Factores de cono para los aplicadores 6 x 6, 10 x
10, 15 x 15, 20 x 20, 25 x 25 cm2 medidos a la profundidad del máximo relativo a cada aplicador y
campo de referencia 10 x 10 cm2.
2. R50, dosis y R90, dosis para cada energía y aplicador 20
x 20 cm2.
3. Distancia fuente efectiva obtenida a partir de dos
medidas a DFS=100 cm y DFS=110 cm y de la ley
del inverso del cuadrado de las distancias.
4. Sigma-theta-x calculada a partir de la pendiente de
la anchura de penumbra 90%-10% frente a la distancia cámara-isocentro (σθx=0,39 · pendiente).
Resultados y discusión: Como valor representativo para la comparación de los parámetros dosimétricos se toma la desviación estándar (%), salvo en los perfiles donde se utiliza la diferencia de dosis (%) punto a punto.
Estudio de la equivalencia de los parámetros que caracterizan los haces de fotones:
1. Rendimiento en profundidad: la máxima desviación encontrada en los valores PDD10,20 es 0,61%
para 6 MV y campo 40 x 40 cm2, el resto está por
debajo del 0,45%.
2. Factores de dispersión en aire y agua: para campos
mayores que 3 x 3 cm2 las desviaciones de los SC
son menores que 3% y las de los SC,P menores que
1,5% y para campos inferiores a 3 x 3 cm2 las desviaciones de los SC son del orden del 13% y las de
los SC,P son del orden del 14,5%.
3. Las desviaciones entre los factores de transmisión
de cuña están por debajo del 2%.
4. Las diferencias de dosis (%) entre los valores de
los perfiles dentro de la isodosis del 80% son: inferiores al 0,7% a profundidad de 5 cm y al 2% a 10
cm para 6 MV, e inferiores al 3% y al 1% a 10 y 20
cm respectivamente para 18 MV.
Comparación de los parámetros que caracterizan los
haces de electrones:
1. Las desviaciones entre los factores de cono están
por debajo del 1%.
Conclusiones: En haces de fotones, para campos mayores que 3 x 3 cm2, las diferencias entre los parámetros dosimétricos de los dos aceleradores están dentro
de los niveles de tolerancia, sin embargo, para campos
inferiores a este valor, las desviaciones de los factores
de dispersión superan la tolerancia. En haces de electrones, por el contrario y sin ninguna tendencia, algunas de las desviaciones de los parámetros dosimétricos
están fuera de los niveles de tolerancia. Los tratamientos en estos aceleradores podrán intercambiarse sólo
para haces de fotones y campos superiores a 3x3 cm2,
ya que éstos pueden considerarse equivalentes.
Referencias
1. Watts R. "Comparative measurements on a series of accelerators by the same vendor". Med Phys 1999;26 (12).
2. Hogstrom K. "Electron beam dose calculations".0 Phys
Med Biol 1981;26: 445-459.
3. AAPM Report No. 32 "Clinical electron-beam dosimetry", Task Group No. 25. Med Phys 1991;18.
Palabras clave: Comparación, aceleradores Varian, parámetros dosimétricos.
1057
EVALUACIÓN DEL PROGRAMA IMSURE
QA COMO MÉTODO DE CONTROL DE
CALIDAD EN TRATAMIENTOS DE IMRT
D. PEDRERO, M.J. GARCÍA, J.M. DELGADO, C. MÍNGUEZ,
M.J. ROT
Grupo IMO. Madrid.
Introducción: El procedimiento de verificación de un
plan de IMRT posee un grado de complejidad notablemente superior al de un plan de radioterapia externa
convencional, debido entre otras razones, a la gran
cantidad y complejidad de los campos (estáticos/dinámicos) implicados en el proceso.
El control de calidad de los planes de IMRT se puede
llevar a cabo de dos formas distintas: mediante dosimetría física y mediante programas de verificación
basados en métodos de cálculo independientes como
es el IMSure QA de Standard Imaging.
Dosimetría física e instrumentación
125
Material y métodos: Los tratamientos de IMRT verificados se han planificado en un Pinnacle v7.6c de
ADAC, en modo "step and shoot" en localizaciones de
próstata y cabeza y cuello.
Las verificaciones han sido realizadas con el software
IMSure QA de standard imaging, comparando los mapas de fluencia calculados por éste a partir de un algoritmo basado en un modelo de tres fuentes capaz de simular la fluencia generada en el cabezal del acelerador,
con los mapas de fluencia calculados por Pinnacle, para
el conjunto de todos los segmentos de cada incidencia.
La puesta en marcha del programa de control IMSure
QA requiere la introducción de datos dosimétricos y
geométricos del acelerador y un proceso de ajuste de
los parámetros del modelo.
Se han valorado los mapas de índice gamma, y la dosis en puntos.
Resultados y Conclusiones: Las verificaciones realizadas dan lugar a resultados con desviaciones entre
ambos procedimientos por debajo del 5%, validando
así este método de control de calidad como procedimiento rutinario en procesos de IMRT.
Palabras clave: IMRT, Control de calidad, IMSure.
1058
DESARROLLO DE UN ALGORITMO PARA
LA LOCALIZACIÓN DEL ISOCENTRO EN
RADIOCIRUGÍA MEDIANTE LA
TRANSFORMADA DE HOUGH
F. LÓPEZ SÁNCHEZ, A. GONZÁLEZ-LÓPEZ, B. TOBARRAGONZÁLEZ
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica del Hospital
Universitario Virgen de la Arrixaca. El Palmar. Murcia.
Introducción: En radiocirugía estereotáctica ha de garantizarse que el centro de la lesión del paciente coincide con el isocentro ideal del acelerador lineal, hasta un
nivel de tolerancia aceptado, antes del tratamiento. Los
controles de calidad habituales para la verificación de
los ejes de rotación del acelerador incluyen la realiza-
126
ción de exámenes radiográficos o con dispositivos de
imagen portal, usando los láseres de la habitación.
En el presente trabajo se desarrolla una aplicación
que, haciendo uso de métodos de procesamiento digital de imágenes, analiza las películas radiográficas o
las imágenes portales para un examen de WinstonLutz y permite obtener la posición y el tamaño del
isocentro de forma fiable, eficiente y automática.
Material y métodos: Se realizan diversos experimentos de verificación de Winston-Lutz usando el sistema
de Brainlab para radiocirugía con conos, adquiriendo
simultánemente imágenes en película radiográfica y
con el sistema de imágenes portal Iview. El algoritmo
encuentra los centros de radiación primero y después
los centros de la sombra de la bolita radiopaca de simulación. Se usan tanto las de 3 mm como las de 5
mm de diámetro. La película radiográfica XOMAT V
es digitalizada en un Microtek ScanMaker 9800 XL
con 0,05 mm de tamaño de píxel. Tras un filtro de media, una umbralización adaptativa y un contorneado de
la imagen, se aplica la transformada de Hough.
La transformada de Hough es muy eficiente a la hora
de encontrar curvas parametrizables sencillas. Su principal defecto es el coste computacional. En nuestro caso la imagen es sencilla y la curva sólo posee tres parámetros (x,y,r) las coordenadas del centro y el radio de
la circunferencia. Así, la aplicación proporciona las coordenadas de los campos de radiación respecto de un
sistema de referencia centrado en la bolita y un valor
de ajuste óptimo para el tamaño del isocentro.
Resultados y discusión: El procedimiento es muy
preciso con película radiográfica. El algoritmo es muy
robusto y apenas se ve afectado por el ruido de la película, dando resultados plausibles incluso cuando hay
oclusión parcial de la sombra de la bolita (irradiación
de la derecha en la figura). El uso de la imagen portal,
de menos resolución que la película, proporciona resultados satisfactorios, aunque sujetos a una menor
precisión. Esto es debido al mayor tamaño de píxel de
la imagen portal, aunque el algoritmo sigue siendo
igualmente eficaz en su aplicabilidad y reproducibilidad. Se consigue precisión submilimétrica con ambos
sistemas de imagen. En la figura se observa el resultado visual para un examen de 5 disparos.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Conclusión: Se ha desarrollado una herramienta que
permite el estudio cuantitativo y objetivo de la verificación del posicionamiento en radiocirugía y que proporciona un método de ajuste de los láseres de la unidad o, si fuese necesario, de los ejes de rotación del
acelerador. El algoritmo es robusto y preciso.
Referencias
– Hartmann G. "Quality Assurance Program on
Stereotactic Radiosurgery". Report from a Quality
Assurance Task Group (Berlin: Springer). 1995.
– López-Sánchez F, González- López A, Tobar raGonzález B. "Desarrollo de una aplicación para el análisis del isocentro en radiocirugía". X Congreso de la sociedad española de radiocirugía. Valencia 2006.
Palabras clave: Radiocirugía, isocentro, Winston-Lutz,
transformada de Hough.
ritmos se buscó que el ruido normalizado del fondo
fuera similar para una intercomparación válida.
Para determinar la resolución espacial reconstruida el
maniquí utilizado fue una fuente puntual de 99mTc de
diámetro inferior a 1 mm. El maniquí se colocó a 5 cm
del centro de rotación del sistema sobre uno de los ejes
del mismo. Se calculó la resolución radial y tangencial
de la imagen reconstruida como la anchura total a mitad de altura de los perfiles en esas direcciones.
Las imágenes adquiridas se reconstruyen con los distintos algoritmos disponibles: retroproyección filtrada
(FBP), algoritmo de subconjuntos ordenados en 2 dimensiones (2DOSEM), algoritmo de subconjuntos ordenados en 3 dimensiones (3DOSEM), algoritmo de
máxima verosimilitud (MLEM) y Astonish.
Resultados y discusión: El algoritmo Astonish mejora la resolución en un factor 2 respecto a los demás algoritmos, con una resolución, 5,34 radial y 5,45 tangencial, frente a un valor medio de 10,7 mm, tanto
radial como tangencial, para los otros algoritmos.
1059
EVALUACIÓN TÉCNICA DE UN
ALGORITMO DE RECONSTRUCCIÓN
TOMOGRÁFICA CON RECUPERACIÓN
DE LA RESOLUCIÓN ESPACIAL
C. MONTES FUENTES1, Y. PREZADO ALONSO1, J.A. CALAMA
SANTIAGO2, E. MARQUÉS FRAGUELA1, C. MARTÍN RINCÓN1,
E. DE SENA ESPINEL1
1Servicio
de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital
Universitario de Salamanca. 2Servicio de Dosimetría y
Radioprotección. Hospital General Universitario Gregorio Marañón.
Madrid.
Introducción: El objetivo de este trabajo es evaluar
con maniquíes físicos las características del algoritmo
de reconstrucción de emisión tomográfica Astonish,
cuya novedad es la corrección por la respuesta del colimador, frente a otros algoritmos para reconstruir
imágenes obtenidas por la Gammacámara Philips
Skylight.
Material y métodos: El estudio se llevó a cabo con
una gammacámara PHILIPS, modelo SKYLIGHT, de
doble cabezal sin estativo. Se utilizó para las adquisiciones la opción conjunta "Gantry mode" a 180º y un
colimador de baja energía y alta resolución LEHR.
Se comparó la calidad de la imagen que proporciona el
sistema, para los diferentes algoritmos de reconstrucción implementados, a partir de imágenes que simularán las obtenidas en un estudio clínico real de un cuerpo, con puntos calientes de diferentes tamaños y con un
fondo de actividad conocida, para lo cual se utilizó un
maniquí cilíndrico de 240 mm de diámetro en el cual se
insertaron seis esferas rellenables. Para la reconstrucción de los cortes tomográficos con los diferentes algo-
El algoritmo Astonish consigue una mejoría, respecto
a otros algoritmos, de los valores del contraste NEMA
y de los coef icientes de recuperación RCi =
(Ci/Cj)/(Ai/Aj), donde Ci es el promedio de cuentas
de la ROI para la esfera i, Cj es el promedio de cuentas para el fondo, Ai es la actividad de la esfera i, y Aj
es la actividad del fondo.
En la comparación de los perfiles obtenidos con los
distintos algoritmos de reconstrucción con el ruido
normalizado el algoritmo Astonish arroja una mejor
relación señal-ruido.
Conclusiones: Se ha mostrado que el algoritmo reconstrucción tomográfica Astonish proporciona una
calidad de imagen superior respecto a los otros algoritmos implementados en el equipo.
Palabras clave: Algoritmo de reconstrucción tomográfica,
SPECT, corrección por la respuesta del colimador, coeficientes de recuperación.
1060
CONTROL DE CALIDAD DE UN EQUIPO
DE ULTRASONIDOS EN IGRT DE
PRÓSTATA
C. MARTÍN RINCÓN, E. MARQUÉS FRAGUELA, Y. PREZADO
ALONSO, A. VÁZQUEZ GALIÑANES, C. MONTES FUENTES,
E. DE SENA ESPINEL
Servicio de Radiofísica y P.R. Hospital Universitario de Salamanca.
Dosimetría física e instrumentación
127
Introducción: La escalada de dosis en técnicas como la
IMRT para el tratamiento del carcinoma de próstata requiere una localización precisa del PTV en cada sesión
de tratamiento respecto a los órganos de riesgo anejos,
por este motivo, es conveniente un sistema de imagen
que permita asegurar que la dosis se deposita acorde a
la planificación realizada. Los sistemas de localización
basados en ultrasonidos (US) permiten la localización
diaria de la próstata de una forma sencilla en la misma
sala de tratamiento. En este trabajo se realiza un control
de calidad (CC) del equipamiento de US para verificar
que su funcionamiento es óptimo y que la calidad de
imagen es adecuada para su propósito clínico.
Material y métodos: El equipo de US estudiado ha
sido el I-Beam de CMS. Dicho equipo posibilita la
visualización simultánea de los contornos delineados
sobre el estudio CT para la planificación y las imágenes ecográficas transabdominales realizadas en cada sesión de tratamiento, permitiendo al médico realizar los desplazamientos tridimensionales necesarios
para hacer coincidir los contornos con los órganos
visualizados. El I-Beam consta de un transductor
multifrecuencia y con focalización dinámica, modelo
Terason 4C2, y su software asociado, que permite la
adquisición y análisis de las imágenes ecográficas.
Este software es el que ha sido utilizado para la realización del CC. Además se ha empleado el maniquí
de US de CIRS modelo 42, que consta de un conjunto completo de objetos de prueba para las medidas
realizadas.
Se han realizado medidas de la uniformidad de la imagen, profundidad de visualización, exactitud de las
distancias horizontales y verticales, resolución axial y
lateral y detectabilidad de objetos anecoicos.
Resultados: Todas las pruebas realizadas dan resultados dentro de las tolerancias establecidas por protocolos internacionales. La tolerancia para la resolución
lateral no puede ser calculada para equipos con focalización dinámica como el nuestro, por desconocer el
valor de la apertura y del foco efectivo. La resolución
lateral es peor que la axial y, a las profundidades a las
que se encuentra habitualmente la próstata, está entre
3 y 4 mm.
Los objetos anecoicos con un diámetro menor que 6
mm no son visibles a ninguna profundidad debido posiblemente a la baja resolución lateral. La visualización de las masas con un diámetro mayor que 6 mm es
posible a todas las profundidades, aunque presentan
una cierta distorsión y ecos.
Conclusiones y discusión: Es muy importante que el
equipo disponga de la posibilidad de ajustar los parámetros técnicos (ganancia, TGC, profundidad y foco,
128
anchura del sector angular, rango dinámico, etc.) para
obtener una calidad de imagen óptima.
La resolución espacial de la sonda está limitada por la
resolución lateral, afectando a la resolución espacial
de las imágenes reconstruidas en los planos axial, sagital y coronal del paciente, sobre las que se determinan los desplazamientos de los órganos (próstata, vejiga y recto). La resolución lateral obtenida es peor que
la de equipos de US con fines diagnósticos de última
generación. Esto afecta directamente a su aplicación
específica en IGRT, pues los valores medios de los
desplazamientos realizados en la práctica clínica (2,8
mm) son del orden del valor obtenido para la resolución lateral.
La realización de un CC de los equipos de US en tratamientos de IMRT se considera necesaria debido a la
alta precisión espacial requerida si se quieren reducir
los márgenes al PTV
Referencias
1. Goodsitt MM, Carson PL, Witt S, Hykes DL, Kofler
JM. Real-time B-mode ultrasound quality control test
procedures. Report of AAPM Ultrasound Task Group
No. 1. Med Phys 1998; 25: 1385-1406.
2. AIUM Technical Standards Committee. "Methods for
Measuring Performance of Pulse-Echo Ultrasound
Imaging Equipment, Part II: Digital Methods".
American Institute of Ultrasound in Medicine (AIUM);
1998.
3. Hedrick WR, Hykes DL, Starchman DE. Basic
Ultrasound Physics. Ultrasound Physics and
Instrumentation. Mosby.-Year Book. Inc. St. Louis;
1995.
Palabras clave: Control de calidad, ultrasonidos, I-Beam.
Localización de próstata, IMRT.
1061
ESTIMACIÓN DEL RUIDO EN UN
DETECTOR DIGITAL DE MAMOGRAFÍA
LORAD SELENIA
P. GÓMEZ LLORENTE1, A. VÁZQUEZ GALIÑANES1,
M. AGULLA OTERO2, R. TORRES CABRERA2, M. FERNÁNDEZ
BORDES1, I. HERNANDO GONZÁLEZ2
1Protección Radiológica. Hospital Universitario de Salamanca.
2Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital
Universitario Río Hortega. Valladolid.
Introducción: El ruido que encontramos en una imagen tomada con un detector de radiología directa tiene
dos componentes: una de origen cuántico, proveniente
de la dispersión estadística del número de fotones detectados (contados), y otra de origen no cuántico, independiente del número de fotones detectados.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Material y métodos: Para valorar ambas componentes hay que realizar varias medidas del ruido, variando
el número de fotones, o equivalentemente la carga de
trabajo del equipo. El ruido total que se recogerá en el
equipo se describe según1:
SD2total = SD2cuántico + SD2no cuántico
donde SD es la desviación típica del valor de píxel. La
señal es proporcional al número de fotones, n, y el ruido cuántico proporcional a la raíz cuadrada de n. Para
un voltaje fijo, n es proporcional a la carga, Q, en
mAs. La relación señal ruido (SNR) es el cociente del
valor de píxel entre su desviación típica, de modo que,
dividiendo la expresión anterior entre el valor medio
de píxel obtenemos:
(1 / SNR)2 = (a / Q) + b
Como el ruido cuántico disminuye con la carga, la importancia de la parte no cuántica aumenta al aumentar
la carga. La desviación estándar del valor de píxel en
una región de interés, debida al contaje de los fotones,
crece con la raíz cuadrada de la carga. La mayor contribución de la parte no cuántica, es la que explica el
comportamiento casi lineal que hemos observado en
este estudio. El sistema CAE del equipo, a 28 KVp, se
indica en la gráfica con una línea vertical. Vemos que
en este punto el ruido cuántico es el dominante.
El menor ruido que es posible obtener, es el debido
únicamente a la contribución no cuántica. Para el maniquí de PMMA, éste equivale a un cociente ruido /
señal de 0,0086, que corresponde a una SNR = 117.
Sin embargo, situarse cerca de estos niveles de ruido
implica una irradiación con niveles de dosis muy altos, por lo que es necesario llegar a un compromiso
con el radiólogo, para establecer cuál debe ser la carga
de trabajo apropiada, que de lugar a imágenes con un
nivel de ruido aceptable y menor dosis paciente.
Referencias
donde a y b son parámetros del ajuste. Para la obtención de nuestros resultados utilizamos un mamógrafo
Lorad Selenia y realizamos las irradiaciones con un
maniquí consistente en un bloque de PMMA de 4 cm
de espesor.
Resultados y conclusiones: Obtuvimos las imágenes
del maniquí a 28 KVp, en un rango de cargas de trabajo, desde 50 mAs hasta 130 mAs. Las imágenes fueron obtenidas sin procesado. El valor medio de píxel
obtenido es proporcional a la carga de trabajo.
Además, el ruido total resultó también aproximadamente proporcional a la carga, aunque con peor correlación. Realizando el ajuste anteriormente descrito,
separamos el ruido cuántico y no cuántico. Los resultados obtenidos pueden verse en la siguiente gráfica:
1. Cur ry TS III, Dowdey JE, Mur ry RC. "Digital
Radiography". En: "Christensen's Physics of Diagnostic
Radiology", 4th Edition. Lea & Febiger, 1990.
Palabras clave: Ruido, Relación Señal Ruido, Dosis
Glandular, Detector Digital Directo.
1062
COMPARACIÓN DE LA CALIBRACIÓN
DE CÁMARAS DE IONIZACIÓN USANDO
DIFERENTES HACES DE RADIACIÓN
UTILIZADOS EN RADIOTERAPIA
F.J. CASADO VILLALÓN, S. GARCÍA PAREJA, B. MATEO
RODRÍGUEZ, C. MORENO SÁIZ, P. GALÁN MONTENEGRO
Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Regional Universitario.
Málaga.
Introducción: El protocolo TRS-3981 aconseja la calibración interna de cámaras de ionización siguiendo
estas recomendaciones:
Cámaras cilíndricas en un haz de fotones de 60Co cuando la cámara de referencia viene calibrada en esta calidad, para evitar la incertidumbre que añadiría el factor
de calidad del haz si calibramos en otro haz distinto.
Cámaras plano-paralelas en un haz de electrones de
alta energía mediante su cruce con una cámara cilíndrica calibrada en 60Co, evitando así la incertidumbre
del factor de calidad del haz para cámaras plano-paralelas, mayor que en las cilíndricas.
Dosimetría física e instrumentación
129
Por diversas razones pueden existir centros interesados en realizar la calibración de sus cámaras en haces
distintos a los aconsejados por el TRS-398, por lo que
creemos de interés comparar los resultados de calibraciones de ambos tipos de cámaras en diferentes haces
de radiación.
Material y métodos: Disponiendo del coeficiente
de calibración ND,w, certificado por el Laboratorio
de Metrología de Radiaciones Ionizantes del CIEMAT, de una cámara tipo Farmer PTW 30006 y una
tipo Roos PTW 34001, realizamos las siguientes calibraciones internas siguiendo los criterios geométricos y de utilización de maniquíes aconsejados en el
protocolo TRS-398, diferenciando dos métodos para
cada tipo de cámara según el haz de radiación utilizado.
1. Calibración de cámaras cilíndricas: se calibran tres
cámaras siguiendo un primer método en el que se
usa un haz de radiación gamma del 60Co, y un segundo método en el que el haz utilizado es de fotones de 6 MV (TPR20,10=0,673) de un acelerador
Varian 2100C. En este último caso hay que utilizar
los coeficientes de corrección por calidad del haz
kQ obtenidos del propio TRS-398 para que en ambos métodos el coeficiente de calibración N D,w
quede expresado en función del haz de 60Co. En
los dos procedimientos la cámara de referencia es
la PTW 30006.
2. Calibración de cámaras plano-paralelas:
Disponemos de dos cámaras tipo PTW Roos, una
de ellas calibrada en el laboratorio en un haz de
60Co. En un primer método obtenemos los coeficientes de calibración en un haz de electrones de
20 MeV (R50=7,9 g/cm2) de ambas cámaras (incluida la calibrada en el Laboratorio), usando como
referencia la cámara cilíndrica PTW 30006. En un
segundo método usamos el haz de radiación de
60Co, por lo que sólo nos queda calibrar una de las
plano-paralelas. Los coeficientes de calibración serán expresados en función del haz de electrones, lo
que obliga en el segundo método a utilizar el factor
de corrección kQ calculado a partir de las tablas del
TRS-398.
Resultados y discusión: En la tabla 1 se presentan los
resultados para los coeficientes de calibración de las
diferentes cámaras.
Conclusiones: Los coeficientes de calibración obtenidos del Laboratorio de Calibración tienen una incertidumbre relativa de 0,76% (k=2), cantidad que podemos establecer como cota inferior de los coeficientes
obtenidos en este trabajo, por lo que los resultados son
estadísticamente compatibles.
130
Tabla 1. Coeficientes de calibración de tres cámaras
cilíndricas y dos plano-paralelas considerando los haces de radiación propuestos en el TRS-398 y según las
propuestas alternativas descritas en el epígrafe de material y métodos. Para las cámaras cilíndricas la calidad en la que queda expresado el coeficiente de calibración es la del 60 Co y en el caso de las
plano-paralelas la calidad es la correspondiente al haz
de electrones utilizado.
ND,w (mGy/nC)
Modelo de cámara y nº serie
TRS-398
haz no TRS-398
PTW 30013 - 277
53,54
53,52
PTW 30001 - 1369
52,74
52,58
PTW 30001 - 1370
53,15
52,79
PTW 34001 - 195
76,26
76,02
PTW 34001 - 196
79,85
79,78
Referencias
1. Andreo P, Burns D, Hohfeld K, Saiful H, Tatsuaki K,
Laitano F, et al. Absorbed dose determination in external
beam radiotherapy: an international code of practice for
dosimetry based on standards of absorbed dose to water.
OIEA TRS398, Viena, 2000.
Palabras clave: Cámaras de ionización, calibración, dosimetría.
1063
CARACTERIZACIÓN DEL RUIDO DE LOS
ESCÁNERES Y SU INFLUENCIA EN LA
DOSIMETRÍA CON PELÍCULA
A. GONZÁLEZ-LÓPEZ, J. ARJONA-GUTIÉRREZ, J.D. PALMACOPETE, A. CÁMARA-TURBÍ, B. TOBARRA-GONZÁLEZ
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital
Universitario Virgen de la Arrixaca. El Palmar. Murcia.
Introducción: La demanda de las técnicas dosimétricas con película se ha incrementado en los últimos
años en el campo de la radioterapia. Han aparecido
nuevas modalidades de tratamiento, nuevos equipos
de RT externa y nuevas fuentes radiactivas. Uno de los
objetivos compartido por muchas de estas nuevas técnicas ha sido administrar altas dosis de radiación en
volúmenes complejos mediante la superposición de
varias distribuciones sencillas de dosis. Un segundo
objetivo ha sido asegurar una precisa administración
del tratamiento. Para asegurarlo se han desarrollado
técnicas de control de calidad adaptadas a las nuevas
necesidades.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
La alta resolución espacial hace de las películas radiográfica y radiocrómica unos dosímetros apropiados
para la medida de distribuciones de dosis con grandes
gradientes. Junto a esta notable característica, en el
mercado hay un gran número de tipos de película con
rangos dinámicos muy diversos que abarcan un gran
número de aplicaciones dosimétricas. Para aprovechar
adecuadamente la información dosimétrica que contiene, la película debe digitalizarse. De esta manera es
posible su procesado para eliminación de ruido, conversión en unidades de dosis, y registro con distribuciones de referencia.
Para dosimetría en dos dimensiones la lectura se realiza con diferentes tipos de densitómetros como escáneres láser o basados en cámara CCD. La variedad de
modelos y precios es enorme, lo que hace necesario
disponer de procedimientos para evaluar sus características. De este modo será posible optimizar la adquisición del equipo que mejor convenga a una aplicación determinada, sus requerimientos de precisión y
exactitud y los tipos de película que se van a emplear.
El objeto de este trabajo es presentar un método para
evaluar las características de un escáner y su repercusión sobre la incertidumbre en dosimetría con película.
Material y métodos: Las características analizadas
son el ruido y la saturación. La determinación se hace
mediante varias (30) lecturas de una tira sensitométrica. Del promedio de las lecturas se obtiene la curva de
calibración del escáner. De la diferencia de una muestra con el promedio se obtiene la caracterización del
ruido incluyendo su distribución estadística y su correlación espacial.
El primer objetivo es diferenciar el ruido producido
por la parte analógica de la instrumentación y el ruido
de cuantización que aparece en la conversión digital
de la lectura. El valor relativo entre ambas cantidades
es indicativo de cuán importante puede ser elegir una
u otra resolución de la lectura (número de bits con que
se codifica). También se estudia la correlación del ruido. El ruido correlacionado resulta más difícil de eliminar por métodos tradicionales de realce de la imagen, por lo que es conveniente conocer posibles
correlaciones y, caso de existir, las direcciones espaciales en las que son más acusadas. Finalmente se presenta un método para obtener el rango de densidades
ópticas en función de la incertidumbre en la lectura
del scanner (para un nivel de confianza previamente
fijado).
Para hacer más clara la presentación, los métodos descritos se aplican a un escáner comercial.
Resultados: En cuanto al primer objetivo, se demues-
tra que la mejora de la resolución de señal deja de tener importancia cuando σn/∆≥0,61, siendo σn la desviación típica del ruido analógico y ∆ el intervalo de
cuantización.
En cuánto a la correlación del ruido en el escáner analizado, sólo se observa un incremento sobre el eje perpendicular a la dirección de rastreo sobre su espectro
de Wiener plano2. Para este mismo escáner el rango de
densidades ópticas para el cúal la incertidumbre es
menor del 2% con un nivel de confianza del 68% (2
sigmas) es de 0,24 a 1,68 OD3.
Conclusiones: Se ha presentado un método para la
caracterización de los escáneres utilizados en dosimetría con película. Los resultados obtenidos pueden utilizarse junto a los de la película para determinar su
adecuación a una aplicación con unos requerimientos
de precisión y exactitud particulares.
Referencias
1. González A, et al. "Signal resolution increase and noise
reduction in a CCD digitizer." Med Phys 2004;31: 525527.
2. González A, et al. "Noise in radiochromic film dosimetry with a CCD digitizer," VIII Biennial ESTRO
Meeting on Physics and Radiation Technology for clinical radiotherapy. Lisbon, September 2005.
3. González A, "Useful optical density range in film dosimetry. Limitations due to noise and saturation." Phys
Med Biol (en revisión).
Palabras clave: Dosimetría, película, CCD, escáner, ruido,
saturación, resolución de salida.
1064
MODELIZACIÓN DEL GRADO DE
HETEROGENEIDAD DE DOSIS EN LA
UNIÓN DE CAMPOS ASIMÉTRICOS
COMPLETOS
C. ALCIBAR-ARECHULUAGA ARTAZA, C. PINZA-MOLINA,
S. FERNÁNDEZ CEREZO, M.D. MORILLAS PÉREZ, S. GARCÍA
GÓMEZ, S. RAMOS RAMÍREZ
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital
Universitario Ntra. Sra. de Candelaria. Santa Cruz de Tenerife.
En radioterapia externa, determinadas técnicas de tratamiento complejas exigen la utilización de unión de
campos asimétricos completos. Dichas técnicas requieren una exhaustiva verificación, tanto del correcto
posicionamiento del sistema de colimación, como del
grado de heterogeneidad en las dosis impartidas en la
unión de campos. Además, los sistemas de planificación no reproducen de forma precisa las distribuciones de dosis observadas. En un acelerador Primus
Dosimetría física e instrumentación
131
(Siemens), se ha analizado el comportamiento del sistema de colimación, multiláminas (MLC) y mandíbulas independientes, para la unión de campos sobre el
eje del haz, en las energías de fotones disponibles (6 y
18MV). Se ha estudiado el nivel de reproducibilidad
en el posicionamiento del MLC, el grado de heterogeneidad en las dosis administradas, así como técnicas
de compensación de dosis en la unión de campos. Para
ello se expusieron películas radiográf icas EDR2
(Kodak), mediante técnica isocéntrica (DFP =
100cm), utilizando un maniquí de agua sólida a profundidad equivalente de agua 10 cm. El análisis dosimétrico de las películas se realizó con el programa
Densidad (Técnicas Radiofísicas), sobre once perfiles
de dosis paralelos al eje.
Inicialmente se verificó el posicionamiento del MLC
(precisión ± 1mm) y su coincidencia con el campo de
radiación (desviación de ± 1,5 mm). Posteriormente,
se analizaron la distribuciones de dosis impartidas en
la unión de campos sobre el eje del haz (MLC y mandíbulas), para un tamaño de campo de 8 x 16 cm2 y
las siguientes técnicas de irradiación:
A. Dos campos asimétricos completos sobre ambos
ejes.
B. Dosis administrada de forma fraccionada con el siguiente esquema (Kwok CB, et al.): 1/3 de la dosis
con la unión sobre el eje del haz, 1/3 con la unión
desplazada 1 cm y el 1/3 restante con la unión desplazada -1 cm.
Además, se ha modelizado mediante una función de
ajuste, la respuesta del grado de heterogeneidad de dosis en la unión de campos con la posición del sistema
de colimación. Para lo cual se expusieron un grupo de
películas generando una serie de huecos y solapamientos intencionados de 1, 2 y 3 mm, obteniéndose
así un conjunto de zonas de infra y sobredosificación
en dicha unión.
Resultados y discusión: Todos los perfiles se normalizaron respecto a la dosis en el centro del hemicampo. En la primera técnica de irradiación, se obtuvieron
importantes niveles de infradosificación en la unión
de campos, del orden del 37% (Máx. 43,5%, Mín.
29,4%) para MLC, y del orden del 6% para las mandíbulas, en ambas energías.
Al administrar la dosis de forma fraccionada, en ambas energías se redujo la infradosificación aproximadamente hasta un 20% (Máx. 23.4%, Mín. 17,3%) para MLC. Sin embargo, en el caso de las mandíbulas
no se observaron reducciones significativas.
A partir del análisis dosimétrico del conjunto de películas con huecos y solapamientos intencionados, se
representó gráficamente el porcentaje de dosis medio
132
frente a la separación entre campos adyacentes. Los
resultados obtenidos se ajustan a una función polinómica de 2º grado (R2>0,9873 en MLC y mandíbulas
para ambas energías). A partir de dichas funciones, se
calculó el patrón de posicionamiento que teóricamente
permite optimizar el grado de heterogeneidad de dosis
en cada caso. Estos son: en MLC hueco de 2,5 mm
para 6 MV y de 2,6 mm para 18 MV; para las mandíbulas el hueco es mucho menor, de 0,3 mm y de 0,2
mm respectivamente.
Con el fin de verificar la validez de los resultados obtenidos, se calcularon a partir del patrón de posicionamiento y de las funciones de ajuste obtenidas, las fracciones de dosis a impartir en las distintas posiciones.
El análisis de las distribuciones de dosis obtenidas en
dichas condiciones de irradiación, muestran que la infradosificación en la unión de campos resulta prácticamente compensada, obteniéndose un porcentaje de
dosis medio en MLC y 6 MV del 99,95% (Máx.
109,15%, Mín. 88,82%), para 18,MV del 99,5%
(Máx. 110,72%, Mín. 93.21%); respecto a las mandíbulas para 6MV del 100,11% y 18MV del 99,08%.
También se estudió el grado de reproducibilidad de
estos resultados, realizándose irradiaciones en días diferentes. La desviación respecto a los valores anteriores fue menor de un 2%.
Conclusiones: El posicionamiento del MLC, genera en
la unión de campos una infradosificación inaceptable
para 6 y 18 MV, sin embargo en el caso de las mandíbulas es de tan sólo un 6%. La aplicación del fraccionamiento de dosis descrito reduce la infradosificación a
niveles todavía insuficientes para MLC. Utilizando el
patrón de posicionamiento calculado se alcanza un nivel de homogeneidad medio en el PTV acorde con las
recomendaciones del ICRU 50 (entre -5% y +7%).
Referencias
– Kwok CB, et al. Suitability of using Multileaf Collimator
(MLC) for photon f ield matching. Med Dosim
2004;29:184-195
– Landberg T, et al. Prescribing, recording and reporting
photon beam therapy. ICRU report 50; 1993
Palabras clave: Análisis dosimétrico, Colimador multiláminas, Heterogeneidad de dosis, Unión de campos.
1065
ANÁLISIS DE LA DEGRADACIÓN DE
HACES MONOENERGÉTICOS DE
INTERÉS EN RADIOGRAFÍA
CONVENCIONAL
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
I.J. SAINZ1, A.M. LALLENA2, A. PÉREZ ROZOS1,
J.L. CARRASCO1
1Radiofísica
y Protección Radiológica. Hospital Universitario Virgen
de la Victoria. Málaga. 2Departamento de Física Atómica, Nuclear y
Molecular. Universidad de Granada.
Objetivo: El objetivo de este trabajo es conocer en
profundidad y de forma teórica la degradación que sufren haces monoenergéticos de interés en radiografía
convencional al interaccionar con el paciente y la rejilla antidifusora.
Material y métodos: Hemos considerado una serie de
haces monoenergéticos de fotones de energías comprendidas entre 30 y 100 keV. Nuestra geometría consta de un filtro de 2,5 mm de aluminio, un maniquí de
17 cm de agua y una rejilla. Hemos utilizado un sistema de rejilla no focalizada y de láminas dispuestas en
forma de cruz 8/40 de plomo y dos posibilidades para
el interespaciado: de aluminio y de fibra de algodón.
El transporte de la radiación se ha simulado mediante
el código Monte Carlo PENELOPE. El número de
historias simuladas han sido de 4*107, en las simulaciones en las que sólo se ha incluido el maniquí, y de
108, cuando se ha considerado también la rejilla. La
atenuación de la radiación primaria, el espectro de fotones emergentes, su distribución angular y la fracción
de radiación dispersa se han evaluado tanto tras el maniquí como tras la rejilla.
diación dispersa se va a ver, a esta energía, en parte,
compensada por la generación de la misma por parte
de la rejilla.
La cantidad de radiación dispersa que encontramos
tras el maniquí aumenta suavemente con la energía pasando de un 46% a 30 keV a un 68% a 100 keV. La rejilla reduce la radiación dispersa que alcanzaría el detector de un 60% a un 5% para 55 keV y de un 68% a
un 22% para 100 keV.
Fig. 1. Espectro de los fotones emergentes del maniquí para
100 keV.
Resultados y conclusiones: La fracción de fotones
primarios transmitidos por el maniquí es inferior al
6% en todo el rango de energías considerado, mientras
que si se considera la geometría completa, la fracción
de radiación primaria transmitida varía entre el 2%,
para 100 keV, y el 0,2%, para 40 keV, siendo estos resultados similares para ambas rejillas. La rejilla reduce la radiación primaria que la alcanza a la cuarta parte, aproximadamente, para fotones de 40 keV; esta
reducción disminuye conforme la energía crece hasta
alcanzar un 35% para 100 keV.
El espectro emergente tras el maniquí (fig. 1) para un
haz de 100 keV, presenta una componente principal
que corresponde a los fotones que no han sido dispersados ni por el filtro, ni por el maniquí; las componentes de energía intermedia presentan una distribución
uniforme, seguida de una disminución muy rápida en
las componentes encontradas de baja energía. La reducción por parte de la rejilla de la radiación dispersa
es muy eficiente, en particular de las componentes de
baja energía. En el espectro de 100 keV emergente de
la rejilla (fig. 2) el haz tiene la suficiente energía para
generar radiación característica al ionizar los átomos
de plomo. Se observan claramente las energías más
importantes de transición al nivel K, a 72,8, 75, 84,9,
y 87,3 keV. Esto supone que la disminución de la ra-
Fig. 2. Espectro de los fotones emergentes de la rejilla. Para
ambas rejillas y para 100 keV.
Palabras clave: Haces monoenergéticos, PENELOPE,
Rejilla antidifusora.
1066
VERIFICACIÓN DEL CÁLCULO CON
CUÑAS DINÁMICAS EN EL SISTEMA
ONCENTRA MASTERPLAN
Dosimetría física e instrumentación
133
A.J. SANTOS RUBIO, G. SÁNCHEZ CARMONA, A. UREÑA
LLINARES, J. LUIS SIMÓN, M. BAEZA TRUJILLO,
M. HERRADOR CÓRDOBA
Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen del
Rocío (Hospital General). Sevilla.
Introducción: Las cuñas no físicas generan una distribución espacial de dosis similar a la que producen las
físicas pero sin la filtración de éstas. Las cuñas no físicas están disponibles en los aceleradores Varian como Enhanced Dynamic Wedge (EDW) y en los
Siemens como Virtual Wedge. El uso de las cuñas dinámicas es algo ya habitual en los tratamientos radioterápicos y suponen ventajas en el tiempo, la seguridad y la protección radiológica del paciente. El objeto
de este estudio es verificar el cálculo de haces con cuña dinámica realizado por nuestro sistema de planificación (SP) Oncentra Masterplan versión 1.5 sp1
Material y métodos: Se han realizado medidas en un
acelerador CLINAC 600C monoenergético en fotones
de 6 MV de tensión nominal y un CLINAC 2100C
con fotones de 6 y 18 MV de tensión nominal. Se midieron perfiles, rendimientos y factores de transmisión. Para la medida de perfiles se utilizó un linear
array de 99 diodos (LDA-99) de Wellhofer sumergido
en agua. Para la medida de factores de transmisión se
utlizó una cámara tipo Farmer sumergible en agua,
FC65-G, con el electrómetro Dose1 ambos de
Wellhofer y los factores propuestos por la AAPM. La
misma cámara y electrómetro se utilizaron para medir
rendimientos punto a punto. El maniquí fue una cuba
Blue Phantom con el controlador CU 500E. Para el
Clinac 600C y campos de 4 x 4, 5 x 5, 10 x 10 y 20 x
20 se midieron perfiles a 5, 10 y 1,5 cm. de profundidad; rendimientos a las profundidades de 1,5, 5, 10,
15, 20 y 25 cm y factores de transmisión a 10 cm de
profundidad para estos campos y para 6 x 6, 8 x 8, 12
x 12y 15 x 15 para todas la cuñas dinámicas y todas la
orientaciones. Para el Clinac 2100C y para las 2 energías se comprobaron los campos de 4 x 4, 5 , 6 x 6, 20
x 20, 20 x 25 y 20 x 30 se hicieron las mismas medidas pero en el de 18 MV se midió a 3 cm de profundidad en lugar de 1,5 cm. Se midieron los factores de
transmisión para los mismos campos y condiciones
que con 600C Todas estas situaciones se reprodujeron
en el SP (sistema de planificación), calculando con
pencil beam.
Resultados y discusión: Para los factores de transmisión encontramos discrepancias por debajo del 0,5%
entre los medidos y los calculados por el SP para todas las energías y cuñas menores de 45º. Dichas discrepancias aumentan hasta el 1% en las cuñas de 45º y
de 60º para 6 MV en los dos aceleradores, mientras
que para 18 MV las diferencias se mantuvieron
0,5%.
134
Para los rendimientos en profundidad encontramos diferencias inferiores al 0,5%, comprobamos que el rendimiento del campo abierto es una buena aproximación al rendimiento del mismo campo con cuña
dinámica para un calculo redundante de las unidades
de monitor dadas por el SP
Para los perfiles encontramos que en la zona interna
de los campos las diferencias son menores que el 3%
del valor central para todos los puntos de todos los
campos, en la zona de penumbra el 95% de los puntos
difieren en menos de 3 mm de lo medido para todos
los casos, en la zona exterior todos los puntos diferían
localmente en menos del 50%.
Conclusiones: Los resultados obtenidos cumplen las
tolerancias según el protocolo nacional de control de
calidad de sistemas de planificación. Además, los factores de transmisión se compararon con los factores
standard de la AAPM2 encontrando diferencias del
mismo orden que las medidas.
Referencias
– Delgado Rodríguez JM, García Vicente F, Millán
Cebrián E. Protocolo para el control de calidad en sistemas de planificación de terapia con haces de fotones. 1ª
ed. Madrid. SEFM; 2005.
– Chang SX, Gibbons JP. Clinical Implementation of NonPhysical Wedges. 1999 AAPM Refre Sher Course.
1067
MEDIDA DEL MOVIMIENTO DE LA
PRÓSTATA MEDIANTE EL USO
MARCADORES INTERNOS
RADIOOPACOS
F.J. SALVADOR GÓMEZ1, P. MARCOS PÉREZ2, J.A. VÁZQUEZ
RODRÍGUEZ1, M. LÓPEZ SÁNCHEZ1, A. LÓPEZ MEDINA1,
M. SALGADO FERNÁNDEZ1
1Servicio
de Radiofísica y Protección Radiológica. 2Servicio de
Radioterapia. Hospital do Meixoeiro. Vigo.
Introducción: La imagen portal se usa para comprobar la posición del paciente en los tratamientos de radioterapia al comparar las estructuras óseas de una
imagen de referencia con la obtenida antes del tratamiento. Sin embargo, si el volumen target es la próstata, es probable que se mueva independientemente de
las estructuras óseas. Para visualizar la posición de la
próstata en las imágenes portales se han implantado
en la próstata de los pacientes 3 semillas de oro. El
objetivo es cuantificar la magnitud de los desplazamientos y rotaciones de la próstata.
Material y métodos: Los marcadores insertados son
hilos de oro de 1 mm de sección que se cortaron con
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
longitudes de aproximadamente 3 mm. El urólogo las
introdujo en la próstata vía transrectal con ayuda de
una sonda de ultrasonidos. Dos marcadores se situaron lateralmente en cada lado de la base y el tercer
marcador se situó en el ápex. Las imágenes portales se
adquirieron aleatoriamente durante todo el tratamiento. Estas consistieron en películas de megavoltaje
(Kodak X-Omat V) en ángulos de gantry AP y LD,
pues si bien el LINAC Primus con multiláminas dispone de un EPID (BeamView), éste presentaba una resolución espacial menor y artefactos por ruido eléctrico que hicieron imposible usarlo para este propósito.
Cada imagen se adquirió con técnica de doble exposición con 2UM+ 4UM (campo abierto) si bien estas
UM no se tuvieron en cuenta dentro de la dosis aportada al tratamiento. Estas placas se digitalizaron con
un escáner Vidar VXR-12 plus en formato ACR-NEMA.
Para las distintas imágenes se determinaron sus escalas haciendo coincidir los bordes de las láminas, cuyas
coordenadas se extrajeron del fichero que el planificador CMS XIO 4.4 exporta a la red de radioterapia,
LANTIS, con el borde del campo de tratamiento de
las imágenes.
Éste fue segmentado con el algoritmo Canny, cuyos
parámetros se ajustaron para detectar justamente el
borde del campo de tratamiento. Con un algoritmo
de correlación se detectaron automáticamente las posiciones en píxeles de las semillas en las imágenes.
La conversión de las coordenadas en mm se hizo de
manera inmediata. Utilizando la primera imagen portal adquirida como referencia, las sucesivas imágenes se compararon con ésta haciendo coincidir las
estructuras óseas entre sí. Las posiciones de las semillas en mm con respecto a la de referencia se exportaron a un fichero Excel donde se realizó el análisis estadístico.
Resultados y discusión: El estudio se llevó a cabo
para 10 pacientes con carcinoma de próstata en distintos estadiajes. En la siguiente tabla se presentan los resultados para tres de los pacientes.
Tabla 1. Desplazamientos de las semillas en dirección
AP/PA y SUP/INF
Desplazamiento
Desplazamiento
ant./posterior
sup./inferior
Máximo Media SD Máximo Media SD
Pac. (mm)
(mm) (mm) (mm) (mm) (mm)
1
-8,5
-2,3
4,9
––
––
––
2
13,1
-0,6
9,2
-13,9
1
10,2
3
-6,2
-4,9
1,2
-5,9
-3,5
2,1
Estos resultados son compatibles con los obtenidos por
otros autores3 si bien aquellos utilizan como imagen de
referencia, en la mayor parte de los casos, la DRR obtenida a partir del CT realizado al paciente posteriormente a insertarle las semillas y como imagen portal la obtenida con un EPID. En nuestro trabajo se han
detectado unos valores mayores que estudios realizados
por otros autores, quizás por que en algunos casos las
semillas no se han situado justamente en la próstata.
Conclusiones: Este sistema permite hacer un estudio
de los movimientos de la próstata en aquellas situaciones donde el LINAC no disponga de un EPID, bien
por carecer de él, bien porque el sistema tenga unas
características de resolución y contraste que no permita la detección de las semillas. La implantación de este análisis a un sistema con EPID es inmediato.
Referencias
1. Harris EJ et al. Feasibility of fully automated detection
of fiducial markers implanted into the prostate using
electronic portal imaging: a comparison of methods. Int.
J. Radiation Oncology Biol Phys 2006; 66: 1263-1270.
2. Lattanzi J et al. Daily CT localizationfor correcting porta errors in the treatment of prostate cancer. Int J
Radiation Oncology Biol Phys1998; 41: 1079-1086.
3. Litzenberg D et al. Daily prostate targeting using implanted radiopaque markers. Int J Radiation Oncology
Biol Phys 2002; 52: 669-703.
1068
DISEÑO DEL FANTOMA NEMA DE
LINEALIDAD PARA UNA
GAMMACÁMARA SIEMENS SIGNATURE
ECAM
F.J. SALVADOR GÓMEZ, M. LÓPEZ SÁNCHEZ, J.A. VÁZQUEZ
RODRÍGUEZ, A. LÓPEZ MEDINA, M. SALGADO FERNÁNDEZ
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital do
Meixoeiro. Vigo.
Introducción: Las normas NEMA UN-1 de 2001
contienen protocolos y describen fantomas que deben
ser usados si se quieren comparar las prestaciones de
distintas gammacámaras. En la adquisición de una
nueva gammacámara se deben realizar las llamadas
pruebas de aceptación por parte del suministrador.
Entre estas pruebas está la determinación de la correcta aplicación de las correcciones de linealidad en las
imágenes que se obtienen, al determinar los valores de
la linealidad diferencial e integral.
En la aceptación de la gammacámara SIEMENS
Ecam Signature nos encontramos con la imposibilidad
Dosimetría física e instrumentación
135
de evaluar la linealidad intrínseca diferencial e integral para verificar los valores que proporcionaba el fabricante sobre dicho equipo.
Material y métodos: Como el fabricante no dispone
de dichos fantomas ni existen otros suministradores
que los proporcionen se decidió construir esos fantomas siguiendo las indicaciones de las normas NEMA de su ultima edición (2001). Sobre un soporte
de metacrilato de 5 mm de espesor, que previamente
se había recortado para adaptarlo al detector de la
gammacámara, se dispusieron láminas de plomo de
2 mm de espesor, anchura 29 ± 0,1 mm y longitud
suficiente para abarcar todo el soporte de metacrilato. Las láminas y el soporte se pegaron con un adhesivo adecuado. Obviamente, se tuvo que crear un
software que leyera las imágenes en el formato DICOM que crea la aplicación de procesado clínica
esoft y cuantificara la uniformidad intrínseca diferencial e integral tanto en el campo central como en
el total.
Resultados: El fantoma NEMA se colocó sobre el detector desprovisto de su colimador en posición 180º.
Una fuente puntual de 99mTc se suspendió del techo
de la sala coincidente con el centro del detector. Se seleccionó una matriz de 512 x 512 y se hizo una adquisición de 2000 Kc con una tasa de adquisición de 10
kc/s. Una vez adquirida la imagen se exportó en formato DICOM al ordenador en el cual estaba instalado
el software de análisis.
Los resultados para la linealidad intrínseca la diferencia fueron de 0,15 mm y para la linealidad absoluta de
0,3 mm, los cuales están de acuerdo con las especificaciones del fabricante.
Conclusiones: La importancia de disponer de estos
fantomas y la cuantificación de la linealidad reside en
que el análisis de este parámetro con imágenes testpatrón de resolución espacial no es simple, además de
Fig. 2. Imagen obtenida con el fantoma.
que estas imágenes son bastante insensibles a no linealidades. En1 se describe que desviaciones de una línea recta tan escasas como de 0,4 mm producen una
pérdida de uniformidad de un 8% en la imagen de
inundación. De hecho, las no uniformidades son más
sensibles a una posible indicación de no linealidad que
a la inspección visual de las imágenes de patrón de
barras.
Con el desarrollo de este fantoma se ha podido determinar el parámetro de la linealidad intrínseca de
una gammacámara y de esta forma se ha determinado si cumple las especif icaciones del fabricante.
Además, el estudio de los materiales y su mecanizado ha supuesto la base para que el diseño destinado
a las otras gammacámaras del servicio sea muy rápido. El software desarrollado, con mínimas adaptaciones servirá para estas otras gammacámaras con la
ventaja eventual que permite el análisis de la linealidad en zonas del detector seleccionadas por el usuario.
Referencias
1. Henkin RE et al. Nuclear Medecine. Mosby.
2. Muehllehner G, colsher JG, Stoub EW:correction of field
uniformityn in scintigraphic cameras through removal of
spatial distorsion. J Nucl Med 1980;21:771-776.
3. Performance measurements of scintillation cameras,
NEMA NU 1, 2001
1069
REGISTRO Y FUSIÓN DE IMÁGENES
PORTALES PARA LA VERIFICACIÓN DEL
POSICIONADO DEL PACIENTE
Fig. 1. Fotografía de uno de los fantomas de linealidad.
136
F.J. SALVADOR GÓMEZ1, P. MARCOS PÉREZ2, J.A. VÁZQUEZ
RODRÍGUEZ1, M. LÓPEZ SÁNCHEZ1, A. LÓPEZ MEDINA1,
M. SALGADO FERNÁNDEZ1
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
1Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. 2Servicio de
Radioterapia. Hospital do Meixoeiro. Vigo.
Introducción: Al inicio de un tratamiento en radioterapia es común verificar la posición de aquella parte
del paciente que se va a irradiar con respecto a los haces de tratamiento usando imágenes portales. En nuestro servicio esta verificación se lleva acabo comparando las DRR que se generan en el sofware de
planificacion y/o simulación con las imagenes portales. Esta verificación consiste en una delineación de
los bordes del campo y en una coincidencia de las estructuras anatómicas de las dos imágenes que proporcionan una estimación del error de posicionado del
paciente relativo a los bordes del campo.
En este trabajo se presenta un método semiautomático para la estimación de los errores de posicionado
del paciente a través del uso de imágenes portales de
las diferentes fracciones de un tratamiento radioterápico.
Material y métodos: Este método se ha desarrollado
para los tratamientos radioterápicos de la próstata. Las
imágenes portales están adquiridas en películas de
megavoltaje (KODAK X-OMAT V). Esto se ha hecho
así debido a que estas películas poseen una mayor resolución espacial y contraste que nuestro sistema de
imagen portal electrónico basado en pantalla fluorescente y CCD beamview, actualmente disponible en el
LINAC SIEMENS Primus con sistema multiláminas.
Las imágenes se adquirieron en técnica de doble exposición, 2UM+ 4UM en los campos AP y LD en días
aleatorios y a lo largo del tratamiento del paciente. El
algoritmo empleado para el registro es el llamado de
puntos homólogos, permitiendo al usuario un ajuste
fino de modo interactivo.
La detección de bordes se determina con el algoritmo
de Canny2, que consiste en la derivada de la función
gaussiana con una desviación estándar que corresponde
a la anchura del núcleo. Este algoritmo emplea además
un doble umbral de histéresis. Al configurar estos tres
parámetros con valores distintos se extrae el borde del
campo de tratamiento y las estructuras óseas.
Resultados y discusión: Los parámetros de ajuste
en el algoritmo canny para la extracción del contorDesplazamiento sup./inferior
no que delimita el campo de tratamiento en nuestras
imágenes fueron de 3 para la desviación estándar,
0,75 para el umbral bajo y 0,95 para el umbral alto.
Sólo en muy pocos casos el usuario debe variar estos parámetros para la extracción del borde del
campo. Los parámetros de ajuste para la extracción
de los bordes óseos son diferentes, siendo aproximadamente 4, 0,1 y 0,8 respectivamente, aunque
previamente se ha aplicado a la imagen una ecualizacion de tipo CLAHE. Para aquellos casos en los
cuales la imagen tiene muy poco contraste y el algoritmo Canny falla, se permite al usuario que defina las estructuras óseas bien dibujando curvas splines o bien con curvas de recorrido libre que definan
los huesos de la pelvis. La escala de las imágenes
se obtiene al superponer los contornos que delimitan el campo de radiación con el borde de las láminas cuyas coordenadas se obtienen de la red de radioterapia LANTIS.
Conclusiones: Se ha desarrollado una aplicación informática que permite evaluar de una forma semiautomática los errores de posicionado de los pacientes para aquellos aceleradores cuya única forma de adquirir
imágenes portales sea a través de películas de megavoltaje. Su implantación para que acepte imágenes
portales de un sistema EPID es inmediato. Además
tiene la ventaja, sobre muchos sistemas comerciales,
de exportar a un fichero los resultados para su estudio
estadístico.
Desplazamiento lateral
Rotación
Máximo
(mm)
Media
(mm)
SD
(mm)
Máximo
(mm)
Media
(mm)
SD
(mm)
Máximo
(mm)
Media
(mm)
SD
(mm)
1
-4,4
-1,3
2,7
3,5
0,7
1,8
-2,8
0,9
1,1
2
-1,6
-0,2
0,8
-4,4
-,03
3,1
-2
0,3
0,8
3
1,9
-1
1
-1,7
-0,1
1,6
0
0
0
Dosimetría física e instrumentación
137
Referencias
1. Sawada A et al. "Patient positioning method based on
binary image correlation between two edge images for
proton-beam radiation therapy". Med Phys 2005;32(10).
2. Girouard LM et al. Automatic setup deviation measurements with electronic portal images for pelvic filelds.
Med Phys 1998;25(7).
3. Matsopoulos GK et al. Registration of electronic portal
images for patient set-up verification. Phys Med Biol
2004; 49: 3279-3289.
1070
RESULTADOS DE LA EVALUACIÓN DEL
CONTROL AUTOMÁTICO DE
EXPOSICIÓN Y DEL DETECTOR EN
SISTEMAS DE MAMOGRAFÍA DIGITAL:
SISTEMAS DIRECTOS Y CR
P. MORÁN1, M. CHEVALIER1, J. J. MORANT2, M. LÓPEZ
TORTOSA2
1Física
Médica. Departamento de Radiología. Facultad de Medicina.
Universidad Complutense de Madrid. 2Universitat Rovira i Virgili.
Facultat de Medicina i Ciències de la Salut. Reus. Tarragona.
En los últimos cinco años ha habido una sustitución
importante de los sistemas mamográficos convencionales (película/cartulina) por sistemas de mamografía
digital que incorporan detectores integrados en el propio sistema o del tipo de radiografía computarizada
(CR). Los protocolos de control de calidad de estos
sistemas difieren fundamentalmente de los destinados
a equipos convencionales en las pruebas de verificación del control automático de exposición y del detector de la imagen. En este trabajo presentamos los resultados obtenidos en la evaluación de estos
dispositivos en un conjunto de mamógrafos digitales.
Se ha realizado teniendo como referencia el Protocolo
de Mamografía Digital de la Comunidad Europea1 y
ha servido de base para la elaboración del Borrador
del Protocolo Español de Control de Calidad en
Mamografía Digital2.
Material y métodos: Las medidas se han realizado en
4 sistemas integrados (DR) [tres Senographe 2000D
(GE) y un Mammomat Novation DR (Siemens)] y 6
del tipo CR (dos AGFA instalados en un DMR de GE
y en un Instrumentarium Alfa RT; tres Kodak instalados dos de ellos en equipos Instrumentarium Alfa RT
y el tercero en un Metaltrónica y un Fuji en un equipo
Mammodiagnost de Phillips). Todos ellos están equipados con control automático de exposición (CAE)
que, aunque con esquemas de funcionamiento distintos, permiten seleccionar automáticamente la tensión
y la carga del tubo basándose en la atenuación de la
138
mama y en su espesor. Además, en los GE, Siemens y
Phillips, el CAE puede seleccionar también la combinación anodo/filtro.
Se ha verificado el ajuste del CAE, su reproducibilidad [en los parámetros de exposición, dosis y relación señal/ruido (RSR)] y la compensación con la calidad del haz y el espesor de mama en términos de la
relación contraste ruido (RCR)1, 2. En algunos equipos hemos verificado la constancia (en dosis, RSR y
RCR) a lo largo de varios controles. Las medidas se
han realizado utilizando el maniquí estándar (45 mm
de PMMA) y espesores de PMMA comprendidos entre 2 y 7 cm. En los casos en los que el CAE es sensible al espesor, determinado por la altura del compresor, hemos añadido a las placas de PMMA espesores
variables de poliespan para simular el espesor de la
mama equivalente1, 2. El poliespan se situó en las esquinas para no interferir con la parte central de la
imagen y poder aplicar una fuerza de compresión similar a la de la práctica clínica. Los valores de dosis
glandular (DG), para los distintos espesores de PMMA, los hemos calculado a partir de la medida de los
rendimientos y los coeficientes de Dance1, 2. Para el
control del detector hemos estudiado la relación entre
la señal y el ruido con la dosis y realizado el resto de
las pruebas esenciales descritas en2. Las medidas dosimétricas se han realizado con un equipo Radcal (cámara 20 x 6-6M y electrómetro 2026C, Radcal Corp.,
Monrovia, Ca).
Resultados: En general, las propiedades evaluadas
para los detectores se ajustan a las tolerancias. Sin
embargo, se detectan desajustes en el CAE más frecuentes en el caso de los CR. Los resultados particulares más destacables son:
Control Automático de Exposición: Existen diferencias en los factores de exposición en equipos de la
misma marca y modelo que se traducen en diferencias
de RSR, RCR y DG. En los sistemas DR, la mayor
parte de los parámetros evaluados verifican las tolerancias excepto la compensación con el espesor (variación de la RCR 30% en todos los casos). La constancia en dosis RSR y RCR es mejor que el 5%, 6% y
10% respectivamente y, por tanto, verifican las tolerancias excepto cuando los servicios técnicos del equipo reajustan la técnica radiográfica. Los valores de
DG para todos los espesores de PMMA son más bajos
que los valores especificados como deseables1,2.
En los equipos con CR la reproducibilidad del CAE
es, en general, mejor que el 5% pero en el 80% de los
controles se han detectado desajustes en el CAE (técnica radiográfica no optimizada, incremento de exposición/paso, etc) con valores de dosis excesivos o demasiado bajos y variaciones en la RCR para los
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
distintos espesores mayores que el 30%. Además, en
la mayoría de estos sistemas se producen constantes
reajustes en el funcionamiento del CAE que hacen imposible evaluar su constancia.
Propiedades del detector: En los detectores DR la relación entre la señal y la RSR2 con la dosis es lineal
(R2 ≥ 0,99). En los CR la relación entre señal y dosis
es logarítmica (R2 ≥ 0,99) y existe un razonable ajuste
entre el ruido al cuadrado y la inversa de la dosis (R2
≥ 0,97). Las diferencias en dosis y RSR entre las distintas placas de los CR son ≤ 9% y ≤ 13% respectivamente. El desvanecimiento de la señal al cabo de 30
min es aproximadamente del 5%. La presencia de artefactos en los CR hace que la homogeneidad en la
RSR supere con frecuencia las tolerancias.
Referencias
1. CCE (Comisión de las Comunidades Europeas). 2006.
"European Guidelines for Quality Assurance in Breast
Cancer Screening and Diagnosis" 4ª ed. (European
Communities, 2006). (ISBN: 92-79-01258-4, Nº
Catálogo: ND-73-06-954-EN-C). (www.euref.org).
2. Borrador del Protocolo de Control de Calidad de los
Sistemas Digitales Mamográf icos. Grupo de
Mamografía Digital de la Sociedad Española de Física
Médica. (www.sefm.es)
Palabras clave: Mamografía digital, Control de Calidad,
Dosimetría.
1071
DETERMINACIÓN DEL ESPECTRO
ENERGÉTICO EN LA PUERTA DE UNA
HABITACIÓN DE BRAQUITERAPIA DE
ALTA TASA CON 192IR
L. QUIÑONES, J. ALMANSA, I. CASTRO, E. ANGULO,
M. IBORRA
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital
Universitario Puerta del Mar. Cádiz.
Introducción: La principal dificultad para la realización del cálculo de blindajes de una habitación de
Braquiterapia se plantea en la puerta, donde el espectro de radiación es muy diferente del emitido por la
fuente de radiación.
El propósito de este trabajo es la determinación del
espectro energético que llega a la puerta de la sala
destinada a tratamientos de alta tasa de 192Ir con el sistema de carga diferida microSelectron-HDR y fuente
Nucletron mHDR-v2.
Material y método: Se han empleado técnicas Monte
Carlo para la obtención del espectro energético en la
puerta de la sala de Braquiterapia del Hospital
Universitario Puerta del Mar (Cádiz). Como código se ha
utilizado PENELOPE 2006 y considerando la geometría
de la fuente a partir de la proporcionada por la fig. 1(c)
del artículo de Daskalov y cols1), así como la situación
de la fuente y la distribución de la sala de braquiterapia.
La realización de estas simulaciones Monte Carlo presenta una especial dificultad por la baja eficiencia, es
decir el bajo número de fotones que llegan a la puerta
por fotón emitido por la fuente.
No es posible realizar una simulación detallada y obtener un espectro con bajas incertidumbres estadísticas y con tiempos de simulación razonables si no realizamos una serie de aproximaciones:
– División de la simulación en dos partes, la primera
de la fuente para obtener el espectro a la salida de
ésta, y la segunda utilizando este espectro para simular la dispersión en la sala.
– Consideración de la fuente para la segunda simulación como isotrópica y puntual
– Se ha excluido del "tracking" tanto los electrones
emitidos por la fuente como los producidos en la interacción fotón-materia.
Estas aproximaciones son consistentes con criterios de
Protección Radiológica al sobreestimar la energía media del espectro obtenido.
Resultados y discusión: Obtenemos un espectro continuo de una energía media en torno a los 112 keV con
dos máximos bien diferenciados en torno a 72 y 162
keV. Estos resultados son consistentes con los obtenidos por Pérez-Calatayud y cols2).
Referencias
1. Daskalov G, Loffler E, Williamson J. "Monte Carlo-aided dosimetry of a new high dose-rate brachytherapy
source". Med Phys 1998; 25: 2200-2208. Erratum. Med
Phys 2000; 27:1999.
2. Pérez-Calatayud J, Granero D, Ballester F, Casal E,
Crispin V. "Monte Carlo evaluation of kerma in an HDR
brachytherapy bunker". Phys Med Biol 2004;49: N389N396.
Palabras clave: Monte Carlo, Braquiterapia, Alta tasa,
microSelectron, Blindaje.
1072
RESULTADOS DE LA APLICACIÓN DEL
NUEVO PROTOCOLO DE CONTROL DE
CALIDAD DE LOS SISTEMAS DIGITALES
MAMOGRÁFICOS A MONITORES E
IMPRESORAS
Dosimetría física e instrumentación
139
J.J. MORANT ECHEVARNE1, M. CHEVALIER DEL RÍO2,
P. MORÁN PENCO2, M. SALVADÓ ARTELLS3, M. LÓPEZ
TORTOSA3
1Server
de Protecció Radiològica. Universitat Rovira i Virgili/ Reus.
Tarragona. 2Física Médica. Departamento de Radiología. Facultad de
Medicina. Universidad Complutense de Madrid. 3Universitat Rovira i
Virgili. Facultat de Medicina i Ciències de la Salut. Reus. Tarragona.
Introducción: El objeto del presente trabajo es dar a
conocer los primeros resultados de la aplicación del
nuevo protocolo de control de calidad de los sistemas
digitales mamográficos, actualmente en fase de borrador, a monitores e impresoras. Se describen y valoran
tanto el estado de funcionamiento de los equipos objeto de control como el grado de sensibilidad e información suministrada por cada una de las pruebas aplicadas.
Material y métodos: Se ha aplicado el mencionado
protocolo a un total de once estaciones de trabajo,
procurando abarcar toda la casuística existente en las
diferentes instalaciones dedicadas a mamografía: estaciones de diagnóstico y de visualización, de 5, 3 y 1,3
Megapíxels, de LCD y de CRT.
Se han analizado cinco procesadoras, todas ellas del
tipo láser secas.
Para la realización de los controles se ha utilizado un
medidor de luminancia de contacto de la marca VERILUM, modelo COLOR DUAL MODE POD (18-116),
un medidor de luminancia telescópico de la marca
KONICA MINOLTA, modelo LS-100, un medidor de
luminancia e iluminancia de la marca UNFORS, modelo LIGGHT-O-METER P10 STANDARD, un luxómetro de la marca LUTRON, modelo LX 102, un densitómetro de la marca X-RITE, modelo 380 y las
imágenes de ensayo del TG-18 de 1 y 2 k de resolución.
Tanto en las estaciones de trabajo como en las impresoras se han analizado todos los parámetros contemplados en el protocolo de control de calidad de los sistemas digitales mamográficos.
Resultados y discusión: Con respecto al proceso de
medida y análisis de resultados, las experiencia adquirida permite afirmar que los tiempos indicados en el
protocolo para la realización de los controles se ajustan bastante bien a los reales. La principal dificultad
encontrada se ha derivado de la complejidad (en muchos casos por cuestiones de acceso y seguridad informática) de introducir las imágenes de ensayo en los
PACS o en las estaciones de trabajo para su visualización o impresión. Las imágenes de ensayo del TG-18
proporcionan mayor sensibilidad y precisión que la
SMPTE. Es especialmente importante utilizar las imágenes de resolución apropiada a las características de
los monitores si se quieren detectar posibles fallos de
140
funcionamiento. Se ha puesto claramente de manifiesto la influencia de la iluminación ambiental en el control de algunos parámetros, lo que corrobora la necesidad de utilizar medidor de luminancia telescópico en
aquellos casos recomendados por el protocolo frente
al de contacto.
La imagen de ensayo general TG-18QC y las de resolución LPV y LPG se manifiesta especialmente útiles
para detectar deficiencias en la calibración de los monitores (todos los casos en los que los objetos no eran
visualizados correctamente se han correspondido con
una falta de calibración a la curva DICOM cuando se
ha realizado la medida cuantitativa de luminancias), lo
que pone de manifiesto la clara utilidad de los controles semanales recomendados en el protocolo.
En cuanto a los resultados de los controles, los monitores de tipo CRT presentan importantes deficiencias
derivadas de su antigüedad y de la falta de calibración;
se ha observado que la resolución de la tarjeta gráfica
no se encuentra ajustada a las características de los
monitores y que la amplitud del rango de luminancias
es inferior a lo deseado.
Los monitores de tipo LCD de 3 y 5 Megapíxels son
los que mejor prestaciones ofrecen; no obstante, se ha
detectado en algunos casos falta de calibración a la
curva DICOM a pesar de venir calibrados de fábrica y
ser de reciente instalación; incluso se han apreciado
diferentes ajustes de luminancias extremas para los
dos monitores de una misma estación.
Por lo general, no se presta la suficiente atención al
correcto posicionamiento de los monitores: habitualmente se han detectado reflexiones molestas de fuentes de luz y las salas de lectura, en algunos casos, no
permiten reducir la iluminación ambiental a valores
recomendados.
Ninguna de las procesadoras ha presentado deficiencias debidas a distorsión geométrica, uniformidad o
artefactos pero en ninguna de ellas se ha encontrado
la curva de densidades ajustada a la curva DICOM;
en todas, el ajuste es lineal. También se han encontrado deficiencias en los niveles extremos de densidad óptica, en especial en el valor máximo de densidad, que en ningún caso ha superado el valor 3,6
recomendado.
En conclusión, los resultados de este trabajo confirman la utilidad de los controles de calidad periódicos
aplicados a monitores e impresoras basados en el nuevo protocolo y revelan la necesidad de establecer procesos de optimización y mejora.
Palabras clave: Mamografía digital, Monitores,
Impresoras, Control de calidad.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
1073
USO DE PELÍCULA RADIOGRÁFICA EN
DOSIMETRÍA RELATIVA DE HACES DE
ELECTRONES
J. TORRES1, R. GUERRERO2, I. CASTRO3, J. ALMANSA3,
E. ANGULO3 , M A. IBORRA3
1Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital General de
Ciudad Real. 2Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica.
Hospital Universitario "San Cecilio". Granada. 3Servicio de
Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario "Puerta
del Mar". Cádiz.
Introducción: Aunque el uso de película radiográfica
para la verificación de cálculos dosimétricos con haces de fotones es frecuente, no lo es tanto en la dosimetría de haces de electrones. Una de las principales
ventajas de la utilización de película radiográfica es la
gran cantidad de información que podemos obtener
con una única irradiación. En este trabajo se compararán rendimientos en profundidad y perfiles de dosis
obtenidos con métodos ionométricos y con película
radiográfica.
Material y métodos: Para la comparación se han realizado irradiaciones en un acelerador lineal de electrones PRIMUS de Siemens, con energías de electrones
de 6, 12 y 18 MeV y tres aplicadores de 6 x 6, 10 x 10
y 15 x 15 cm2.
Las medidas de referencia de dosimetría relativa con
cámaras de ionización se han realizado con la ayuda
del analizador de haz MEPHYSTO de PTW, cuba automática y cámaras de ionización (tipo ROOS para los
rendimientos en profundidad y cilíndrica de 0,125 cc
para los perfiles).
La película radiográf ica utilizada ha sido Kodak
EDR2 en Ready-Pack en un maniquí de agua sólida.
La lectura de la información de las placas se ha realizado mediante un escáner CCD de transmisión
Microtek ScanMaker 9800XL.
Para la realización de la comparación se ha desarrollado una aplicación en entorno MATLAB (fig. 1) que
permite la lectura de archivos DICOM con la información de la digitalización de la película radiográfica, la
conversión de niveles de gris a dosis a través de la calibración adecuada y la comparación de rendimientos
en profundidad y perfiles con los exportados desde
MEPHYSTO.
El resultado final es la comparación punto a punto de
dos perfiles o rendimientos. Las diferencias se obtienen en tanto por ciento de cada punto, en las zonas de
bajo gradiente, y diferencias de posición en zonas de
alto gradiente.
Fig. 1. Ejemplo de comparación de perfiles.
Resultados y discusión: Para la calibración de la respuesta del digitalizador usaremos un polinomio de
grado 3 para un mejor ajuste de la respuesta dosimétrica de la película.
En cuanto a la coincidencia de los rendimientos en
profundidad se observan pequeñas diferencias entre
los dos métodos de medida a partir del máximo de dosis (valores inferiores al 2% localmente y buena coincidencia de la profundidad del máximo y R50). En
cuanto a los perfiles se observa que el ruido aumenta
considerablemente al disminuir la dosis, pero que incluso a profundidades mayores al 50% de la dosis los
resultados obtenidos con la información de la película
son bastante similares a los obtenidos con cámara de
ionización.
Conclusiones: Las diferencias encontradas entre el
uso de película radiográfica para medidas de dosimetría relativa de haces de electrones de alta energía y las
medidas usadas habitualmente con cámaras de ionización presentan un buen grado de acuerdo y permiten
obtener toda la información dosimétrica de un haz de
electrones con un equipamiento totalmente independiente al tradicional.
Como principales inconvenientes del método podemos
citar la necesidad de una calibración previa de la película radiográfica a usar y las dificultades para conseguir un buen acoplamiento entre la película y el maniquí. Además es interesante resaltar que la relación
señal ruido en zonas con un porcentaje de dosis menor
puede llegar a ser baja (a menor dosis mayor ruido estadístico) que puede ser solventado mediante un adecuado filtrado de la imagen. Este filtrado involucrará
una pérdida de resolución espacial, pero aún así, este
parámetro seguirá siendo una de las principales ventajas de la película radiográfica.
Palabras clave: Dosimetría, película radiográfica, haces
de electrones.
Dosimetría física e instrumentación
141
1074
EFECTO DEL RUIDO ESTADÍSTICO EN
EL CÁLCULO DE UNIDADES MONITOR
DE UN SISTEMA DE CÁLCULO MACRO
MONTE CARLO
J. TORRES, J.C. ZAPATA, J.M. SÁNCHEZ, J.J. CASTEDO, A. GIL
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital General de
Ciudad Real.
Introducción: La implantación de métodos Monte
Carlo en los cálculos dosimétricos de haces clínicos
de electrones ha avanzado rápidamente en los últimos
años. El uso de simplificaciones en el transporte de
energía mediante el uso de resultados precalculados
en medios homogéneos hace que el tiempo de cálculo
sea semejante al de cálculos con algoritmos de "Pencil
Beam" e incluso inferior.
Material y métodos: En nuestro caso, vamos a analizar el sistema de cálculo del algoritmo eMC del sistema de planificación ECLIPSE de Varian Medical
Systems, Inc. Como cualquier método Monte Carlo
estará sujeto al ruido estadístico provocado por el
muestreo de las distribuciones de probabilidad que
afectan al resultado final (tipo de partícula, energía de
las partículas, interacciones con el medio, depósito de
energía, …). Así el resultado final dependerá de la semilla del generador de números pseudoaleatorios empleada, de la discretización del volumen espacial y de
los filtros que se empleen sobre la matriz de datos obtenida.
El sistema de cálculo dispone de cinco parámetros que
afectan al valor final de unidades monitor mostradas:
"Accuracy", "Random Generador Seed Number",
"Smoothing Method", "Smoothing Level" y
"Calculation grid Size", aunque de ellos el parámetro
"Accuracy" es el que controla el número total de partículas a simular para mantener los valores de la matriz
de dosis dentro de un intervalo de incertidumbre.
El objetivo de este trabajo es comprobar que las diferentes elecciones de los parámetros anteriores permiten mantener la precisión del cálculo. Veremos como
hacen variar el tiempo de cálculo y las unidades monitor a prescribir.
Resultados y discusión: Las unidades monitor obtenidas para tres combinaciones de energía y aplicador
en maniquí homogéneo usando distintas combinaciones de semillas de números aleatorios y procesamiento de la matriz de cálculo muestran una desviación estándar compatible con el valor de precisión de cálculo
que hemos escogido (2% para mantener tiempos de
cálculo aceptables).
142
La desviación estándar observada en el valor de unidades monitor calculada por el sistema de cálculo presenta un valor del mismo orden del margen de tolerancia de los principales protocolos de control de calidad
de sistemas de planificación. La principal ventaja del
uso de cálculos de electrones con métodos Monte
Carlo se observa en la capacidad para mejorar los cálculos que se podrían obtener con algoritmos de
"Pencil Beam" en situaciones fuera de las de referencia.
Conclusiones: Los sistemas de cálculo Monte Carlo
introducen una mayor incertidumbre en el cálculo de
unidades monitor al ser un método de cálculo estadístico, aunque los cálculos se mantienen dentro de los
valores aceptables para el cálculo dosimétrico de haces de electrones.
Palabras clave: Planificación Monte Carlo, haces de electrones.
1075
DISEÑO DE UN BAÑO DE MANGANESO
PARA LA CALIBRACIÓN DE FUENTES
NEUTRÓNICAS EN EL LABORATORIO
DE PATRONES NEUTRÓNICOS DEL LMRI
DEL CIEMAT
R. MÉNDEZ VILLAFAÑE
Laboratorio de Metrología de las Radiaciones Ionizantes. CIEMAT.
Madrid.
Introducción: El incremento de las instalaciones que
producen neutrones de forma directa o indirecta, como es el caso de aceleradores y ciclotrones además de
las propias de la industria nuclear, tiene como consecuencia un aumento en la necesidad de calibración y
trazabilidad de los monitores neutrónicos que se emplean en ellas. Esta demanda ha llevado al Consejo de
Seguridad Nuclear a respaldar la creación de un
Laboratorio de Patrones Neutrónicos (LPN), como
parte integrante del Laboratorio de Metrología de las
Radiaciones Ionizantes (LMRI) del CIEMAT.
Para la calibración de monitores neutrónicos el LPN
dispondrá de las fuentes neutrónicas recomendadas
por ISO-85291: 241Am-Be (hasta 1.85E11Bq) y 252Cf
(hasta 10E10n/s) calibradas mediante el método primario del baño de Mn2. En esencia, este método consiste
en la inmersión de la fuente a calibrar en una solución
de sulfato de manganeso prácticamente saturada. El
55Mn de la solución se activa por captura neutrónica,
55Mn(n,γ)56Mn, y el 56Mn decae a través de transicio-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
nes ß- a 56Fe con emisión γ. La medida de esta tasa de
emisión gamma, mediante un detector de INa(Tl) por
ejemplo, permite determinar la tasa de emisión neutrónica de la fuente.
Material y métodos: El baño de Mn estará constituido por una esfera de 125 cm de diámetro interno y 1
cm de espesor de PMMA en cuyo centro se situará la
fuente neutrónica convenientemente aislada en una
cápsula estanca de PMMA. No todos los neutrones
emitidos por la fuente son capturados por el Mn sino
que también interaccionan con los otros núclidos presentes en la solución, como el H, O y S, además de
con los materiales que constituyen el propio baño,
además de que un porcentaje escapará del baño. Es
necesario evaluar estos factores de corrección para poder calcular la tasa de emisión neutrónica. Además,
también se necesita determinar la dosis equivalente
ambiental debida a los neutrones que escapan del baño, así como a los gammas directos de la fuente y los
indirectos procedentes de las interacciones fundamentalmente con el H y el Mn.
En la realización de este estudio se ha empleado el código Monte Carlo MCNPX (v.2.5.0)3 para simular una
fuente de 1 mg de 252Cf inmersa en el baño de sulfato
de Mn con densidad (ρ= 1.288 g/cm3) y determinar
tanto los factores de corrección como las dosis equivalentes ambientales mencionadas.
Resultados y discusión: El tamaño del baño de Mn
asegura que un porcentaje muy pequeño de los neutrones emitidos (< 0,1%) por la fuente escaparán del mismo. No obstante debido a la elevada tasa de emisión
de la fuente analizada (2,3E9n/s) estos neutrones darán lugar a una dosis equivalente ambiental en el exterior de la esfera de PMMA de H*(10) = 1.35Sv/h. Por
otro lado, aún será más importante la dosis equivalente debida a los gammas inmediatos, con un valor de
H*(10) = 20.11Sv/h.
Se han determinado por Monte Carlo los factores de
corrección necesarios para el cálculo de la tasa de
emisión neutrónica y además se ha hecho un estudio
de las incertidumbres asociadas a las variaciones en
la densidad de la solución, en el radio de la esfera y
en la posición de la fuente incorporándolas al cálculo.
3. Briesmeister JF, ed, MCNP - A General Monte Carlo NParticle Transport Code, version 4B Los Alamos
National Laboratory report LA-13709-M (2000).
Palabras clave: Calibración, fuentes neutrónicas, Monte
Carlo, dosimetría.
1076
SIMULACIÓN DEL COMPORTAMIENTO
DE UNA CÁMARA POZO PARA LA
CALIBRACIÓN DE FUENTES DE
BRAQUITERAPIA
C. MÍNGUEZ AGUILAR1, J.L CONTRERAS GONZÁLEZ2,
F. GARCÍA VICENTE3
1Departamento Radiofísica, Clínica La Milagrosa, Grupo IMO,
Madrid. 2Departamento de Física Atómica, Nuclear y Molecular
de la
Facultad de Ciencias Físicas de la Universidad Complutense de
3
Madrid. Sección Radiofísica. Servicio de Oncología Radioterapia del
Hospital Universitario de La Princesa de Madrid.
Objetivo: El objetivo de este trabajo es la caracterización del comportamiento de la cámara de pozo 33004
(PTW-Freiburg) incluida en el conjunto Source
Dosimetry System (Nucletron) en función de la posición de la fuente en el pozo, la geometría y el espectro
de la fuente, empleando el método Monte Carlo.
Material y métodos: Para la realización de este trabajo se han realizado varias simulaciones con el código
PENELOPE. Puesto que el objetivo fundamental es
estudiar el comportamiento de la cámara pozo en función de la energía y la respuesta en particular al modelo de fuente 192Ir Micro-selectron HDR, se han definido tres geometrías distintas: la cámara de pozo, la
fuente y el conjunto cámara, inserto y fuente. La comprobación del correcto modelado de las mismas se ha
efectuado mediante la comparación con datos experimentales y encontrados en la literatura.
Referencias
Para la verificación de la simulación de la fuente de 192Ir
Micro-selectron HDR se ha obtenido el espectro de fotones en aire a 5 cm de la fuente y se han comparado los
resultados con los publicados por Rogers. Además, esta
simulación, mediante la separación de los espectros de
desintegración gamma y beta, ha permitido el estudio de
la contribución de la radiación Bremmstrahlung generada en la propia fuente al espectro de fotones.
1. ISO 8529, Neutron reference radiations for calibrating
neutron- measuring devices used for radiation protection
purposes and for determining their response as a function of neutron energy, International Organization of
Standardization, Geneva, Switzerland. (1989).
2. Axton EJ, Cross P, Robertson J. Calibration of the NPL
standard Ra-Be photoneutron sources by an improved
manganese sulphate bath technique. Nucl Ener 1965; AB 19: 409.
Respecto a la caracterización de la cámara de pozo se
ha estudiado, en primer lugar, la respuesta relativa del
conjunto detector de pozo, inserto y fuente Nucletron
Source Dosimetry System en función de la posición
de la fuente en el detector de pozo y la respuesta del
detector a una fuente puntual y monocromática en
función de la energía de la misma.
Dosimetría física e instrumentación
143
Resultados y Conclusiones: La energía depositada en
la cámara de pozo es debida a electrones generados en
interacciones fotoeléctricas en la pared interna de la
cámara y en los electrodos. Por este motivo, la respuesta de la misma es muy dependiente del espectro
de la fuente, de todos los componentes interpuestos
entre la paredes de la cámara y la fuente que modifican al mismo, y del número atómico efectivo de las
pared interna y de los electrodos.
objetivo de este trabajo fue construir un sistema
SPECT de pequeño tamaño, radio variable y bajo
coste partiendo de una gammacámara portátil de uso
intraoperatorio.
1Hospital Clínic. Barcelona. 2Unidad de Biofísica. Facultad Medicina.
Universidad de Barcelona. 3Departamento de Farmacología y
Toxicología. Instituto de Investigaciones Biomédicas de Barcelona.
CSIC. 4 Instituto de Física Corpuscular. CSIC. Valencia. 5Institut
d'Investigacions Biomèdiques August Pi i Sunyer (IDIBAPS).
Barcelona.
Material y métodos: Se utilizó la gammacámara
Sentinella S102 (GEM Imaging, Valencia, España)
con un colimador pin-hole de apertura 1 mm y focal
3,2 cm. Un pequeño gantry de aluminio permite el
giro de la cámara con un radio variable. El sistema
está controlado por ordenador, con movimiento de la
camilla del animal, giro del detector y adquisición de
las proyecciones. En primer lugar se caracterizó el
sistema obteniendo la respuesta impulsional (PSF).
Para ello, se obtuvo un modelo de PSF intrínseca utilizando un fino haz colimado de fotones gamma de
140 keV en distintos ángulos de incidencia. La respuesta del colimador se tomó como la proyección
geométrica del orificio sobre el detector. Para describir el proceso de adquisición, además del ángulo de
proyección, son necesarios 7 parámetros geométricos. Para obtenerlos, se desarrolló un sistema de calibración que utiliza un maniquí de tres fuentes puntuales, del cual se obtienen 60 proyecciones, una
cada 6º. Los parámetros se obtienen mediante un
proceso iterativo que minimiza las distancias entre
las proyecciones teóricas de las fuentes y los centros
de sus imágenes obtenidos en las proyecciones.
Como método de reconstrucción se implementó en
nuestro laboratorio un algoritmo iterativo basado en
subconjuntos ordenados (OSEM) adaptado para la
geometría pin-hole. Para la construcción de la matriz
de pesos, que contiene la contribución de cada píxel
del objeto en cada bin de la proyección, se tienen en
cuenta los parámetros geométricos calculados, la respuesta intrínseca del sistema y la proyección del pinhole. En el algoritmo de reconstrucción se incluyó
un filtro bayesiano para reducir el ruido debido a la
baja sensibilidad del equipo. Para evaluar la capacidad del sistema para realizar estudios de SPECT se
realizaron estudios con maniquís de uniformidad y
resolución (Derenzo con 1,5, 2 y 3 mm de separación), y en ratones utilizando los trazadores 99mTcHDP y 99mTc-Tetrofosmin.
Introducción: En los últimos años se han desarrollado sistemas de obtención de imagen para su aplicación en pequeños animales dentro del campo de la
investigación. En particular, los sistemas PET y
SPECT permiten la realización de estudios in vivo de
mecanismos moleculares y ayudan al desarrollo de
nuevos trazadores y productos farmacéuticos. Los
sistemas de SPECT con colimadores pin-hole consiguen una excelente resolución al aplicarlos en animales de muy pequeño tamaño como es el ratón. El
Resultados y discusión: La fig. 1 muestra la reconstrucción del maniquí de Derenzo. El sistema tiene una
resolución de 1,1, 1,8 y 2 mm en la primera iteración
para radios de 21, 32, y 42 mm. Para el radio de 21
mm, alcanza una resolución de 0,75 mm en la quinta
iteración. Esta resolución resulta adecuada al tamaño
del animal estudiado, como se comprueba en las imágenes obtenidas. La fig. 2 muestra los cortes axiales
del cráneo de un ratón al que se realizó un SPECT
óseo con 99mTc-HDP.
El código PENELOPE puede emplearse para reproducir la geometría de la medida y determinar factores de
corrección cuando ésta sea diferente a la de calibración. En este aspecto es una herramienta especialmente útil para el caso de fuentes del mismo elemento que
tienen la misma actividad lineal y diámetro, pero diferente longitud.
La emisión beta, al interaccionar con el encapsulado
de la fuente y el mismo núcleo de Iridio, contribuye
a aumentar la proporción de fotones de baja energía
del espectro de la fuente. A pesar de este hecho y a la
alta eficiencia del detector a fotones de menor energía, la proporción de energía depositada en la cavidad de aire debida a la desintegración beta es inferior
al 1%.
Palabras clave: Cámara de Pozo, Monte Carlo, Braquiterapia.
1077
DESARROLLO Y CARACTERIZACIÓN DE
UN SISTEMA SPECT PARA ANIMAL
PEQUEÑO BASADO EN UNA
GAMMACÁMARA PORTÁTIL
F. PINO1, N. ROÉ1, A. ORERO1, C. FALCÓN2, S. ROJAS3,
J.M. BENLLOCH4, D. ROS2,5, J. PAVIA1,5
144
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Electronic Portal Imaging Device) con imágenes de
referencia generadas digitalmente en el sistema de
planificación (DRR, Digital Rendered Radiograph),
en las que se encuentra determinado el centro del
campo y una retícula como indicador de escala. Sin
embargo en las imágenes generadas por el EPID, no se
dispone de esta escala, y además, según la flexión mecánica del soporte del sistema de imagen o lo extendido que esté, la posición del centro de radiación respecto del centro del plano de imagen no es
reproducible. Una solución para este problema es colocar en el portabandejas del acelerador una retícula
radioopaca calibrada que proyecta una imagen sobre
el EPID. Sin embargo, éste es un elemento que debe
retirarse antes del tratamiento, y no permite obtener
imágenes con retícula a la vez que termina éste. La solución propuesta es aplicar la retícula digitalmente sobre las imágenes portal adquiridas, buscando el centro
de radiación mediante la comparación de la forma de
campo adquirida en el EPID con la forma de campo
en la DRR, todo ello de manera completamente automática.
Fig. 1. Corte axial del maniquí de Derenzo.
Fig. 2. Cortes axiales del cráneo de un ratón.
Conclusiones: Se ha construido un sistema SPECT
para animal pequeño de tamaño reducido, bajo coste y
buena resolución que permite la realización de estudios in vivo de pequeños animales.
Palabras clave: SPECT, pin-hole, animal pequeño.
1078
UNA "RETÍCULA VIRTUAL" PARA
ALINEACIÓN DE IMÁGENES PORTAL EN
EL POSICIONAMIENTO DE PACIENTES
M.A. BENITO BEJARANO, F. SÁEZ BELTRÁN
Servicio de Radiofísica. Complejo Asistencial de Zamora.
Introducción: En el posicionamiento de pacientes en
radioterapia externa se comparan imágenes obtenidas
en un sistema de imagen portal electrónico (EPID,
Material y métodos: Las imágenes de campos de tratamiento obtenidas con el EPID son segmentadas con
un filtro de Canny1, obteniéndose así la forma del
campo conformado por el colimador multiláminas
(MLC). Por otra parte, de la DRR de ese campo se extrae, mediante umbralización, una imagen que contiene la retícula con las escalas y la forma del campo determinada por el planificador. Como DRR e imagen
portal corresponden a la misma configuración del
MLC, registrando la forma del campo en ambas imágenes podremos transportar la retícula de la DRR a la
imagen EPID en el punto donde se encuentra el centro
del campo de radiación. Para automatizar el proceso
de registrado del campo se ha desarrollado una rutina
informática que aplica el algoritmo de "chamfer matching" jerárquico2. Al aplicar esta rutina sobre la imagen de referencia (la retícula+forma de campo de la
DRR) y la imagen registrada o flotante (forma de
campo segmentada desde la imagen portal) se devuelven unos valores de desplazamientos que permiten superponer con precisión la retícula sobre la imagen
portal adquirida. Se ha probado este sistema sobre distintos campos y se ha medido la diferencia entre la posición del centro del campo con la estimada por este
sistema.
Resultados y discusión: El algoritmo, al ser aplicado
en una configuración jerárquica de multirresolución
converge de forma robusta, encontrando una solución
incluso en casos en los que la información del portal
es incompleta (debido a ruido o una segmentación defectuosa de la forma del campo). La precisión en la
Dosimetría física e instrumentación
145
determinación del centro del campo depende tanto de
la resolución del EPID (0,6 mm/píxel), como de la
precisión de la definición del campo en el acelerador
(precisión de posicionamiento del MLC), y la precisión del sistema de registrado. Para las configuraciones más usuales de MLC las desviaciones máximas
son inferiores a 1,2 mm.
Conclusiones: Este sistema permite disponer de una
retícula colocada digitalmente en el centro del campo
de radiación con una precisión suficiente para la mayoría de las aplicaciones de radioterapia externa.
Elimina la necesidad de insertar y retirar la "retícula
física" en cada adquisición de imágenes portal, ahorrando tiempo y aumentando la productividad de la
unidad. A diferencia de la "retícula física", la "retícula
virtual" puede añadirse off-line (es decir, posteriormente a la realización del tratamiento), y con imágenes obtenidas con una configuración de unidades de
monitor (UM) de tratamiento (p.ej. 100, 150, etc..),
mientras la "retícula física" sólo permite configuraciones de UM para portal (hasta 4 UM). La combinación
de este sistema, con otra aplicación que hemos desarrollado en nuestra institución, que permite comparar
automáticamente las imágenes de la estructura ósea
del paciente generadas en la DRR con las obtenidas en
el EPID (actualmente en fase de pruebas), nos permitiría tener un sistema de posicionamiento de pacientes
basado en imágenes ortogonales de megavoltaje completamente automático e independiente del operador.
Referencias
1. Gonzalez RC, Woods RE. Digital Image Processing 2
Ed Upper Saddle River (NJ): Prentice-Hall ; 2002
2. Borgefors G, Hierarchical Chamfer Matching: A
Parametric Edge Matching Algorithm. IEEE Trans.
Pattern Anal. Mach Intell 1988; 10:849-865.
Palabras clave: EPID, DRR, Posicionamiento Paciente.
próximo técnicas de IMRT, nos planteamos la adquisición de un tablero de fibra de carbono para la mesa de
tratamiento de uno de los aceleradores lineales.
Se nos proporcionaron dos tableros para analizarlos y
decidir cuál se adaptaba más a nuestros requisitos y
necesidades. El objetivo de este trabajo es el de estudiar el paso del haz de radiación a través de los distintos tableros y comparar la atenuación del haz al atravesarlo, así como la calidad de la imagen portal
obtenida a través de ellos.
Material y métodos: Contamos con un acelerador
Electa Precise con energías de fotones de 6 y 18 MV y
un sistema de visión portal de silicio amorfo.
Queremos analizar dos tableros de fibra de carbono,
fabricados por la empresa SIHO S.L., cuyas características son: Tablero "A": 50 x 1,8 x 100 cm estructura
interna en nido de abeja con largueros longitudinales
de refuerzo de 8,5 cm de espesor x 4,5 cm de anchura.
Tablero "B": paralelepípedo de 50 x 6 x 100 cm, estructura interna de poliestireno expandido.
Para ello, obtenemos la absorción de los tableros midiendo la dosis absorbida con una cámara de ionización dotada de caperuza de build-up de metacrilato de
5,6 cm de diámetro con y sin el tablero interpuesto,
para las dos energías de fotones disponibles y para varios ángulos de incidencia.
Por otro lado, se adquieren imágenes portal de varios
campos incidiendo sobre maniquíes Rando y Las
Vegas, colocados sobre los distintos tableros para
comparar la calidad de imagen.
Resultados y conclusión: Comparando las medidas
que hemos obtenido de la absorción comprobamos que,
en ese sentido los dos tableros son muy semejantes (ver
gráfico). Sin embargo analizando la calidad de las imágenes portales obtenidas a través de ellos, el tablero B
muestra una calidad superior al no tener la estructura de
nido de abeja, que artefacta mucho las imágenes.
1079
ESTUDIO DE LA ATENUACIÓN DEL HAZ
DE RADIACIÓN AL ATRAVESAR LA MESA
DE TRATAMIENTO. COMPARACIÓN
ENTRE VARIOS TABLEROS
M.T. PACHECO1, J.I. RABA1, D. ÁLVAREZ1, M.A. MENDIGUREN1,
P. GARCÍA2, I. CONLES1, A. VALGOMA1
1Servicio de Oncología Radioterápica. Unidad de Radiofísica. Hospital
Universitario Marqués de Valdecilla. Santander. Cantabria. 2Unidad de
Radiofísica. Hospital Central de Asturias. Oviedo.
Introducción y objetivos: A la hora de instalar nuevos equipos de tratamiento en nuestro Servicio de
Radioterapia, y con la idea de implantar en un futuro
146
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
1080
ESTUDIO Y CARACTERIZACIÓN DE UN
TABLERO DE FIBRA DE CARBONO
UTILIZADO COMO MESA DE
TRATAMIENTO EN UN ACELERADOR
LINEAL
J.I. RABA1, M.T. PACHECO1, M.A. MENDIGUREN1, D. ÁLVAREZ1,
A. VALGOMA1, I. CONLES1, P. GARCÍA2
1Servicio
de Oncología Radioterápica. Unidad de Radiofísica. Hospital
Universitario Marqués de Valdecilla. Santander. Cantabria. 2Unidad de
Radiofísica. Hospital Central de Asturias. Oviedo.
Introducción y objetivos: Las nuevas herramientas
con las que nos encontramos a la hora de planificar
tratamientos de Radioterapia Externa (planificadores
cada vez mejores, simulación virtual, técnicas de
IMRT...) hacen que nos replantemos los "portales" de
entrada tradicionales en los tratamientos y que éstos
sean más individualizados y adaptados a la situación
del paciente y el volumen a tratar. Para conseguir una
planificación óptima, cada vez se utilizan más campos
y las entradas de los mismos, en muchas ocasiones
atraviesan la mesa de tratamiento.
El objetivo de este trabajo es estudiar el comportamiento del haz de radiación al atravesar el tablero de
fibra de carbono colocado en la mesa de tratamiento
de nuestro acelerador lineal, analizar la atenuación
que se produce cuando lo atraviesa, teniendo en cuenta el ángulo de incidencia y estudiar si deberíamos poner alguna restricción a esos ángulos a la hora de planificar un tratamiento. Asimismo, se ha hecho un
estudio sobre el posible efecto "bolus" que nuestro tablero puede ocasionar sobre la piel del paciente.
Material y métodos: El trabajo lo hemos realizado en
un acelerador Electa Precise con energías de fotones de
6 y 18 MV, dotado de una imagen portal de silicio
amorfo y un tablero de fibra de carbono fabricado por
SHIO S.L. Contamos con electrómetros, cámaras de ionización cilíndricas y planas con sus caperuzas de
build-up, y maniquí de láminas de diferentes espesores.
Para determinar la absorción del tablero, colocamos
en el isocentro del equipo una cámara de ionización
cilíndrica de 0,6 cc con caperuza de build-up de metacrilato de 5,6 cm de diámetro más 1 cm de material
bolus adicional rodeándola, de este modo garantizábamos la medida en una zona donde ya estaba establecido el equilibrio electrónico. Situamos también una cámara monitora de referencia f ija en la bandeja
porta-bloques de la cabeza del acelerador, así se evitan
las posibles variaciones angulares y temporales de la
dosis. Realizamos medidas para diferentes ángulos y
las dos energías de fotones de que disponemos.
Para el estudio del posible "efecto bolus", construimos
curvas de rendimiento en profundidad para las dos
energías. Hicimos las medidas con cámara plana y
maniquí de láminas de diferentes espesores, directamente y atravesando el tablero.
Resultados y conclusión: Con estas medidas determinamos que para una incidencia normal del haz, la absorción del tablero de fibra de carbono que estamos estudiando es de un 3% para fotones de 6 MV y de
1,12% para fotones de 18 MV, factor que debería ser
tenido en cuenta a la hora de realizar cálculos de dosis.
La máxima absorción medida se produce con una incidencia del haz de 110º para 6 MV y es de 10,6%; en
el caso de fotones de 18 MV el ángulo resultó ser de
115º, con una absorción del 5,93%.
Dados estos resultados, concluimos que habría que
evitar haces que atraviesen el tablero con incidencias
entre 95 y 115º y de 265 a 245º y, en el caso de no ser
posible, tener en cuenta la absorción que se produce.
En cuanto al "efecto bolus", considerando un punto a
4 cm de profundidad en agua (medido, pues, fuera de
la incertidumbre de la zona de build-up) y teniendo en
cuenta la absorción del tablero, hemos calculado que
este efecto equivale a un desplazamiento en la curva
de rendimiento en profundidad de 5,7 y 5,2 cm para
fotones de 6 y 18 MV respectivamente.
1081
REPETIBILIDAD EN CONDICIONES
CLÍNICAS DEL PROCESO DE MEDIDA DE
LA DQE Y SU INFLUENCIA EN LAS
CURVAS DE SENSIBILIDAD CONTRASTETAMAÑO DEL DETALLE
M.J. BUADES, A. GONZÁLEZ, A. CÁMARA, B. TOBARRA
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital
Universitario Virgen de la Arrixaca. El Palmar. Murcia.
Introducción: Las funciones de Transferencia de
Modulación (MTF, Modulation Transfer Function),
Espectro de Potencia de Ruido Normalizado (NNPS,
Normalized Noise Power Spectrum) y Ef iciencia
Cuántica de Detección (DQE, Detective Quantum
Efficiency) son útiles para cuantificar la calidad de
imagen de un detector digital de radiología.
La implementación en estos equipos de protocolos DICOM permite la descarga de las imágenes digitales a
un ordenador y facilita el análisis de Fourier en un entorno clínico. La determinación de estas funciones en
Dosimetría física e instrumentación
147
las pruebas de aceptación del equipo y su comparación con las obtenidas en los controles de constancia
sucesivos, puede detectar anomalías y/o derivas en el
funcionamiento del sistema de imagen.
Nuestro objetivo es estimar la repetibilidad de la medida en campo de estas funciones como paso previo
para valorar la eficacia de esta herramienta en el control de los sistemas digitales.
Material y métodos: Se han analizado imágenes de
un equipo de radiografía computarizada (CR) Konica
Regius 190 con resolución estándar (175 µm), sin procesado (examen Test1, proceso Fix, realces Off), irradiadas en un equipo Philips Optimus 65 / SRO 33100
con calidad de radiación RQA5.
Para la determinación de la MTF se utilizó un borde
comercial de tungsteno (Scanditronix- Wellhöfer) en
un campo de radiación 16 x 16 cm2 y 10,7 µGy. El
NNPS se analizó con 4,2 µGy, en el área central de la
placa correspondiente al 80%. Las funciones se obtuvieron con un programa informático desarrollado en
nuestro servicio1.
Se obtuvieron 10 determinaciones consecutivas de
DQE. Antes de cada una el fósforo se sometió a un
borrado profundo y se recolocó todo el dispositivo experimental.
Utilizando un modelo de observador NPWE2, se han
estimado curvas de sensibilidad contraste-tamaño del
detalle para un maniquí tipo CDRAD, lo que nos permite valorar la influencia de las variaciones de las funciones físicas en la detectabilidad umbral de patrones
simples en un fondo uniforme, métrica más popular
en los estudios de calidad de imagen.
Resultados y discusión: El error relativo promedio (±
2σ) para frecuencias inferiores a 2 mm-1 es menor de
3% para la MTF, 5% para el NNPS y 10% para la
DQE. Sin embargo, 3 imágenes reproducen un artefacto en la dirección fastscan del NNPS con un pico
pronunciado centrado en 1,96 mm-1 y una caída correspondiente en la DQE. Desconocemos la causa de
esta anomalía intermitente.
No obstante, no repercute en las curvas contraste-detalle
debido a que queda alejada del máximo de la respuesta
del sistema visual (centrada en 0,6 mm-1 para una distancia de visualización de 45 cm y zoom x 1,35).
Las variaciones en las funciones físicas se traducen en
una incertidumbre de 0,002 unidades logarítmicas (±
2σ) en la curva contraste-detalle, no observable dado
que los contrastes del maniquí están separados 0,1
unidades logarítmicas.
148
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Referencias
1. Buades MJ, González A, Tobarra B. Rev Fis Med 2006;
7: 57-67.
2. Aufrichtig R. Med Phys 1999; 26: 1349-1358.
Palabras clave: Radiología digital, Control de calidad,
Calidad de imagen, MTF, NNPS, DQE.
1082
DESARROLLO DE UN PROTOTIPO DE UN
MANIQUÍ DENTAL PARA EL ANÁLISIS
DE IMAGEN OBTENIDA EN EQUIPOS DE
RADIOLOGÍA DENTAL DIGITALES
P. MAYO1, J. CAMPAYO1, A. PASCUAL1, B. MARÍN2,
G. VERDÚ2, F. RÓDENAS3
1UTPR, Logística y Acondicionamientos Industriales SAU. Valencia.
2Departamento Ingeniería Química y Nuclear. Universidad Politécnica
de Valencia. 3Departamento Matemática Aplicada. Universidad
Politécnica de Valencia.
Introducción: La rápida incorporación de los equipos
de radiografía digitales, hace necesaria una revisión de
los parámetros que usualmente se analizan en los programas de control de calidad y sus límites de tolerancia. El análisis de la calidad de la imagen obtenida de
un maniquí radiográfico resulta muy útil para la evaluación del funcionamiento del equipo.
El diseño de nuevos maniquís para la evaluación de la
imagen digital obtenida de los equipos de radiografía
digital, permite adecuar los objetos de test a la evaluación de nuevos parámetros indicadores de calidad
de imagen, sobre todo los relacionados con el contraste de variaciones de grises y la resolución de detalle. Son los denominados maniquís de contraste-detalle, que evalúan básicamente esos dos parámetros
anteriores.
Esto permite implantar nuevas herramientas informáticas adaptadas al control de calidad de los equipos
dentales digitales, evaluando la cadena de obtención
de la imagen desde la obtención, hasta el procesado y
evaluación de la imagen radiográfica.
Material y métodos: En este trabajo se ha diseñado
un maniquí que permite evaluar combinaciones de
contraste-detalle aplicado a radiología dental, simulando distintos tamaños de resolución y gradación de
grises. El diseño inicial del prototipo se ha basado en
el maniquí cdrad 2,0, aplicado a la evaluación de la
imagen de equipos de radiología convencional.
El prototipo de maniquí dental diseñado posee agujeros circulares de distinto tamaño de diámetro y profundidad ambos parámetros determinados por la re-
solución que suele obtenerse en radiografía dental y
siguiendo curvas de atenuación de contraste exponencial. Dicho maniquí permite caracterizar el umbral de detección de bajo contraste del sistema de
imagen digital dental. El prototipo final, tras ensayarse distintos tamaños y profundidades con diversos
materiales, se ha fabricado en un bloque de aluminio
de 1 cm de espesor con agujeros circulares de distinto diámetro en un rango de 0,03 a 1,6 mm y de distinta profundidad en un rango de 0,14 a 1,28 mm, simulando distintos contrastes de radiación según la
fórmula de atenuación exponencial de la radiación en
función del coeficiente de atenuación lineal y el espesor del agujero. Dichos rangos numéricos para ambos parámetros resultan suficientemente sensibles
para evaluar la capacidad global del sistema en cuanto a certificación de la calidad de imagen digital obtenida.
Se han adquirido imágenes en formato DICOM, que
es el formato que se está implantando en el campo de
radiología médica, de dicho prototipo de maniquí
dental variando las condiciones de funcionamiento
del equipo radiográfico dental de tecnología digital
indirecta (placas de fósforo) y directa (sistema RVG)
y viendo las variaciones en cuanto a detección de
combinaciones de contraste-detalle de la imagen obtenida.
Resultados y discusión: Los resultados obtenidos,
muestran que el prototipo de maniquí dental es suficientemente sensible para evaluar la calidad de la
imagen obtenida en distintos equipos dentales de variada tecnología digital, siendo mejor la calidad de
imagen obtenida en los sistemas de sensor o RVG,
pues bajo condiciones similares de funcionamiento el
número de combinaciones de contraste-detalle son
mayores que en los sistemas de fósforo. Se ha observado que el prototipo diseñado permite un amplio
rango de aplicación en cuanto a variación de condiciones de funcionamiento del equipo, pues en los
equipos ensayados siempre hay algunas combinaciones que se pierden de muy pequeño contraste y detalle que se pierden.
Conclusiones: El análisis de la imagen digital aporta
información sobre los objetos de test del maniquí que
difícilmente pueden obtenerse mediante observación
directa, lo cual permite utilizar los valores obtenidos
para determinar objetivamente la calidad de la imagen
estudiada y del proceso de obtención del sistema de
imagen digital dental. Además el diseño propuesto
permite abarcar distinta tecnología digital de equipos
dentales, siendo lo suficientemente sensible ante distintas condiciones de funcionamiento del equipo de
kilovoltaje, miliamperios y tiempo.
Dosimetría física e instrumentación
149
Referencias
– Thomas JA.Contrast-detail phantom scoring methodology. Medical Physics 2005; 32: 807-814.
– Artinis Medical System, CDRAD Manual, 2004
– González RC, Woods RE. Digital Image Processing,
Addison-Wesley Publishing Company, 1993.
Palabras clave: Prototipo maniquí dental, imagen digital.
1083
y descontando el fondo de irradiación, y se estableció la correspondencia entre la dosis teórica y el valor de gris.
Una vez determinada la zona de respuesta lineal, se
irradió una película con un tiempo de exposición tal,
que en la zona de interés se recibió dosis dentro del
rango lineal de respuesta. La zona de interés corresponde a la zona donde comúnmente están los puntos
de prescripción. En nuestro caso están entre 2,3 y 4,0
cm del centro de la fuente. Fuera del rango lineal también se puede aplicar este método, pero la incertidumbre es mayor.
DESCRIPCIÓN DE UN PROCEDIMIENTO
PARA LA VERIFICACIÓN DE LA
GEOMETRÍA E INTEGRIDAD DE LA
FUENTE IR-192 DE BRAQUITERAPIA
Una vez irradiada la placa se digitaliza y analiza,
siempre en las mismas condiciones. Para simplificar el trabajo se han escogido dos ejes de análisis:
M. BAEZA TRUJILLO, A. UREÑA LLINARES, G. SÁNCHEZ
CARMONA, A. SANTOS RUBIO, M. HERRADOR CORDOBA,
A. CABRERA GARCÍA
-Eje transversal que pasa por el centro de la fuente,
entre 2,3 y 4,0 cm de distancia del centro.
Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen del
Rocío. (Hospital General). Sevilla.
-Eje paralelo al anterior, a 2,5 cm por encima del centro de la fuente.
Introducción: Una de las pruebas de control de calidad que hay que realizar a los equipos de
Braquiterapia es la verificación de la geometría e
integridad de la fuente. Esta prueba debe hacerse
cada vez que se recibe una nueva fuente y mensualmente, para asegurarse que no ha sufrido alteraciones con el uso. Para ello sabemos que se pueden
emplear autorradiografías, pero existe falta de información sobre el procedimiento a seguir y/o exige
dedicarle demasiado tiempo con lo que resultan inviables de ejecutar con la frecuencia requerida.
Además en muchos casos se requiere de materiales
poco asequibles por los hospitales. En este trabajo
se describe el diseño de un procedimiento para realizar la verificación de la integridad de la fuente de
Ir-192 de alta tasa. Una vez diseñado, resulta lo suficientemente sencillo para poder realizarlo con la
periodicidad deseada.
El análisis de la distribución de dosis en el eje transversal, sirve para determinar el centro de la fuente y
puede detectar errores en la propia realización de la
prueba. El segundo eje se ha escogido porque debido a
los posibles choques del extremo del alambre de NiTi
donde va insertada la fuente, con el final el catéter o
con los bordes de este, es la parte más probable que se
deteriore y esto se manifestaría principalmente en esta
zona de la placa.
Material y métodos: Para las autorradiografías hemos elegido las películas X-Omat V de Kodak. Los
hospitales suelen disponer con facilidad de estas películas, pero tienen el inconveniente de que la respuesta
a un espectro de bajas energías como la del Ir-192 debe ser cuidadosamente caracterizada.
En primer lugar se procedió a estudiar la respuesta
de la película frente a la exposición y determinar la
zona de respuesta lineal. Para ello se irradiaron varias placas con dosis entre 0 y 1 Gy. A continuación
se escanearon con un digitalizado VIDAR VXR-16
con resolución espacial de 300 píxeles y 12 bits por
píxel. Finalmente se analizaron con un programa de
análisis de imagen Osiris 4, sin aplicar ningún filtro
150
Resultados: La respuesta de la película X-Omat V
frente a la irradiación con una fuente de Ir-192 se puede considerar lineal hasta 0,5 Gy con un margen de
error máximo de 3,5%. (R2=0,99).
Se ha estudiado la curva de los valores de gris en 12
placas, correspondientes a las verificaciones periódicas, todas expuestas en las mismas condiciones.
Ajustando por radiación de fondo y normalizando a
un punto conocido, las diferencia entre las curvas no
superaron el 10% en el rango de interés (entre 2,3 y 4
cm). La comparación se realizo de la misma forma
con el eje superior.
Conclusión: Se ha descrito un procedimiento práctico para poder realizar el control mensual de la verificación de la geometría e integridad de la fuente de
alta tasa de Ir-192. Los resultados son muy dependientes de la película empleada, así como el tipo de
digitalizador, por lo que el procedimiento puede imitarse, pero los valores de tolerancia y el rango de
aplicación deben ser estudiados previamente a su implantación.
Palabras clave: Braquiterapia, alta tasa, Ir-192, película.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
te a la anchura de la lámina y a la apertura mínima del
colimador.
1084
TOMORRADIOCIRUGÍA: EVALUACIÓN
DE LAS CARACTERÍSTICAS TÉCNICAS Y
DOSIMÉTRICAS
J.M. DELGADO1, M.J. ROT1, J. SAMBLÁS2, C. MÍNGUEZ1,
M.J. GARCÍA1
1Departamento Radiofísica. Clínica
Madrid. 2Neurocirugía. Clínica San
La Milagrosa. Grupo IMO.
Francisco de Asís. Grupo IMO.
Madrid.
Introducción: Una de las ventajas de la Tomoterapia
es la facilidad para la adaptación de la distribución de
dosis absorbida, a volúmenes que tiene formas muy
irregulares, por el alto nivel de conformación de que
es capaz. Por otro lado, la posibilidad de disponer de
un sistema de imágenes asociado, permite asegurar la
correcta irradiacion de los volúmenes de interés.
En el caso de lesiones muy irregulares y de un tamaño
inferior a los 50 mm existe un compromiso entre la
precisión del depósito espacial de dosis absorbida y
los niveles de conformabilidad y homogeneidad requeridos. Esto es especialmente delicado cuando el
tratamiento se realiza en dosis única donde los niveles
de toxicidad aumentan en beneficio del depósito de la
dosis en dichos volúmenes de interés y de la protección necesaria de las zonas especialmente sensibles.
Este tipo de tratamientos corresponden a lo que denominamos genéricamente Radiocirugía, que viene realizándose a través de colimadores circulares de pequeño tamaño o con micromultiláminas que mejoren la
homogeneidad.
El propósito del presente trabajo es la exploración de
las posibilidades de realización de tratamientos radioquirúrgicos, utilizando una unidad de Tomoterapia
Helicoidal. Dadas las especiales diferencias con los
tratamientos convencionales hemos adoptado el término de TOMORRADIOCIRUGÍA.
Material y métodos: Para la realización del estudio
se utilizó un sistema de Tomoterapia Helicoidal
TomoTherapy Hi-ArtTM que lleva incorporado un
acelerador lineal de 6 MV en un estativo capaz de girar 360 grados alrededor del isocentro. Un sistema de
colimación permite la obtención de tres tipos de campos rectangulares de tamaños 1 x 40, 2,5 x 40 y 5 x 40
cm a nivel del isocentro. El haz es modulado por un
colimador multiláminas binario compuesto por 64 láminas con un tiempo de desplazamiento de 20 ms. El
sistema gira sincronizado con el desplazamiento de la
mesa de tratamiento, produciendo una disposición helicoidal de miles de haces pequeños sobre el paciente
a tratarse. Los haces tienen unas dimensiones mínimas
de 6 x 10 mm en el caso más pequeño, correspondien-
Debido a la alta precisión requerida compatible con
los sistemas radioquirúrgicos convencionales se ha estado explorando las posibilidades de una guía estereotáxica de diseño específico tratando de conseguir niveles de precisión submilimétricos en la colocación de
la distribución de dosis absorbida utilizando para ello
el mecanismo de fusión de la tomoimagen pero eliminando los mecanismos de posicionamiento propios del
equipo.
Se caracterizó el tamaño de campo más pequeño disponible (10 mm) analizándose las características dosimétricas en este nivel de colimación y conformación.
Se diseñaron en un maniquí diferentes formas similares a las reales con órganos de riesgo situados en sus
proximidades, y se determinaron los parámetros característicos del tratamiento especialmente el pitch y
el factor de modulación empleado.
Resultados y conclusiones: El análisis de las dosimetrías realizadas nos muestra la capacidad que tiene el
sistema para el tratamiento de lesiones con formas
complejas en tamaños superiores a los 20 mm, especialmente comparados con los tratamientos con colimadores circulares. Los tiempos de tratamiento próximos a los 20 minutos por irradiación son similares a
los utilizados en los métodos convencionales.
Palabras clave: Radiocirugía, Tomoterapia, Tomorradiocirugía.
1085
VERIFICACIÓN DOSIMÉTRICA DE LOS
TRATAMIENTOS DE TOMOTERAPIA.
UTILIDAD DE LA FUNCIÓN GAMMA
C. MÍNGUEZ, M.J. GARCÍA, M.J. ROT, J.M. DELGADO
Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid.
Introducción: La tomoterapia helicoidal es una técnica de modulación de intensidad que requiere un sistema integrado formado por un acelerador, un sistema
de obtención de imágenes tomográficas y un Sistema
de Planificación (SP). La modulación se realiza mediante un colimador multiláminas dinámico y binario
de 64 láminas. El paciente se desplaza a una velocidad
determinada mientras el acelerador gira 360º alrededor de su eje. Esto da lugar a un movimiento helicoidal compuesto por cientos de miles de minihaces que
Dosimetría física e instrumentación
151
hacen que los niveles de conformación sean muy altos.
Debido a la gran cantidad de haces individuales que
componen un tratamiento es imposible evaluar que la
características y distribución de dosis absorbida en el
paciente puedan determinarse a priori por procedimientos diferentes del metrológico.
El objeto del presente trabajo es establecer un proceso
de validación de los tratamientos generados por el SP
que permita al radiofísico trabajar con niveles de incertidumbre compatibles con los que el oncólogo radioterapeuta acepta en la optimización del tratamiento.
Material y métodos: Para la realización del presente
trabajo se ha utilizado un sistema de tomoterapia helicoidal TomoTherapy Hi-ArtTM que lleva incorporado un acelerador lineal de 6 MV en un estativo capaz
de girar 360º alrededor del isocentro. Un sistema de
colimación permite la obtención de tres tipos de campos rectangulares de tamaños 1 x 40, 2,5 x 40 y 5 x 40
cm2 a nivel del isocentro. El haz es modulado por un
colimador multiláminas binario compuesto por 64 láminas con un tiempo de desplazamiento de 20 ms. El
sistema gira sincronizado con el desplazamiento de la
mesa de tratamiento, produciendo una disposición helicoidal de miles de haces pequeños sobre el paciente
a tratarse. Los haces tienen unas dimensiones mínimas
de 6 x 10 mm2 correspondientes a la anchura de la lámina y a la apertura mínima del colimador.
El sistema de planificación utiliza un algoritmo de
convolución/superposición y un algoritmo de optimización por planificación inversa controlado por las
restricciones biológicas, el pitch y el factor de modulación.
El cálculo se realiza en tres dimensiones para cada
segmento, lo que permite la obtención de los denominados sinogramas que el planificador modifica
en intensidad según las necesidades de conformación.
El resultado es una distribución de dosis absorbida
que, mediante un programa adicional incorporado al
SP, puede solaparse con la distribución de dosis obtenida mediante dosimetría fotográfica con películas
Gafchromic EBT. Análogamente, puede determinarse
la dosis absoluta en un conjunto de puntos significativos que sea compatible con el tiempo de ocupación de
la máquina.
Para la irradiación y simulación del plano en estudio se dispone de un maniquí cilíndrico de agua sólida que permite la inserción tanto de una película
como de un minicámara de ionización A1SL
(Standard Imaging) que determine la dosis absolu152
ta. Girando el maniquí puede obtenerse cualquier
plano de dosis oblicuo que contenga al eje de giro
de la máquina.
Una vez finalizado el proceso de medida se comparan
las distribuciones de dosis medidas y calculadas empleándose la función gamma para determinar el nivel
de concordancia.
Resultado y Discusión: Se han analizado un total de
100 de tratamiento de diferentes niveles de complejidad realizados con el procedimiento descrito. Los valores de concordancia encontrados son inferiores al
5% en la mayoría de los tratamientos (90%), inferiores
al 3% en un grupo más reducido y mayores del 7% en
casos aislados. Los datos son descriptivos de la técnica ya que la población analizada fue heterogénea e incluyen muchos datos de la curva de aprendizaje. La
dificultad del sistema reside en el hecho de que la falta de concordancia no permite la ejecución de un nivel
de acción inmediato si no el planteamiento de una
nueva estrategia.
Palabras clave: Tomoterapia, Intesidad Modulada, Función Gamma.
1087
ESTADO DE REFERENCIA DE UNA
UNIDAD DE TOMOTERAPIA
HELICOIDAL. CARACTERÍSTICAS
GEOMÉTRICAS Y DOSIMÉTRICAS
J.M. DELGADO, M.J. ROT, M.J. GARCÍA, C. MÍNGUEZ
Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid.
Introducción: La Tomoterapia es un sistema novedoso de Terapia con Radiaciones que integra la terapia
rotatoria, la modulación de intensidad y la imagen en
un procedimiento único. La puesta a punto para su uso
clínico implica una evaluación de los elementos mecánicos, emisores de radiación y moduladores del mismo que por sus especiales características no pueden
ser realizados siguiendo los procedimientos convencionales.
El objetivo de la presente comunicación es el establecimiento de un conjunto de pruebas que nos permitan
la utilización para uso clínico.
Material y métodos: El equipo objeto de estudio corresponde a un sistema de tomoterapia helicoidal
TomoTherapy Hi-ArtTM que lleva incorporado un acelerador lineal de 6 MV en un estativo capaz de girar
360 grados alrededor del isocentro. Un sistema de co-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
limación permite la obtención de tres tipos de campos
rectangulares de tamaños 1 x 40, 2,5 x 40 y 5 x 40 cm
a nivel del isocentro. El haz es modulado por un colimador multiláminas binario compuesto por 64 láminas con un tiempo de desplazamiento de 20 ms. El sistema gira sincronizado con el desplazamiento de la
mesa de tratamiento, produciendo una disposición helicoidal de miles de haces pequeños sobre el paciente
a tratarse. Los haces tienen unas dimensiones mínimas
de 6 x 10 mm en el caso más pequeño, correspondiente a la anchura de la lámina y a la apertura mínima del
colimador.
Los procedimientos se han agrupado siguiendo los siguientes aspectos:
●
Características geométricas
●
Características dosimétricas.
En el primer grupo se han analizado las características
de centrado del haz en ambas direcciones longitudinal
y transversal, y el alineamiento con el colimador multiláminas.
Se estudiaron las variaciones de centrado de las láminas y las características de posicionamiento. Se midió
la precisión del isocentro radiante. Las características
de desplazamientos y posicionamiento de la mesa fueron consideradas especialmente.
En cuanto a las características dosimétricas se diferenciaron las que corresponden al haz estático como a su
comportamiento en forma dinámica. En el primer caso
se evaluaron los aspectos convencionales que nos permitan caracterizar el haz radiante en las diferentes situaciones de referencia que puedan presentarse (Tasa
de dosis, Factor de colimador, rendimientos en profundidad, perfiles longitudinales y transversales, estabilización de la tasa y efecto del machihembrado de las
láminas del MLC).
Las características dinámicas estuvieron caracterizadas mediante el estudio del factor de latencia y la medida de perfiles longitudinales dinámicos.
En ambas condiciones de funcionamiento se analizaron la reproducibilidad de la tasa, la linealidad y constancia de la posición y tiempo de apertura de las láminas (Constancia de los sinogramas).
Un aspecto fundamental en la utilización clínica de
estos dispositivos es el sincronismo en tres aspectos
fundamentales
●
Sincronismo de la mesa y el giro del acelerador.
●
Sincronismo del MLC y giro del acelerador.
●
Constancia de la velocidad de la mesa.
Se evaluaron las pruebas de funcionamiento global en
la realización de diferentes tratamientos tipo y la precisión de un test dosimétrico de interrupción de emergencia.
Resultados y conclusiones: En el presente trabajo
describimos la metodología llevada a cabo para la
puesta en marcha del equipamiento y los procedimientos y resultados obtenidos durante su ejecución.
Los resultados obtenidos son compatibles con los publicados en la literatura y similares a los obtenidos en
máquinas similares. La correspondencia entre los valores medidos y los que se obtienen en las planificaciones de tratamientos nos permitieron el uso clínico
de la máquina.
Palabras clave: Tomoterapia helicoidal, estado de referencia.
1088
DENSITOMETRÍA CON PELÍCULA
GAFCHROMIC EN LA VERIFICACIÓN DE
LOS TRATAMIENTOS DE MODULACIÓN
DE INTENSIDAD
M.J. GARCÍA, J.M. DELGADO, C. MÍNGUEZ, M.J. ROT
Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid.
Introducción: La realización de técnicas de intensidad modulada implica con respecto a la radioterapia
convencional mayor número de campos, mayor grado de conformación, situaciones fuera del eje del
haz y menor tamaño de campo, con lo que distan
mucho de las condiciones de referencia con las que
se caracterizan los aceleradores. Es necesario establecer un plan de calidad a partir de los datos del estado de referencia, que asegure que todos los parámetros de tratamiento funcionarán correctamente de
forma conjunta. Por ello se ha establecido una verificación dosimétrica previa de la distribución espacial de la dosis. Tradicionalmente este procedimiento ha venido realizándose mediante dosimetría
fotográfica debido a la alta resolución espacial que
posee como detector así como a la información espacial que proporciona con sólo una irradiación.
Con placas en diferentes planos paralelos disponemos de información tridimensional de la distribución de dosis.
La dosimetría fotográfica tradicional basada en la utilización de sales de plata ha sido utilizada con éxito para
este tipo de trabajo. Sin embargo, presenta una serie de
dificultades relacionadas con el proceso de revelado,
dependencia energética y falta de linealidad. Las pelí-
Dosimetría física e instrumentación
153
culas basadas en el depósito de monómeros sobre poliéster presentan importantes ventajas aunque generan
nuevos problemas y son de elevado coste. El nuevo tipo de películas radiocrómicas Gafchromic EBT
(International Specialty Products, Wayne, NJ) evita algunos inconvenientes de los modelos anteriores.
Presentamos en este trabajo los resultados de su utilización para verificación de tratamientos con modulación de intensidad con diferentes sistemas de lectura y
diferentes programas de tratamiento de los datos.
Material y métodos: Para las lecturas de las películas
se han utilizado diferentes escáneres. Un escáner
Epson 1680 (Epson Seiko Corporation, Pagano,
Japan) de lecho plano (flatbed) en modo de transmisión con capacidad de 48 bits, resolución espacial
máxima de 1600 x 3200 puntos por pulgada y luz
fluorescente con un espectro de emisión de banda ancha. El programa de adquisición EPSONScan en modo color con profundidad de 16 bits por color. Dos sistemas VIDAR (Vidar Systems Corporation, Rendón,
VA), VidarVXR-16 DosimetryPro Film Digitizer de
16 bit y Vidar VX12-plus, monocromos, con una emisión espectral entre 250 nm y 750 nm.
1089
ESTUDIO DE LAS CARACTERÍSTICAS DE
UN ARRAY DE DETECTORES Y
COMPARACIÓN CON DOSIMETRÍA
GAFCHROMIC PARA LA VERIFICACIÓN
DE TRATAMIENTOS DE IMRT
M.J. GARCÍA, C. MÍNGUEZ, M.J. ROT, J.M. DELGADO
Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid.
De cada uno de ellos se analizó: uniformidad diferencial e integral, distorsión geométrica, resolución espacial, discriminación de bajo contraste, distorsión por
movimiento, respuesta señal-densidad óptica.
Introducción: La modulación de intensidad es un
procedimiento terapéutico que debido a la complejidad de la distribución espacial de fluencia de los
haces requiere de un proceso de verificación adicional a los que habitualmente se realizan en terapia
convencional. Una de las dificultades para la realización de las pruebas de control de calidad de la
dosis es el tiempo que se requiere para la comprobación del mapa de fluencia obtenido por el sistema
de planificación inversa, así como del cálculo que
realiza el sistema de planificación de la dosis absorbida en el paciente. Como consecuencia, se han
desarrollado sistemas de verificación que permiten
en un tiempo relativamente corto comprobar la distribución de dosis previamente al tratamiento del
paciente.
Se emplearon películas GaFchromicTM EBT, cuyo elemento sensible es un monómero depositado en una lámina de poliéster. La polimerización del mismo hace
que se produzca un ennegrecimiento que podemos relacionar con la dosis absorbida.
El objetivo del presente trabajo es el estudio de un dispositivo basado en una matriz de diodos bidimensional y su comparación con el procedimiento establecido en nuestro centro basado en dosimetría de película
radiocrómica.
Para el conjunto película-escáner se ha estudiado la
respuesta señal-dosis, direccionalidad, repetibilidad y
estabilización de la respuesta.
Material y métodos: Se ha utilizado una matriz bidimensional de 445 diodos (MapCheck, Sun
Nuclear Corp.) dispuestos en un área 22 x 22 cm2
con espaciado variable. El software del equipo permite la comparación entre la medida realizada con la
matriz de diodos, la dosis planar calculada en el sistema de planificación y la dosis obtenida con un sistema de dosimetría fotográfica. Se realiza la calibración de la matriz para permitir medidas en dosis
absoluta.
Las películas se irradiaron en un maniquí de agua sólida. La dosis absorbida puntual se determinó mediante métodos ionométricos.
Resultados y conclusiones: De los resultados obtenidos puede concluirse la idoneidad de la película para
la determinación de la distribución espacial de dosis
absorbida en los tratamientos de IMRT. El modelo
EBT posee mayor sensibilidad y rango útil que los
modelos anteriores. El escáner Epson tiene como ventajas frente al Vidar el menor coste, la versatilidad en
el proceso de calibración de la película y la posibilidad lectura en color y utilización del canal de mayor
sensibilidad. Los resultados son compatibles con otros
presentados en la literatura con diferentes sistemas de
lectura.
Palabras clave: Intensidad Modulada, Gafchromic,
Dosimetría de Película.
154
En primer lugar se ha caracterizado el equipo como
sistema de detección mediante el análisis de la sensibilidad, linealidad, repetibilidad de la señal y homogeneidad de la respuesta.
Se comparó la dosis medida por la matriz de diodos, con la distribución de dosis planar calculada
con el sistema de planificación ADACPinnacle, y
con la obtenida mediante películas radiocrómicas,
evaluando los resultados mediante la función gamma.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Por último, se considera la viabilidad de la matriz de
diodos como sistema alternativo de control de calidad
de rutina del sistema de colimación con multiláminas.
Resultados y Conclusiones: De la experiencia se
concluye que el dispositivo es válido para la comprobación de la dosis absorbida en planos perpendiculares al eje del haz. El tiempo de verificación con este
sistema es sensiblemente menor. Dado que la incidencia debe ser perpendicular al plano de medida, no es
posible verificar el tratamiento global en un plano con
las incidencias reales de tratamiento. Las distribuciones de dosis absorbida obtenidas por los tres métodos
revelan buena concordancia incluso en regiones de alto gradiente donde la resolución de la película es manifiestamente superior.
Material y métodos: El equipo utilizado fue una unidad de tomoterapia (TOMOTHERAPY -Hi-ARTTM)
con la que se obtuvieron diferentes tipos de imágenes
con características similares a las de utilización terapéutica del sistema.
Se obtuvieron las imágenes a analizar de un maniquí
cilíndrico especial que contiene varios objetos de diferentes densidades, simulando los diferentes tejidos.
El maniquí tiene inserto un objeto compuesto por
elementos de diferente tamaño, mediante el cual, se
puede estimar la resolución espacial de alto contraste.
Se analizaron las características del sistema de imagen
tomográfico:
●
Características geométricas (alineación, espesor de
corte, perpendicularidad de planos, etc).
●
Resolución espacial de alta resolución.
●
Resolución de bajo contraste para un nivel de dosis
dado.
●
Estimación del ruido.
●
Dosis al paciente en cada procedimiento.
Palabras clave: Intensidad Modulada, Dosimetría de
Película, Diodo.
1090
CONTROL DE CALIDAD DE LAS
CARACTERÍSTICAS DE UN SISTEMA DE
TOMOIMAGEN DE ALTA ENERGÍA
M.J. ROT, C. MÍNGUEZ, J.M. DELGADO, M.J. GARCÍA
Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO. Madrid.
Introducción: La Tomoterapia es una técnica de
Terapia con Radiaciones que permite adaptar la posición de los volúmenes de interés a la del campo de
radiación que se ha generado para su irradiación.
Para ello, previo a cada sesión de tratamiento, el paciente es sometido a un procedimiento de localización tomográfica con la misma geometría con que
se ejecutará el procedimiento terapéutico y en la
propia máquina. El sistema permite la obtención de
las imágenes terapéuticas por un procedimiento similar al convencional a partir de una limitación del
espectro generado por el acelerador para los procedimientos terapéuticos. Así la energía utilizada es
próxima a los 3 MV y la señal obtenida al atravesar
el paciente es recogida por un array de detectores de
gas xenon presurizado permitiendo con el conjunto
de proyecciones generadas en una hélice planificada
a través del movimiento de la mesa obtener imágenes topográficas.
El propósito de este trabajo es analizar las características y posibilidades de estas imágenes cuyas características son notablemente diferentes a las utilizadas en
los procedimientos diagnósticos.
Dado que el sistema se utiliza mediante un programa
de fusión para determinar las desviaciones de la posición del paciente, se analizaron las características
de precisión este, realizando diferentes estudios con
objetos de diferente contraste y comparando los resultados.
Además, el sistema permite la planificación de tratamientos con este tipo de imágenes, por lo que se estableció la curva de calibración entre el número CT y
la densidad electrónica, mediante la obtención en diferentes condiciones de un conjunto de objetos simulando tejidos y cubriendo un amplio espectro de densidades.
Resultados y conclusiones: Los resultados obtenidos
muestran que la utilización para lograr una radioterapia adaptada de la fusión de las tomoimagenes con las
obtenidas con un CT de diagnóstico convencional es
sencilla y rápida.
Del análisis de las características de la imagen muestran una compatibilidad con lo publicado por otros autores. Resolución de alto Contraste: 1,6 mm, 512 x
512. Contraste: 3% para objetos de 30 mm con 3 cGy.
Dosis total al paciente: 0,5-3 cGy
Se observa una relación marcadamente lineal entre los
números CT y la densidad electrónica correspondiente
debido a las diferencias del espectro de energía utilizado con el común de diagnóstico.
Palabras clave: Sistema de Tomoimagen, Tomoterapia.
Dosimetría física e instrumentación
155
1091
ANÁLISIS MEDIANTE UNA APLICACIÓN
INFORMÁTICA PROPIA DE LA
DIGITALIZACIÓN DE LOS TEST DE
WINSTON-LUTZ
J.D. PALMA, A. CÁMARA, F. LÓPEZ, B. TOBARRA
Servicio Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Universitario
Virgen de la Arrixaca. El Palmar. Murcia.
Introducción: Un procedimiento fundamental previo
a la radiocirugía es la determinación del tamaño y posición del isocentro, su tamaño describe un límite superior para las incertidumbres asociadas a la posición
del mismo. Las líneas de los láseres deben ajustarse a
la posición del isocentro. Las discrepancias entre la
posición del isocentro y la intersección de los láseres
deben ser determinadas y corregidas.
Como nuestro acelerador no es exclusivo para radiocirugía, realizamos una comprobación del isocentro antes de cada tratamiento, analizando las películas radiográf icas procedentes del test de Winston-Lutz 1
mediante un procesamiento digital, eliminando la subjetividad del análisis óptico del observador.
Material y métodos: Acelerador lineal Precise de uso
compartido, Película radiográfica X Omat V, Cono
Radiocirugía Brainlab de 5 mm, soporte película, esfera radiopaca de 3 mm, digitalizador Microtek
ScanMaker 9800 XL CCD y aplicación informática
para el cálculo de la desviación del isocentro 2 .
Orientaciones: (Gantry, mesa): (0º,0º), (110º,0º),
(50º,45º), (220º,300º) y (330º,330º).
Realizamos 5 irradiaciones con distinta orientación de
Gantry y Mesa, digitalizamos la película y la analizamos con una aplicación propia, obteniendo la desviación del isocentro.
Resultados y discusión: Se presentan 50 pruebas de
verificación de isocentro con el test de Winston-Lutz,
digitalizadas y analizadas mediante una aplicación informática, previas al tratamiento de cada radiocirugía
comprendidas entre 7-07-05 y el 15-02-07, con 5 irradiaciones cada una y con geometrías representativas
de los tratamientos.
Para cada uno de los tratamientos se toma las desviaciones máximas de los 5 disparos. El promedio de estas para los 50 tratamientos con su desviación típica
es: Desviación máxima= 1,2 ± 0,5 mm.
Para cada uno de los tratamientos se toma el promedio
de las desviaciones de los 5 disparos. El promedio de
los 50 tratamientos con su desviación típica es:
Desviación media= 0,57 ± 0,16 mm.
156
Para cada uno de los tratamientos se toma la desviación individual para cada combinación de gantry y
orientación de la mesa. El promedio de los 50 tratamientos con su desviación típica es:
Gantry
Mesa
Desviación (mm)
0º
0º
0,22 ± 0,18
110º
0º
0,6 ± 0,3
50º
45º
0,36 ± 0,18
220º
300º
1,2 ± 0,5
330º
330º
0,40 ± 0,19
Promedio
Máximo:
1,2 ± 0,5
Promedio
Media:
0,57 ± 0,16
La desviación correspondiente a la orientación de G:
220º y M: 300º diferente de las demás orientaciones
puede deberse a la flexión del cabezal.
Debido a que el uso del acelerador no es exclusivo para radiocirugía, cabe esperar mayores imprecisiones
que en el caso de un equipo dedicado, pero en promedio estamos dentro de los rangos terapéuticos esperados en radiocirugía.
Conclusiones: El uso de nuestra aplicación informática es de gran utilidad en la verificación del isocentro
antes de cada tratamiento de Radiocirugía debido a su
rapidez y fiabilidad.
Nuestro sistema de verif icación del isocentro en
Radiocirugía está dentro de los rangos terapéuticos.
Referencias
1. Winston KR, Lutz W. "Linear accelerator as a neurosurgical tool for stereotactic radiosurgery". Neurosurgery
1988; 22(3).
2. López-Sánchez F, González-López A, Tobarra-González
B, y cols. "Desarrollo de una aplicación para el análisis
automático del isocentro en radiocirugía". Congreso
Radiocirugía de Valencia. 2006
Palabras clave: Radiocirugía, Test Winston-Lutz, Digitalización.
1092
INCERTIDUMBRES EN EL PROGRAMA
DE GARANTÍA DE CALIDAD DE
ACELERADORES LINEALES Y DE LOS
EQUIPOS DE MEDIDA
J. BEA, M.C. BAÑOS, M.A. GARCÍA MARTÍNEZ, L. ROS,
L.M. LARREA, E. LÓPEZ
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Servicio de Radioterapia. Hospital NISA Virgen del Consuelo. Valencia.
Introducción: La implementación de un Programa de
Garantía de Calidad de los aceleradores lineales implica
la realización de medidas que nos permitan obtener la
magnitud de las variables susceptibles de verificación, en
particular la estabilidad de la calibración de la dosis, de
la energía de los haces de fotones o electrones, homogeneidad, simetría, y de su dependencia tanto de los diferentes parámetros geométricos del acelerador como de
las características de los equipos de medida. La estimación de la incertidumbre de cada prueba es fundamental
para determinar la fiabilidad del método de medida y el
establecimiento, en consecuencia, del Nivel de Acción.
Material y métodos: El equipamiento consta de diferentes cámaras (PTW Freiburg) Farmer 30002, 0,125
cc 31002, Markus 23343) electrómetro Unidos, cuba
de agua MP3, maniquíes laminados de PMMA (fotones) y poliestireno (electrones), de espesores y densidad conocidos, un minimaniquí de PMMA, más dos
equipos QC6plus con electrómetro Multidos, que permiten verificar calibración de la dosis, energía, homogeneidad y simetría del haz en una única medida. Se
dispone también de termómetro XS Temp5 y barómetro Barigo calibrados en centro acreditado.
Se dispone de dos aceleradores Elekta Precise (Eγ=
6,15 MV, Ee- =6,8,10,15 MeV) y Elekta SL75/5 (Eγ=
6 MV), cuya geometría se verifica periódicamente.
Las desviaciones obtenidas (ai) se implementan en la
incertidumbre de las variables dosimétricas.
Las cámaras Farmer y Markus son verificadas trimestralmente con una fuente de 90Sr obteniéndose valores
de repetitibilidad, estabilidad y linealidad, mientras
que de la cámara 0,125 cc, por usarse sólo para medidas relativas, se verifica repetitibilidad y linealidad.
La dispersión anual de las desviaciones respecto al valor de referencia nos da la medida de la incertidumbre
cada variable y se introducen como incertidumbre de
tipo B en las medidas de carga, tanto absolutas (factor
de calibración) como relativas (energía).
Los factores empíricos de calibración Dw/Qp (PMMA
para fotones y Poliestireno para electrones) se obtienen por comparación en el acelerador; se considera la
incertidumbre dependiente de (a) cámaras (b) geometría y estabilidad del acelerador (c) geometría de los
maniquíes.
El equipo QC6plus + Multidos es calibrado mensualmente en el acelerador de idéntica forma, realizándose
además una verificación independiente de cada una de
las 6 cámaras, obteniéndose valores de la estabilidad
de cada una de ellas y su dispersión, tomada como incertidumbre de forma análoga a las cámaras Farmer y
Markus. Se obtienen así valores de incertidumbre para
la Homogeneidad y Simetría del haz, así como la capacidad de detección de posibles averías.
Finalmente, todos estos valores son introducidos en
los procedimientos de medida de los parámetros del
acelerador, como son medida puntual de la energía,
variación de la dosis, energía, H y S con giro de
gantry, foco de radiación, etc.
Resultados y discusión: Para cada variable, el Estado
de Referencia Inicial (ERI) se toma como un promedio de una serie de medidas en días diferentes con recolocación del dispositivo experimental.
Las cámaras de ionización presentan unos valores de
estabilidad 0,05% (Farmer) y 0,18% (Markus), repetitibilidad y linealidad <0,1% (incluida la 0,125cc)
combinándose los tres en medidas de calibración de la
dosis y sólo los dos últimos en medidas de carga relativa. Los resultados son mejores que las especificaciones del manual.
Los factores de calibración Dw/Qp, en comparación
con los valores de calibración Dw/Qw, producen un
incremento de la incertidumbre máximo de 0,35% para electrones y fotones; sin embargo, al eliminarse la
fuerte contribución debida a la profundidad en agua,
el aumento global es de 0,1%, lo cual nos permite verificar la calibración de la dosis en plástico sin un aumento significativo de la incertidumbre. Así mismo,
por idéntica razón la incertidumbre de la verificación
puntual de la energía en plástico también disminuye,
de diferente forma dependiendo de la energía (0,25%
en fotones y 0,7% en electrones).
El equipo QC6 presenta unos valores de U=0,8% para
dosis, U=1,5% para energía de fotones y U=0,8% para homogeneidad y simetría.
Conclusiones: La determinación precisa de la incertidumbre del proceso de medida garantiza la calidad y
fiabilidad de la misma y la capacidad del Radiofísico
de tomar decisiones ante resultados incorrectos.
Referencias
1. Granados CE et al. Incertidumbres y Tolerancias de la
Dosimetría en Radioterapia, SEFM Oviedo 1997
Palabras clave: Acelerador lineal, Instrumentación,
Garantía de Calidad, Incertidumbres.
1093
INFLUENCIA DEL MATERIAL DEL
MANIQUÍ UTILIZADO EN EL AJUSTE
DEL CONTROL AUTOMÁTICO
EXPOSICIÓN
Dosimetría física e instrumentación
157
F. TATO DE LAS CUEVAS, J.I. JIMÉNEZ ALARCÓN,
M. GONZÁLEZ LEYBA, M.L. CHAPEL GÓMEZ
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Univ. Ntra.
Sra. de Candelaria. Tenerife.
Introducción: La evaluación del funcionamiento del
control automático de exposición es una de las pruebas a realizar en los controles de calidad de equipos
de radiodiagnóstico. Para llevar a cabo dicha evaluación se recomienda la utilización de un maniquí de 20
cm de agua o bien 1,5 mm de Cu, para simular la irradiación de los mismos den condiciones clínicas. Si
bien la atenuación del haz que producen ambos maniquís es similar, los valores de píxel obtenidos al leer
los fósforos de Radiografía Computarizada son diferentes de un maniquí a otro. En este estudio se calcula
la dosis absorbida a partir de los valores de píxel obtenidos y se compara con la dosis absorbida después de
ser calculados los diferentes espectros al atravesar los
distintos maniquís.
Material y métodos: Se ha utilizado un equipo de rayos X marca Philips y modelo Medio 50 CP, con un
Tubo Philips modelo SRO 25 50 Re. El lector CR utilizado ha sido un sistema KONICA-MINOLTA REGIUS 170. El chasis que usado ha sido el modelo RP3S de KONICA. Para las medidas del rendimiento y la
capa hemirreductora del equipo se ha empleado la cámara del equipo RTI PMX III y filtros de aluminio de
distintos espesores. Como maniquís para la evaluación
del CAE se han empleado 20 cm de agua, 17 cm de
PMMA y 1,5 mm de Cu.
La simulación del espectro de rayos X emergente del
tubo se ha realizado mediante un programa informático propio, detallado en el artículo de Melissa M.
Blough y col., (Med. Phys. 25 (9), Septiembre 1998).
El espectro simulado obtenido se atenuó con los distintos espesores y se calculó la dosis absorbida por el
fósforo del chasis.
Se han realizado varias irradiaciones para cada maniquí con diferentes tensiones del equipo. La lectura de
los chasis se ha realizado 5 min. Después de la irradiación. Para la obtecion del valor de píxel promedio
en cada uno de los chasis se utilizó una área central de
256 x 256 píxeles.
La dosis absorbida en cada una de las irradiaciones se
calculó mediante la ecuación, obtenida experimentalmente, que relaciona el valor de píxel con la exposición.
En orden a evaluar si las diferencias encontradas eran
estadísticamente significativas se realizó un test de T
de student.
Resultados y discusión: Se han encontrado diferencias estadísticamente significativas (p < 0,005) en los
158
valores de medidos con cada uno de los maniquíes.
Esta diferencia en el valor de píxel es debida a la diferente absorción del espectro de Rayos X que emerge
de cada uno de ellos.
Conclusiones: El ajuste del control automático de exposición en Radiografía Computerizada es dependiente del tipo de material utilizado para simular el paciente. No obstante en las pruebas de constancia y
reproducibilidad es posible el uso de diferentes maniquíes.
Palabras clave: CAE, maniquís.
1094
ESTUDIO POR TERMOLUNISCENCIA DE
UNA PANTALLA DE FÓSFORO
FOTOESTIMULABLE
J.I. JIMÉNEZ ALARCÓN, M.L. CHAPEL GÓMEZ, C. RUBIO
AYLLÓN
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Univ. Ntra.
Sra. de Candelaria. Tenerife.
Introducción: Los sistema de radiografía computarizada utilizan para la obtención de la imagen radiográfica chasis con pantallas de fósforo fotoestimulables,
este material no sólo emite luz mediante la fotoestimulación, sino que lo hacen de forma continua produciéndose lo que se conoce como desvanecimiento de
la imagen latente.
Este fenómeno tienen importancia cuando se trata de
calibrar el sistema de CR en función del valor de píxel. Este desvanecimiento está relacionado con la niveles de energía de las trampas de electrones existentes en el fósforo fotoestimulable.
Se realizó un estudio de termoluminiscencia con el fin
de conocer los niveles de energía de estas trampas y
su vida media.
Material y métodos: Se han utilizado chasis modelo
Konica RP-3S cuyo material de fósforo está compuesto por BaFI:Eu. A partir de una de estos fósforos, se
han elaborado en nuestro laboratorio unos "dosímetros" separando el material activo del plástico de protección y disolviéndolo en acetona pura. Posteriormente el material obtenido se depositó en unos
círculos de aluminio de 0,1 mm de espesor y 5,5 mm
de diámetro.
Los dosímetros así fabricados se irradiaron con un
equipo de rayos X marca Philips y modelo Optimus
65, con un Tubo Philips modelo SRO 33 100.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
La lectura de la curva de luz del material se realizó
con un lector Harshaw 3500, dejando un intervalo desde la irradiación hasta el calentamiento de dos minutos.
Para estudiar la variación de la curva de luz en función de la dosis, se realizaron exposiciones manteniendo la tensión y la intensidad de corriente del equipo de rayos X constantes y variando los tiempos de
exposición.
Previamente a la irradiación de estos dosímetros, se
realizó un estudio del desvanecimiento de la imagen
latente en las pantallas de fósforo, para ello se irradió
siempre con la misma técnica, realizando su lectura en
diferentes momentos desde la irradiación variando entre 1 y 1000 minutos.
Resultados y discusión: La curva de desvanecimiento
de la imagen latente del fósforo puede ajustarse como
una combinación lineal de tres exponenciales con vidas medias de 9.39,104.39 minutos y 11,82 días (R2
>0,9972).
El estudio de la curva de luz mediante diferentes técnicas, demostró la existencia de al menos tres picos de
luz con energías 0,689 eV, 0,8171 eV y 1,4236 eV,
siendo las temperaturas de los máximos de luz de
73ºC, 205ºC y 259ºC, respectivamente no existiendo
otros picos en el intervalo de temperaturas estudiado
entre 30 y 300ºC.
La cinética de estos picos corresponde a una cinética
de orden general (b >1) en todos los casos. Aunque este tipo de cinética no sigue una ley exponencial sino
que depende del estado inicial de las trampas de luz,
un estudio del decay de la curva en los 120 primeros
minutos, muestra que puede ser ajustada mediante dos
exponenciales con vidas medias de 7,5 y 85 minutos,
similares a los obtenidos mediante el ajuste de la curva de decaimiento.
J. TORRES1, R. GUERRERO2, J.F. ALMANSA3
1 Servicio de Radiofísica. Hospital General de Ciudad Real. 2Servicio
de Radiofísica. Hospital Universitario "San Cecilio". Granada.
3Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario "Puerta del Mar".
Cádiz.
Introducción: La fuente de 192 Ir de alta tasa
MicroSelectron es una de las más utilizadas en tratamientos de braquiterapia. La mayoría de los sistemas
de planificación usan los parámetros y funciones establecidas por el protocolo de la AAPM TG-431 como
entrada para el cálculo de la distribución de dosis y
tiempos de tratamiento.
La actualización del protocolo AAPM TG-432 establece de forma detallada los pasos a seguir para la
simulación Monte Carlo de fuentes de braquiterapia
de baja energía. De estas recomendaciones muchas
son aplicables a energías superiores como son las
involucradas en la desintegración del 192Ir. De entre
las recomendaciones cabe destacar algunas relacionadas con la metodología y resultados del cálculo:
los resultados se deben extender como mínimo a
una distancia radial del orden de 10 cm; se han de
simular suficientes historias para asegurar que la
incertidumbre, para k=1, sea inferior al 2% para
distancias radiales menores a 5 cm; se recomiendan
el uso de librerías de secciones eficaces posteriores
a 1980 equivalentes a la base de datos XCOM del
NIST, tales como EPDL97 o DLC-146; y se recomienda obtener el kerma, k(d), como una función
del ángulo polar para el cálculo del "air kerma
strengh".
El objetivo de este trabajo es el establecimiento de estas funciones características mediante el uso de los códigos de simulación PENELOPE y GEANT4, que ya
han sido utilizados para la simulación de fuentes de
braquiterapia, incorporando la mayoría de las recomendaciones dadas en la acctualización del protocolo
TG-43.
Conclusiones: El desvanecimiento de la imagen latente en estos fósforos es debido a la existencia de tres
trampas de luz cada una de ellas con una vida media
diferente.
Material y métodos: Las simulaciones Monte Carlo
han sido realizadas con los códigos PENELOPE (versión 2003) y Geant4 (versión 4.7.0 con el paquete adicional G4EMLOW3.0).
Palabras clave: CAE, maniquís.
La modelización de la fuente se ha realizado siguiendo el trabajo de Daskalov et al3. El espectro de emisión utilizado para el 192 Ir ha sido el descrito en
Ekstrm et al4.
1095
CARACTERIZACIÓN DOSIMÉTRICA DE
LA FUENTE DE 192IR MICROSELECTRON
HDR MEDIANTE SIMULACIÓN MONTE
CARLO
Para el cálculo de tasa de dosis absorbida en agua y
funciones radial y de anisotropía se han realizado simulaciones en un maniquí de agua con la fuente inmersa en él y dos rejillas de acumulación, una con
simetría cilíndrica y otra con simetría esférica. En
ambos casos el origen de coordenadas se ha elegido
haciéndolo coincidir con el centro del núcleo activo
Dosimetría física e instrumentación
159
de la fuente y con el eje Z a lo largo de la misma. Se
han fijado energías de corte de 1 keV para fotones y
10 keV para electrones en todos los materiales presentes, tanto en la fuente como en el maniquí de
agua. El número de historias simuladas ha sido de
108.
El cálculo del kerma en aire se ha realizado a partir de la fluencia de energía a la salida de la fuente
y los coeficientes energéticos de absorción másicos. La fluencia de energía a la salida de la fuente
se ha calculado mediante simulación Monte Carlo
con PENELOPE y los coeficientes energéticos de
absorción másicos han sido tomados de Hubbell et
al 5.
Para el cálculo de las funciones radial y de anisotropía
del protocolo TG43 se ha considerado la aproximación de fuente lineal con longitud activa de L=3,6
mm.
Resultados y discusión: Se han obtenido la función
radial, la función de anisotropía, el "air kerma
strenght" y la constante de tasa de dosis absorbida, así
como tablas de tasa de dosis absorbida en agua para la
fuente MicroSelectron de HDR.
El valor obtenido del "air kerma strenght" por unidad
de actividad en el eje transversal de la fuente ha sido
de (9.70 0.06)·108 U/Bq y la constante de tasa de dosis ha sido de 1,11 ± 0,02 cGy/(hU).
Conclusiones: Se ha realizado una dosimetría completa de la fuente de 192Ir MicroSelectron con dos
códigos Monte Carlo distintos, PENELOPE y GEANT4, incorporando la mayoría de las recomendaciones descritas en la actualización del protocolo
TG43. Los resultados obtenidos están en buen
acuerdo con los anteriormente publicados por otros
autores.
Referencias
1. Nath R, et al. Dosimetry of interstitial brachytherapy
sources: Recomendations of the AAPM Radiation
Therapy Committee Task Group No.43. Med Phys 1995;
22: 209-234.
2. Rivard MJ, et al. Update of AAPM Task Group No. 43
Report: A revised AAPM protocol for brachytheray dose
calculations. Med Phys 2004; 31: 633-674.
3. Daskalov GM, Löffler E, Williamson JF. Monte Carloaided dosimetry of a new high dose-rate brachytherapy
source. Med Phys 1998; 25: 2200-2208.
4. Ekstrm LP, Firestone RB. (1999). WWW Table of
Radiactive Isotopes. http://ie.lbl.gov/toi/index.htm.
5. Hubbell JH, Seltzer SM, 1997. Tables of X-Ray Mass
Attenuation Coefficients and Mass Ebergy-Absorption
Coefficients (version 1.03). http://physics.nist.gov/xaamdi [2004]. NIST, Gaithersburg, MD.
Palabras clave: MicroSelectron HDR, PENELOPE, GEANT4
160
1096
PROCEDIMIENTO DE MEDIDA CON TLD
DE LA INFLUENCIA DE UNA PRÓTESIS
ESOFÁGICA METÁLICA EN LA
INTERFASE PRÓTESIS-ESÓFAGO
S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, F. CARRERA MAGARIÑO1,
M. ORTIZ SEIDEL2
1Física
Médica y Protección Radiológica. Hospital Juan Ramón
Jiménez. Huelva. 2Física y Protección Radiológica. Hospital Reina
Sofía. Córdoba.
Introducción: Es cada vez más frecuente encontrar
prótesis metálicas esofágicas en los tratamientos radioterápicos en esa área. Se sabe que el metal sometido a radiación ionizante produce en su superficie una
sobredosificación del medio adyacente no contemplada adecuadamente por los sistemas de planificación.
Esta sobredosificación produce un aumento de las posibilidades de esofaguitis y fístula, lo que limita la dosis final alcanzada.
Presentamos a continuación nuestro procedimiento de
medida para estimar la sobredosis en superficies de
este tipo de prótesis y los resultados para el modelo
particular usado en nuestro centro.
Material y métodos: Usando la cuba de dosimetría
del protocolo español, la llenamos de agua hasta los
niveles de calibración del Co60. En el alojamiento para la cámara Farmer, colocamos 6 TLD que irradiamos con un haz de 60Co a una dosis de 200 cGy sobre el alojamiento de la cámara. Posteriormente
introdujimos en el alojamiento la prótesis esofágica
con 6 TLD adheridos a la pared opuesta al haz incidente e irradiamos de la misma manera. De la comparación estimamos las diferencias entre irradiar con
y sin la prótesis.
Resultados y discusión: Encontramos en particular
para la prótesis Wallstent de Boston Scientific que las
diferencias medias para la presencia o no de la prótesis son de un 5%.
Conclusiones: Por razonas de seguridad creemos más
adecuado el uso de un incremento de un 5% de la dosis estimada por los sistemas de planificación a la hora de realizar cálculos radiobiológicos cuando nos encontramos con una prótesis esofágica Wallstent de
Boston Scientific en tratamientos con 60Co.
Referencias
1. Li XA, Chibani O, Greenwald B, Suntharalingam M.
Radiotherapy dose perturbation of metallic esophageal
stents. Int J Radiat Oncol Biol Phys 2002;54:1276-1285.
Palabras clave: Prótesis esofágicas, dosimetría, TLD.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
1097
PROCESO DE VERIFICACIÓN
DOSIMÉTRICA PREVIO A SU USO
CLÍNICO DE UN ACELERADOR LINEAL
SIEMENS PRIMUS MODELADO EN EL
SISTEMA DE PLANIFICACIÓN PINNACLE
V7.4
M. ORTIZ SEIDEL, S. VELÁZQUEZ MIRANDA, F. CARRERA
MAGARIÑO
Física Médica y Protección Radiológica. Hospital Juan Ramón
Jiménez. Huelva.
Introducción: El proceso de caracterización dosimétrica de una unidad de tratamiento así como su introducción y modelado en un sistema de planificación es
una labor ardua que conlleva numerosas pruebas.
Existen varias publicaciones1,2 dedicadas al control de
calidad de sistemas de planificación, relativas tanto al
cálculo dosimétrico como a otros aspectos. En ellas
nos hemos basado para idear una batería de pruebas,
en este caso únicamente dosimétricas, que nos permitan comprobar tanto la corrección del modelado de los
haces de fotones en el sistema de planificación, como
la precisión del cálculo en situaciones complejas.
Material y métodos: Con motivo de la instalación de un
acelerador lineal de electrones Siemens Primus en nuestro centro, se ha procedido a la caracterización dosimétrica de la unidad, así como a la introducción y modelado
de haces en el sistema de planificación Pinnacle v7,4.
Nuestra intención fue sistematizar al máximo las verificaciones dosimétricas realizadas previas al uso clínico de las
unidades modeladas. Éstas han consistido en la comparación tanto de curvas de dosis absorbida, como de valores
de dosis absorbida en un punto, medidos y calculados.
En lo que respecta a la comparación de curvas de dosis,
se han adoptado los criterios descritos por Venselaer et
al.3, que a su vez han sido incorporados por la ESTRO
en su protocolo de control de calidad para sistemas de
planificación1. Estos criterios parten de la división de
las curvas de dosis en zonas de alta/baja dosis, y
alto/bajo gradiente de dosis, al tiempo que asignan tolerancias (δ1 , δ2 , δ3 y δ4) a cada una de estas zonas según sea la complejidad dosimétrica de la situación. Esta
división en zonas, así como la posibilidad de sintetizar
la comparación entre todos los puntos de cada una de
ellas en un solo valor denominado límite de tolerancia
(∆ =|desviación media| + 1,5*desviación estándar), nos
permite obtener finalmente un mapa completo de comparaciones en el que resulta más sencillo diagnosticar
las situaciones de fallo o debilidad en el cálculo del sistema de planificación.
En primer lugar se han comparado las curvas introducidas para el proceso de modelado de las unidades: curvas de rendimiento de dosis en profundidad y perfiles
de dosis de campos abiertos simétricos a distintas profundidades, para varios tamaños de campo. Además de
lo anterior se han comparado los perfiles medidos con
los exportados desde el planificador para otra serie de
situaciones: campos con cuña a distinta profundidad,
campos asimétricos en una dirección o dos, distintas
distancias fuente-superficie e incidencia oblícua.
En segundo lugar se han realizado comparaciones de
valores de dosis absorbida en un punto. Para ello se
han ideado una serie de situaciones de interés dosimétrico tras lo cual se ha construido el maniquí apropiado que ha sido escaneado, transferido al sistema de
planificación, y finalmente usado para la reproducción de la situación en cuestión. Este tipo de comparaciones entendemos que tienen gran interés ya que al
implicar todos los pasos de un tratamiento radioterápico, no sólo informan sobre la exactitud en el cálculo
de dosis, sino que también podrían mostrar fallos o
deficiencias en alguna otra parte del proceso.
Resultados y discusión: El conjunto de comparaciones dosimétricas realizadas entre curvas medidas y
calculadas por el planificador, sintetizadas en los valores de delta, así como las comparaciones entre valores medidos y calculados de dosis absorbida en un
punto, permiten verificar el modelado de la unidad así
como cerciorarse de la fiabilidad del cálculo, al tiempo que se diagnostican situaciones de posible debilidad de éste.
Referencias
1. Mijnheer B, Olszewska A, Fiorino C, Hartmann G,
Knöos T, Rosenwald JC, Welleweerd H. Quality assurance of treatment planning systems - Practical examples for non-imrt photon beams. ESTRO booklet No. 7
2. INTERNATIONAL ATOMIC ENERGY AGENCY,
Commissioning and Quality Assurance of Computerized
Planning Systems for Radiation Treatment of Cancer.
Technical Reports series no 430. IAEA, Viena 2004.
3. Venselaar J, Welleweerd H, Mijnheer B. Tolerances for
the accuracy of photon beam dose calculations of treatment planning systems. Radiother Oncol 2001; 60:191201.
Palabras clave: Verificación dosimétrica, modelado de haces, sistema de planificación.
1098
GENERACIÓN DE KERNELS PUNTUALES
CON CÓDIGO DE SIMULACIÓN
PENELOPE 2005
Dosimetría física e instrumentación
161
J.A. MESA PÉREZ, R. GUERRERO ALCALDE
Para ello se utiliza la fórmula
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario San Cecilio de
Granada.
Introducción: En la mayoría de los sistemas de planificación actuales se utilizan algoritmos de cálculo
para haces de fotones que se nutren de kernels puntuales monoenergéticos. El cálculo de estos kernels
se realiza mediante simulaciones Monte Carlo. En
este contexto, el objetivo de este trabajo ha sido la
generación de kernels monoenergéticos puntuales de
fotones utilizando el código de simulación PENELOPE (versión 2005), el cual incorpora uno de los
conjuntos de librerías de secciones eficaces más precisas (EPDL97). Una vez hecho esto, se han generado rendimientos en profundidad a la energía del Co60, para distintos campos cuadrados, que han sido
comparados con los publicados en el BJR
Suplement 25 (1996).
Esto dará pie a reproducir rendimientos en profundidad de haces de fotones de uso clínico que comparados con los reales aporten parámetros que caractericen
el equipo y que permita obtener el espectro efectivo
de fotones característico.
Material y métodos: Se ha seguido el procedimiento
descrito por Ahnesjo y Andreo (1989)1, que consiste
en:
a) Generar la fracción de energía media (Himn, donde
i se refiere a la energía, m a la distancia radial, n y
j a la profundidad y k al campo) impartida en un
vóxel cilíndrico. Los vóxeles se han tomado cilíndricos concéntricos en 0, el primero de radio 0,05
mm y los siguientes aumentando en 1 mm el radio,
hasta 50 cm. La altura del cilindro es de 1 mm. La
profundidad máxima es de 50 cm. De tal forma
que se ha simulado desde -50 cm hasta 50 cm de
profundidad (cada mm), y hasta 50 cm de radio
(cada mm). Se ha impuesto que todos los fotones
de energía y llevan la dirección del eje z, sentido +
e interaccionan en 0 por primera vez y van depositando su energía en los distintos vóxeles, eligiendo
una energía de absorción de 10 KeV para electrones y 1 KeV para fotones. Se halla así una función
de distribución continua de energía depositada
(PSF) para fotones de energía i. Se simulan las
energías 0,1, 0,2, 0,3, 0,4, 0,5, 0,6, 0,8, 1, 1,25, 1,5,
2, 3, 4, 5, 6, 8, 10, 12, 15 y 18 MeV. Llegado a este
punto se comprueba que las distribuciones coinciden con las encontradas en la literatura2 para 0,4,
1,25 y 10 MeV.
b) Generar el terma por unidad de fluencia energética
en agua cada milímetro.
c) Generar la dosis por unidad de fluencia energética.
162
En ella wmk es la fracción de anillo m cubierto por un
tamaño de campo k; Tin es el terma. La suma utiliza el
método de superposición, de tal manera que para saber la dosis absorbida por unidad de fluencia en un
vóxel se suman las contribuciones de todos los demás
a ese. Para eso sabemos la distribución de energía alrededor del punto de interacción. Por ello en la expresión de dijk sólo se tiene en cuenta la diferencia (en
vóxeles) en profundidad y en radio entre el vóxel de
referencia y el que contribuye. Se hace para los campos 5 x 5, 10 x 10 15 x 15 y 20 x 20 cm 2. Comparamos el d1.25 j k ,corregido por el cuadrado de la
distancia, con el rendimiento en profundidad de Co60, véase la figura, para los distintos campos.
Resultados y discusión: En la figura se han representado los valores reales de rendimientos en profundidad
para Co-60 y los calculados. Se observa una buena correspondencia de ambos, teniendo en cuenta que no se
consideran fenómenos como la dispersión en los colimadores, la divergencia del haz, etc. Puede entonces
plantearse la generación del espectro efectivo de fotones.
Conclusiones: La dosis por unidad de fluencia energética generada a distintas profundidades y campos es
compatible con la experiencia. Esto va a ser el punto
de partida en el cálculo del espectro efectivo de unidades de fotones de uso clínico.
Referencias
1. Ahnesjo A, Andreo P. Determination of effective
bremsstrahlung spectra and electron contamination for
dose calculations. Phys Med Biol 1989.
2. Ahnesjo A, Andreo P, Brahme A. Calculation and application of point spread functions for treatment planning with
high energy photon beams. Acta Oncológica 1987.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
1099
EVALUACIÓN DEL POSICIONAMIENTO
DE LAS LÁMINAS DE UN CML
EMPLEANDO UNA MATRIZ 2D DE
CÁMARAS DE IONIZACIÓN
C. RODRÍGUEZ RODRÍGUEZ, J.M. PÉREZ MORENO, R. DÍAZ
FUENTES, P. FERNÁNDEZ LETÓN, E. CABELLO MURILLO,
A. LÓPEZ FERNÁNDEZ, J. CASTRO NOVAIS, A. FERRANDO
SÁNCHEZ
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Doce de Octubre.
Madrid.
Introducción: El empleo cada vez más frecuente en radioterapia de colimadores multiláminas (CML) ha implicado la realización de medidas para la caracterización,
calibración y control de calidad de estos dispositivos. Las
películas radiográficas y las cámaras de ionización han
sido principalmente los detectores empleados en estas
medidas1. Recientemente también ha sido propuesto por
diferentes autores2-4 el empleo de dispositivos de imagen
portal en las unidades que disponen de éstos. Las matrices bidimensionales de cámaras de ionización, diseñadas
para el control de calidad de las fluencias en radioterapia
de intensidad modulada, no se han empleado para la medida de los CML, probablemente debido a su reducida
capacidad de muestreo espacial. Sin embargo se ha demostrado que analizando los datos proporcionados por
estas matrices se puede determinar la posición de cada
lámina con incertidumbres inferiores a la décima de milímetro5. El objeto de este trabajo es presentar un procedimiento en el que se ha empleado una matriz bidimensional de cámaras de ionización para determinar la
reproducibilidad en el posicionamiento de las láminas de
un CML y establecer un control de calidad sobre los parámetros que se ajustan en la calibración del posicionamiento de las láminas.
Material y métodos: Las medidas se ha realizado en
el CML de una unidad Siemens Primus mediante el
detector MatriXX (Scanditronix), una matriz bidimensional con 1020 cámaras de ionización de 0,07 cm3
con una separación entre los centros de las cámaras de
7,62 mm. El área activa de detección es de 24 x 24
cm2. Se ha establecido un patrón de irradiación en el
que se prescriben cinco posiciones distintas para cada
lámina. Los datos proporcionados por MatriXX se han
ajustado a un modelo analítico que describe el patrón
de irradiación. Los parámetros del modelo permiten
medir las posiciones de cada lámina. Las posiciones
prescritas se pueden expresar como funciones lineales
de las posiciones medidas. Las pendientes (ganancias)
y las ordenadas en el origen (ceros) de estas funciones
son parámetros ajustables en la calibración del motor
de cada lámina del CML.
Se han realizado dieciocho pruebas en un periodo de
seis semanas y según diferentes angulaciones del cabezal. Se ha determinado la reproducibilidad en el posicionamiento de las láminas y se han estimado las incertidumbres con las que se determinan la pendiente y
la ordenada en el origen. Se han definido niveles de
acción para controlar las variaciones de las pendientes
y las desviaciones de los ceros.
Resultados: La reproducibilidad del posicionamiento
de las láminas es de 0,34 mm y las incertidumbres en
la determinación de la ganancia y el cero de los motores de cada lámina son de 0,2% y 0,15 mm respectivamente. Los controles de calidad mediante este procedimiento permiten determinar variaciones del 0,4% en
la ganancia de los motores, y desajustes en el posicionamiento de las láminas inferiores a 1 mm, ambos para un nivel de confianza del 95%.
Conclusiones: Se ha comprobado que las matrices bidimensionales de cámaras de ionización se pueden
emplear para el control de calidad de los CML, ampliando su utilidad más allá de las verificaciones de
fluencias en tratamientos de intensidad modulada. La
combinación empleada de detector y procedimiento
ha permitido establecer un control de calidad del posicionamiento de las láminas en el que los niveles de acción son inferiores a las tolerancias fijadas por el fabricante.
Referencias
1. Boyer A, Biggs P, Galvin J et al. Basic application of
multileaf collimators. Report of AAPM Task Group 50.
2001. Madison, WI: Medical Physics Publishing
2. Parent L, Seco J, Evans PM et al. Evaluation of two methods of predicting MLC leaf positions using EPID measurements. Med Phys 2006; 33 (9).
3. Mohammadi M, Bezak E. Evaluation of MLC positioning using a scanning liquid ionization chamber EPID.
Phys Med Biol 2007;52: N21-N33.
4. Baker SJK, Budgell GJ, MacKay RI. Use os an amorphous silicon electronic portal imaging device for multileaf collimator quality control and calibration. Phys
Med Biol 2005;50: 1377-1392.
5. Análisis teórico sobre el empleo de detectores bidimensionales de cámaras de ionización para el control de calidad de un colimador multiláminas Resumen presentado al XVI Congreso Nacional de Física Médica.
Granada 2007.
Palabras clave: Colimador multiláminas, matriz bidimensional, calibración, control de calidad.
1100
ANÁLISIS TEÓRICO SOBRE EL EMPLEO
DE DETECTORES BIDIMENSIONALES DE
Dosimetría física e instrumentación
163
CÁMARAS DE IONIZACIÓN PARA EL
CONTROL DE CALIDAD DE UN
COLIMADOR MULTILÁMINAS
J.M. PÉREZ MORENO, C. RODRÍGUEZ RODRÍGUEZ GÓMEZ,
L.C. MARTÍNEZ, R. DÍAZ FUENTES, J. CASTRO NOVAIS,
A. FERRANDO SÁNCHEZ
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitrio 12 de Octubre. Madrid.
Introducción: A lo largo de los últimos años se ha generalizado la realización de tratamientos de radioterapia 3D conformada e IMRT en los que se emplean colimadores multiláminas (CML). Diversos autores han
señalado la importancia del control de calidad para
verificar la exactitud y la reproducibilidad en el posicionamiento de las láminas del colimador. Las películas radiográficas han supuesto el método más extendido para tal f in. En este trabajo se ha analizado
mediante simulación numérica la posibilidad de emplear los detectores bidimensionales de cámaras de ionización en el control de calidad del posicionamiento
y la calibración de un CML.
Material y métodos: Se simula el proceso de medida
con un detector 2D de cámaras de ionización. Para
ello se muestrea con diferentes periodos espaciales
una función analítica que describe el perfil de dosis
obtenido en un acelerador para una configuración del
CML. En este proceso se introducen en el valor de la
señal muestreada fluctuaciones aleatorias según una
distribución normal, que dan cuenta de la falta de uniformidad de respuesta entre las cámaras del detector.
El conjunto de valores obtenidos en el muestreo se
ajusta mediante regresión a la función que describe el
perfil de dosis conocido para la configuración del
CML. A través de los valores obtenidos para los parámetros de ajuste se determina la posición de cada lámina. Para cada periodo espacial considerado, se realizan múltiples muestreos, estimando como
incertidumbre en la determinación del posicionamiento la desviación estándar de las posiciones determinadas para cada muestra. Este procedimiento se repite
para diferentes valores de amplitud en la fluctuación
introducida en la señal.
Resultados y discusión: Se observa que, para diferentes amplitudes de fluctuación introducida en la
señal, la incertidumbre en la posición determinada
crece de manera aproximadamente exponencial con
el periodo de muestreo (fig. 1). En particular, para
un 0,7% de fluctuación y periodos de 7,6 mm y 10
mm se obtienen incertidumbres al determinar el posicionamiento de 0,04 mm y 0,055 mm en el plano
del isocentro, respectivamente. Estos valores son típicos para diferentes detectores comerciales del tipo
mencionado. A pesar de la limitada resolución de
muestreo de estos detectores, los pequeños valores
164
de incertidumbre al determinar posiciones de láminas son posibles gracias a la existencia de una función analítica que modela el perfil de dosis proporcionado por el acelerador.
Conclusiones: Empleando un array 2D de cámaras de
ionización y a través de un análisis adecuado puede
determinarse la posición de las láminas de un CML
con incertidumbres inferiores a 0,1 mm. Este valor es
inferior a las tolerancias para posicionamiento y reproducibilidad dadas por los fabricantes para sus
CMLs, de modo que este tipo de equipos resulta adecuado para control de calidad de los parámetros mencionados.
Referencias
1. Boyer A, Biggs P, Galvin J et al. Basic application of
multileaf collimators. Report of AAPM Task Group 50.
2001. Madison, WI: Medical Physics Publishing.
2. Mohammi M, Bezak E. Evaluation of MLC positioning
using a scanning liquid ionization chamber EPID. Phys
Med Biol 2007; 52: N21-N33.
1101
PERTURBACIÓN INTRODUCIDA EN LA
DISTRIBUCIÓN DE DOSIS POR UNA
PRÓTESIS DE COCRMO
J. CASTRO NOVAIS, C. RODRÍGUEZ RODRÍGUEZ, E. CABELLO
MURILLO, P. FERNÁNDEZ LETÓN, J.M. PÉREZ MORENO,
A. LÓPEZ FERNÁNDEZ, A. FERRANDO SÁNCHEZ
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario 12 de Octubre. Madrid.
Introducción: Al irradiar un medio que contiene una
inhomogeneidad de alto número atómico, se produce
una fuerte atenuación y efectos de sobredosificación e
infradosificación en la zona de interfase. El objetivo
de este trabajo es medir la transmisión y los efectos de
interfase producidos por una prótesis de fémur.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Material y métodos: Se estudió la distribución de
dosis en el entorno de una prótesis de CoCrMo de
forma cilíndrica y con un diámetro de 1,5 cm. Las
medidas de dosis se realizaron con un diodo semiconductor y con películas radiocrómicas
Gafchromic EBT. Para las medidas con las películas
se utilizaron dos bloques de placas radiocrómicas
cortadas, de tamaño 8,5 cm x 3 cm. Se apilaron 42
placas en cada bloque, alcanzando una altura de 1
cm. La resolución espacial para la medida de la dosis es de 0,24 mm que es igual al espesor de una placa. Este montaje evita el problema de los errores de
medida en la zona de los bordes de las películas.
Los bloques se plastificaron para que las películas
no se viesen afectadas por el agua. Los dos bloques
se pusieron en contacto con la prótesis, uno en la
zona de entrada del haz y el otro a la salida. Todas
las medidas fueron realizadas en agua y con fotones
de 6 MV de un acelerador Siemens Primus.
Resultados y discusión: Nuestros resultados muestran cómo la presencia de la prótesis produce una atenuación del haz del 28%. En la interfase de entrada
del haz en la prótesis se produce una sobredosificación máxima de 40% con respecto a la dosis en un
maniquí homogéneo. La extensión de este efecto es de
tan sólo 2 mm. En la zona de salida del haz en la prótesis, además de la atenuación correspondiente, se
crea una zona de acumulación de 5 mm. La infradosificación es inferior al 10%. El efecto final de la prótesis en un tratamiento de dos campos paralelos y
opuestos es una atenuación efectiva del 14% y en la
interfase una región de 2 mm con una sobredosificación del 20%.
Conclusiones: El conocimiento del factor de transmisión permite corregir la distribución de dosis dada por
el sistema de planificación. Los efectos de interfase
producidos al irradiar a un paciente con una prótesis
metálica no son relevantes, desde el punto de vista clínico.
Referencias
– Chester Ref et al. Dosimetric considerations for patients
with HIP prostheses undergoing pelvic irradiation.
Report of the AAPM Radiation Therapy Committee Task
Group 63.
– Ding GH, Yu CW. A study on beams passing through hip
prosthesis for pelvic radiation treatment. Int J Radiation
Oncology Biol Phys 2001; 51: 1167-1175.
– Das IJ, Khan FM. Backscatter dose perturbation at high
atomic number interfaces in megavoltage photon beams.
Med Phys 1989; 16: 367-375.
– Lin S et al. Effect of a metal hip prosthesis on the radiation dose in therapeutic photon beam irradiations.
Applied Radiation and Isotopes 2002;57: 17-23.
– Khan FM. The physics of radiation therapy. 2nd ed.
Minneapolis, Minnesota:Williams&Wilkins; 1994.
Palabras clave: Prótesis de alto Z, atenuación, interfase,
retrodispersión, zona de acumulación.
1102
MEDIDA DE LA FUNCIÓN DE
TRANSFERENCIA DE MODULACIÓN EN
MONITORES DE DIAGNÓSTICO
EMPLEANDO UNA CÁMARA CCD
F. MAÑERU, S. LOZARES, A. RUBIO, M.L. MARTÍN, P. SOTO
Hospital de Navarra. Pamplona.
Introducción: La función de transferencia de modulación (MTF) de un monitor de diagnóstico es un parámetro fundamental para evaluar su alcance en resolución como dispositivo de presentación de imagen. El
uso de una cámara CCD y software adecuado permite
su obtención de forma automatizada.
La medida se basa en la adquisición de imágenes de un
patrón de línea mostrado en el monitor. El procesado matemático de esas imágenes nos lleva al cálculo de la MTF.
Material y métodos: El monitor debe ofrecer como
salida una línea de un píxel de anchura. Se graban varias imágenes de la pantalla e inmediatamente imágenes de fondo en la misma configuración de medida,
que se sustraen a las anteriores para llegar al fichero
de imagen objetivo.
Una vez obtenido, se obtiene la función de dispersión
de línea (LSF) promedio del sistema, cuya transformada de Fourier proporciona directamente la MTF.
En el cálculo se aplica una corrección para tener en
cuenta el efecto del tamaño de de píxel y el de la MTF
de la cámara.
Resultados y discusión: Se han realizado medidas en
monitores monocromos de 1, 3 y 5 megapíxeles.
Dosimetría física e instrumentación
165
Los resultados obtenidos están en el rango de los hallados en la literatura y son similares a los proporcionados por software comercial. Los valores de la MTF
son próximos a la unidad para frecuencias inferiores a
la frecuencia de Nyquist.
Conclusiones: El procedimiento de medida es sencillo, el cálculo es fácil de automatizar y los resultados son reproducibles, siendo por ello este método
adecuado para control de calidad periódico de monitores.
Referencias
1. Samei E et al. Assessment of display performance for
medical imaging systems: Executive summary of
AAPM TG18 report. Med Phys 2005;32:1205-1225.
2. Roehrig H et al. In-field evaluation of the modulation
transfer function and the signal-to-noise ratio of electronic-display devices. Journal of the SID 2006;14/10:847860.
3. Chawla AS et al. Real-time evaluation of displays in the
clinical arena. SPIE 2003;5029: 734-745.
4. Saunders RS, Samei E. Resolution and noise measurements of five CRT and LCD medical displays. Med
Phys 2006;33:308-319.
5. Boreman GD. Modulation transfer function in optical
and electro-optical systems.Washington: SPIE-The
International Society for Optical Engineering; 2001.
Palabras clave: MTF, cámara CCD, frecuencia de Nyquist,
LSF, transformada de Fourier.
1103
Las películas, tanto EDR2 como EBT, se han radiado
en el maniquí RW-3 de 30 cm x 30 cm x 30 cm. Las
películas EDR2 fueron digitalizadas en un escáner
Radlink. Las películas radiocrómicas en el escáner
convencional de detector CCD UMAX a 300 ppi, colimando en la dirección perpendicular a la fuente de luz
con cartulina opaca para evitar efectos debidos a la
dispersión.
Ambas han sido analizadas con el software VeriSoft
de PTW.
Los detectores utilizados para el método de extrapolación a volumen cero, han sido las cámaras de ionización de PTW de 0,6 cm3 modelo 30006, 0,125 cm3
modelo 31002, y cámara pin point modelo 31006 midiendo en la cuba de agua MP3 de PTW.
El perfil así obtenido se ha utilizado para posteriormente calcular los kernel de convolución de cada detector, los más aproximados son funciones gaussianas
cómo describen García-Vicente et al2.
Los cálculos de los núcleos de convolución han sido
llevados a cabo con el prog rama de cálculo
Mathcad.
Resultados y discusión: Las películas EBT medidas
en nuestras condiciones son las más próximas a las
obtenidas mediante el método de extrapolación en todas las configuraciones, por ejemplo en el caso del
campo cuadrado de 5 cm de lado a la profundidad del
máximo nominal (15 mm) obtenemos:
3,6 mm ± 0,1 mm método de extrapolación
3,7 mm ± 0,1 mm EBT
MEDIDA DE PENUMBRAS EN HACES DE
FOTONES DE ALTA ENERGÍA.
GAFCHROMICTM EBT, KODAK EDR2,
EXTRAPOLACIÓN LINEAL DE
DETECTORES
S. LOZARES, S. PELLEJERO, S. MIQUELEZ, F. MAÑERU,
M.L. MARTÍN
Servicio de Radiofísica y PR del Hospital de Navarra. Pamplona.
Introducción: Se han medido la anchura de las penumbras (80%-20) de haces de fotones de energía 6
MV para tamaños de campo cuadrados de 5, 10 y 20
cm de lado a DFS de 100 cm y para profundidades de
15, 50, 100 y 150 mm con la película radiocrómica
GafchromicTM EBT de ISP corp., comparándola con
medidas realizadas para la película EDR2 de Kodak y
penumbras calculadas por el método de extrapolación
a volumen cero propuesto por Laub y Wong1.
Material y métodos: Los haces de fotones de alta
energía son proporcionados por un LINAC modelo
Saturno-43 CGR.
166
3,9 mm ± 0,1 mm EDR2
Conclusiones: La baja dependencia en energía de las
películas EBT (menor del 5,5% entre 75 kVp y
18MV3) y la alta resolución espacial las hacen un método adecuado para la medida de penumbras, lo que
confirma los resultados obtenidos en la literatura para
energías de 6 MV 4, si bien se debe tener especial cuidado en el escáner utilizado para su medida en cuánto
a dependencia con la dirección de escaneado, temperatura y dispersión5, y canal de lectura (rojo en el caso
de las radiocrómicas).
Se han obtenido los núcleos de convolución de cada
detector ajustados a una función gaussiana que mediante convolución con el perfil extrapolado nos dan
el resultado medido.
Referencias
1. Laub WU, Wong T. The volume effect of detectors in the
dosimetry of small fields used in IMRT.2003;30:341347.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
2. Garcia-Vicente F, Delgado JM, Peraza C. Experimental
determination of the convolution kernel for the study of
the spatial response of a detector;Med Phys 1998;
25:202-207.
3. Rink A et al. Energy dependence 75 kVp to 18 MV of
radiochromic films assessed using a real-time optical
dosimeter. Med Phys 2007;34:458-463.
4. Cheung T. et al. Measurement of high energy x-ray beam penumbra with Gafchromic™ EBT radiochromic
film. Med Phys 2006;33:2912-2914.
5. Paelinck L et al. Precautions and strategies in using a
commercial flatbed scanner for radiochromic film dosimetry. Phys Med Biol 2007;52:231-242.
Palabras clave: Película radiocrómica, Penumbra,
GafchromicTM EBT, Kodak EDR2, kernel de convolución.
1104
OBTENCIÓN DE LA RELACIÓN SEÑALRUIDO EN MONITORES DE
DIAGNÓSTICO MEDIANTE EL USO DE
CÁMARA CCD
M.L. MARTÍN, S. LOZARES, S. MIQUELEZ, S. PELLEJERO,
F. MAÑERU
A falta de estándares establecidos en la literatura, podemos decir que los valores de la SNR obtenidos son
similares a los medidos con el software comercial disponible.
Conclusiones: El procedimiento de medida es sencillo, el cálculo es fácil de automatizar y los resultados
son reproducibles, siendo por ello este método adecuado para control de calidad periódico de monitores.
Referencias
1. Chawla AS et al. Real-time MTF evaluation of displays
in the clinical arena. SPIE 2003;5029: 734-745.
2. Roerhig H et al. In-field evaluation of the modulation
transfer function and the signal-to-noise ratio of electronic-display devices. Journal of the SID 2206;14/10:847860.
3. Saunders RS, Samei E. Resolution and noise measurements of five CRT and LCD medical displays. Med
Phys 2006;33:308-319.
4. Badano A et al. Noise in flan-panel displays with subpixel structure. Med Phys 2004;31:715-723.
Palabras clave: SNR, NPS, Task Group 18, FFT, cámara
CCD.
1105
Hospital de Navarra. Pamplona.
Introducción: Se ofrece un método de medida de la
relación señal-ruido (SNR) de la salida en luminancia
del píxel para monitores de diagnóstico radiológico.
El método se basa en la obtención de imágenes del
monitor con una cámara de tipo CCD. Los ficheros de
imagen resultantes son procesados con técnicas de
Análisis de Fourier, permitiendo el cálculo de la SNR
a partir del espectro de potencias del ruido (NPS).
Material y métodos: Una vez que el monitor muestre
un patrón de imagen uniforme de valor de luminancia
conocido, se registra una imagen de su superficie con
una cámara CCD de alta magnificación. El fichero
obtenido, linealizado en luminancia, es la matriz numérica de partida.
La transformada de Fourier bidimensional (FFT) de
esa matriz es utilizada para calcular su NPS, y ésta a
su vez, para llegar a la desviación estándar (σ) de los
valores de luminancia de los píxeles del monitor. En
ese proceso se corrige la influencia del muestreo de la
cámara, modelado como una función sinc en el espacio de frecuencias.
Conocida σ, la SNR se obtiene de forma inmediata.
Resultados y discusión: Se han realizado medidas en
monitores monocromos de 1, 3 y 5 megapíxeles para
distintas luminancias usando los patrones del "Task
Group 18" de la AAPM.
SIMULACIÓN DE MONTE CARLO DEL
EFECTO DE UNA INTERFASE EN LAS
PROXIMIDADES DE FUENTES DE
BRAQUITERAPIA
L.A. LUQUE JAPÓN1, E.J. NÚÑEZ CUMPLIDO1, F. HERNÁNDEZ
SUÁREZ2, J. HERNÁNDEZ-ARMAS2
1Servicio de Física Médica, Hospital Universitario de Canarias. La
Laguna. Tenerife. 2Laboratorio de Física Médica, Facultad de
Medicina, Universidad de La Laguna. La Laguna. Tenerife.
Introducción: En la actualidad, los sistemas de planificación de braquiterapia comerciales calculan las dosis sin tener en cuenta la presencia de heterogeneidades en las proximidades de la fuente (incluida la
presencia de aplicadores, o diferencias tisulares), ni la
finitud del paciente, ni efectos debidos a la presencia
de otras fuentes. El objetivo de este trabajo es cuantificar teóricamente el efecto de interfases en las inmediaciones de dos fuentes de braquiterapia de baja tasa:
semilla de I-125 e hilo de Ir-192.
Material y métodos: Se ha utilizado el código
MCNP5 (Los Alamos National Laboratory) para realizar la simulación por Monte Carlo del efecto de interfases próxima a una fuente de I-125 de la casa
Amersham modelo 6711 y para hilo de Ir-192 de la
casa Bebig. Se ha considerado que si la fuente se encuentra colocada en el centro de un maniquí de 30 x
30 x 30 cm de PMMA, la distribución de dosis calcu-
Dosimetría física e instrumentación
167
lada es equivalente a la que se produciría en un medio
infinito. A medida que las fuentes se aproximan al
borde del maniquí, se va perdiendo esta característica
y la distribución relativa de dosis se modifica por disminución de la retrodispersión. El método usado ha
consistido en la simulación de las fuentes en distintas
posiciones entre el centro y los bordes del maniquí.
Estos efectos se han calculado utilizando el parámetro
Tally *f8 del programa.
Resultados y discusión: Se ha encontrado que la variación relativa de dosis en las inmediaciones de las
fuentes disminuye a medida que se aproximan las mismas al borde del maniquí. Para el caso del I-125, se ha
encontrado que la disminución de la contribución a la
dosis por la retrodispersión es superior a un 0,5%
cuando la fuente se encuentra a menos de 1 cm de una
de las caras del maniquí. En el caso de la fuente de Ir192 estas diferencias son del orden del 12 al 15% a
menos de 2 cm de la superficie del maniquí.
Palabras clave: Braquiterapia, MCNP5, Hilo Ir-192,
Semilla I-125.
1106
SIMULACIÓN MONTE CARLO DE LOS
EFECTOS DE FALTA DE EQUILIBRIO
ELECTRÓNICO EN INTERFASES CON
PRÓTESIS METÁLICAS
M. ORTIZ SEIDEL1, D. GUIRADO LLORENTE1, S. VELÁZQUEZ
MIRANDA2, A.M. LALLENA ROJO3
1Radiofísica Hospitalaria y Protección Radiológica. Hospital
Universitario San Cecilio. Granada. 2Física Médica y Protección
radiológica. Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Dpto. de Física
Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad de Granada.
Introducción: El uso cada vez más extendido de prótesis metálicas, unido al aumento de la esperanza de
vida, desemboca en un número creciente de pacientes
susceptibles de recibir tratamiento radioterápico en la
zona anatómica del implante. La irradiación de una
prótesis metálica produce, por una parte, la atenuación
del haz y, por otra parte, una serie de efectos locales
en la región de tejido más próxima a la superficie metálica1. Mientras que la atenuación puede tratarse adecuadamente en los sistemas de planificación, no ocurre así con los efectos locales. En este trabajo se han
estudiado, para geometrías sencillas y la energía del
60Co, los mecanismos básicos que intervienen y explican los mencionados efectos.
Material y métodos: Se ha utilizado el código de simulación Monte Carlo PENELOPE para modelar una
168
fuente de 60Co que produce fotones de energía media
1,25 MeV. Éstos inciden en un maniquí en el que a
cierta profundidad se encuentran situadas láminas metálicas de cobre o aluminio. Se estudia el efecto local
de perturbación de dosis a la salida de la lámina, que
denominaremos FF, y que se define como el cociente
de valores de dosis absorbida en un punto situado a la
salida del inserto, con y sin éste, una vez descontada
la atenuación. Para la energía del 60Co y los materiales
indicados se estudió la dependencia del factor con el
espesor del inserto y la distancia a éste.
La simulación proporciona valores para el factor FF
que se comparan con medidas experimentales con cámara de ionización en la misma geometría. Por otra
parte, con objeto de comparar curvas completas de
rendimiento de dosis en profundidad, se ha ensayado
el uso de películas radiocrómicas sumergidas en un
maniquí acuoso en el que se reprodujo la geometría simulada.
Resultados y discusión: El estudio particular para láminas metálicas de cobre y aluminio irradiadas con
fotones de 1,25 MeV (véase la figura) sugiere, por
una parte, que existe una dependencia escasa con el
espesor del inserto, menor que la referida por
Ravikumar et al.2, y, por otra, muestra claramente cómo decae el efecto en una distancia igual a la profundidad del máximo, es decir, igual al alcance de los
electrones secundarios generados por los fotones de
esa energía. La simulación Monte Carlo realizada no
sólo proporciona curvas de rendimiento en profundidad para distintas geometrías, sino que además permite obtener información como los espectros de electrones secundarios a la salida de la prótesis, de gran
interés ya que se suponen responsables de los efectos
locales.
Fig. Curvas de rendimiento para varios espesores de cobre. En
la figura general se han omitido símbolos e incertidumbres para mayor claridad. En la figura ampliada se representan incertidumbres correspondientes a 1σ.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Las comparaciones entre los valores de FF simulados
y medidos con cámara de ionización proporcionaron
un acuerdo razonable. Por otra parte, la comparación
de curvas de rendimiento simuladas y medidas con
película radiocrómica, reveló resultados interesantes
para estas películas, sobre todo al ser leídas con un escáner de color en la banda del rojo.
Conclusiones: La simulación Monte Carlo es una herramienta imprescindible en el estudio de situaciones
dosimétricas complejas, ya que, al controlar cada uno
de los parámetros que intervienen en ellas, permite el
estudio profundo del problema y de los procesos básicos que producen al efecto final. La dosimetría en
presencia de prótesis metálicas es un claro ejemplo de
esta situación.
Referencias
1. Reft C, Alecu R, Das IJ, Gerbi BJ, Keall P, Lief E et al.
Dosimetric considerations for patients with HIP prostheses undergoing pelvic irradiation. Report of the AAPM
Radiation Therapy Committee Task Group 63. Med
Phys 2003;30:1162-1182.
2. Ravikumar M, Ravichandran R, Supe SS. Forward scatter dose effect at metallic interfaces irradiated by X and
gamma ray therapy beams. Strahlenter Onkol
2001;177:611-615.
Palabras clave: Simulación Monte Carlo, prótesis metálicas, efectos locales.
ENSAYO DE AUDITORÍA DE CONTROL
DOSIMÉTRICO DE HACES PEQUEÑOS
DE RANGO RADIOQUIRÚRGICO
L.
J.L.
J.I. LAGARES2
El presente estudio trata de establecer un procedimiento de intercomparación dosimétrica entre diferentes centros que utilicen este tipo de técnicas, al objeto
de reducir la incertidumbre tanto del procedimiento,
como de la dosis absorbida administrada al final del
proceso de planificación y administración de la misma, a un maniquí diseñado para este propósito.
Se presentan los resultados preliminares obtenidos como consecuencia de la participación de un grupo de
centros usuarios de estas técnicas.
Material y métodos: El procedimiento dosimétrico
utilizado, ha sido la termoluminiscencia (TL) y el medio de intercomparación empleado, el postal. El material empleado han sido chips de 1 mm3 de LiFMg,Ti
(TLD-100) insertados en un maniquí cilíndrico de metacrilato, que está provisto de discos portadosímetros,
con pequeños alojamientos para la colocación de grupos de cuatro chips. Estos discos se sitúan a dos profundidades (5 y 10 cm) y la irradiación es solicitada
que se realice para dos tamaños de campo, de alrededor de 1 x 1 y 3 x 3 cm2.
Adicionalmente, se han realizado comprobaciones por
Monte Carlo (MCNPX y BEAM-nrc) para contrastar
los resultados experimentales.
1107
NÚÑEZ1,
creción es la potencial causa de discrepancias en la
asignación de dosis, lo que podría conducir a que los
resultados clínicos entre unos centros y otros no fuesen comparables.
MUÑIZ2,
M.M.
ESPINOSA1,
M.
EMBID2,
1Hospital Universitario Puerta de Hierro. Madrid. 2Unidad de Física
Médica. CIEMAT. Madrid.
Introducción: La Directiva EURATOM 97/43, diversas normativas de países europeos y, el RD1556/1998
sobre control de calidad en Radioterapia, establecen la
necesidad de realizar controles de calidad de manera
sistemática en los tratamientos radioterápicos.
Técnicas de tratamiento como la Radiocirugía y la
Radioterapia por modulación de intensidad, utilizan
campos de radiación de reducidas dimensiones (desde
unos pocos mm hasta pocos centímetros de lado o diámetro). La dosimetría de estos campos carece de protocolos específicos para su realización, por lo que el
usuario, debe utilizar el procedimiento dosimétrico de
acuerdo a su propia experiencia empleando recomendaciones científicas muy diversas. Esta falta de con-
Resultados y discusión: El ensayo final ha requerido
de un exhaustivo estudio de la respuesta de los dosímetros, en base a su comportamiento en las condiciones impuestas por los envíos postales.
Los resultados de la auditoría, prevén la realización
del ensayo en al menos diez centros de la península
Ibérica, que han brindado toda su colaboración y críticas al procedimiento al objeto de lograr su mejor funcionamiento. Todos los centros auditados han irradiado las dosis requeridas dentro del 5%.
Conclusiones: La auditoría está demostrando que funciona eficientemente detectando desviaciones en la
asignación de dosis del orden del 3% teniendo en
cuenta todos los factores de influencia que intervienen.
Referencias
1. Muñiz JL, Delgado A, Ros JMG, Brosed A. Application
of glow curve analysis methods to radiotherapy mailed
dosimetry with LiF TLD-100. Phys Med Biol 1995;40:
253-268.
2. Fer reira IH, Dutreix A, Bridier A, Chavaudra J,
Svensson H. The ESTRO-QUALity assurance network
(EQUAL). Radiotherapy & Oncology 2000; 55: 273284.
Dosimetría física e instrumentación
169
Palabras clave: Haces pequeños, control de calidad, dosimetría, termoluminiscencia, dosimetría postal, radioterapia, radiocirugía.
1108
CARACTERIZACIÓN DOSIMÉTRICA DE
HILOS DE IR-192 USADOS EN
BRAQUITERAPIA
J. PÉREZ CALATAYUD1, D. GRANERO1, J. GIMENO1,
V. GONZALEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2
1Hospital
La Fe. Valencia. 2Universitat de Valencia-IFIC. Burjassot.
Valencia.
Introducción: Los hilos de Ir-192 encapsulados en
platino son usados habitualmente en braquiterapia de
baja tasa de dosis como fuentes intersticiales. Existen
en el mercado varios modelos de hilos en forma de hilo recto o en forma de hairpin. Por otra parte los hilos
de Ir-192 más utilizados consisten en un núcleo central de Ir-192 metálico cubierto por 0,1 mm de platino
siendo el diámetro exterior de 0,3 mm. Los hilos son
flexibles y pueden cortarse en las longitudes deseadas.
En la actualidad los sistemas de planificación están
diseñados para modelar los hilos usando tablas de tasa
de dosis precalculadas. Otros sistemas de planificación calculan las distribuciones de tasa de dosis para
los hilos mediante la superposición de fuentes puntuales. Este último método produce buenos resultados en
la zona que situada en frente del hilo pero resultados
con diferencias de hasta un 20% con el valor real de la
distribución de dosis del hilo.
El propósito de este trabajo es estudiar la eficacia de
un modelo para calcular distribuciones de tasa de dosis de hilos de diferentes formas y longitudes mediante la superposición de distribuciones de tasa de dosis
de hilos pequeños de diferentes longitudes.
Material y métodos: Se han obtenido con el código
Monte Carlo GEANT4 las distribuciones de tasa de dosis para un hilo recto de 5 cm, de 3 cm, de 1 cm y de
0,5 cm, además de para un hairpin de 9 cm de longitud
y con sus dos patas separadas 2 cm. Este modelo de
hairpin está basado en la forma más comúnmente usada en la práctica clínica en implantes de cabeza y cuello
con particular importancia para el caso de implantes en
lengua. Las distribuciones de tasa de dosis obtenidas
con los hilos de 0,5 cm y de 1 cm se han superpuesto
para formar las de los hilos rectos de 3 cm, de 5 cm y el
hairpin comparándose posteriormente los resultados de
esta superposición con los obtenidos con la simulación
para los hilos de 3 y 5 cm y para el hairpin.
170
Resultados y discusión: De la comparación de las
distribuciones de tasa de dosis mencionada arriba se
ha visto que usar una superposición de hilos de 0,5 cm
o de 1 cm para obtener la de hilos rectos funciona
muy bien en frente del hilo pero bastante mal en la zona situada encima y debajo del hilo recto y cercana al
eje longitudinal. Afortunadamente para este tipo de hilos rectos la forma de mayor interés clínico (Sistema
de París) es la situada enfrente del hilo. Lógicamente
el hilo de 1 cm de longitud proporciona resultados
más parecidos a las distribuciones de los hilos largos
de 3 y 5 cm debido a su mayor filtración en la zona
por encima y por debajo del hilo que en el caso del hilo de 0,5 cm. La comparación de la superposición de
los hilos cortos para formar el hairpin de 9 cm muestra que si se hace con hilos de 0,5 cm da muy buenos
resultados en la zona curva del hairpin (la de mayor
interés clínico) pero peores resultados debajo de las
patas, en cambio la superposición con hilos de 1 cm
da buenos resultados debajo y enfrente de las patas y
resultados sensiblemente peores en la zona curva del
hairpin.
Palabras clave: Ir-192, LDR, hilos, braquiterapia, Monte
Carlo, principio de superposición.
1109
DISEÑO DE UN FILTRO PARA
APLICADORES SUPERFICIALES:
APLICADORES VALENCIA
D. GRANERO1, J. PÉREZ CALATAYUD1, J. GIMENO1,
V. GONZÁLEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2, V. CRISPÍN3,
V. DE LOS DOLORES3, R VAN DER LAARSE4
1Hospital La Fe. Valencia. 2Universitat de Valencia-IFIC. Burjassot.
3Fundación IVO. Valencia. 4Nucletron BV, Veenendaal, The Netherlands.
Introducción: Las lesiones superficiales pequeñas
(diámetro < 25 mm y profundidad < 3 mm) se tratan,
por lo general, con haces de electrones de MV en LINACS si no se dispone de unidades de kV de Terapia.
Un tratamiento alternativo para estas lesiones puede
realizarse con los aplicadores Leipzig, accesorios del
sistema de alta tasa de dosis (HDR) microSelectron
(Nucletron BV, Veenandal, Holanda). Estos aplicadores, fabricados en una aleación de tungsteno en forma
de copa, limitan la irradiación al área requerida. Un
problema práctico asociado a estos aplicadores es que
las isodosis resultantes son demasiado redondeadas en
profundidad, aumentado la heterogeneidad de la dosis
lateralmente. El propósito de este trabajo es diseñar un
filtro de tungsteno que colocado a la salida del aplica-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
dor proporcione una distribución de dosis más homogénea lateralmente.
Material y métodos: Las distribuciones de tasa dosis en agua proporcionadas por los aplicadores
Leipzig se obtuvieron en un trabajo previo1 siguiendo las recomendaciones del TG-43U1, usando
el código de Monte Carlo GEANT4 (versión 4.7.0).
La geometría de los aplicadores Leipzig y de las
fuentes mHDR-v1 (classic) y mHDR-v2, se implementaron de acuerdo con la información facilitada
por Nucletron.
Para diseñar la forma y espesor del filtro requeridas
para obtener una distribución de dosis más homogénea lateralmente, se siguió un procedimiento analítico
iterativo2. La contribución más importante de las distribuciones de dosis cerca de los aplicadores Leipzig
proviene de la componente directa (o primaria) de la
radiación y del Ir-192. Para hallar el espesor de filtro,
x, requerido para obtener una distribución de dosis
más homogénea lateralmente, se supone una atenuación exponencial debida al filtro de esta componente
primaria, exp(-µx), siendo µ el coeficiente de atenuación efectivo de la aleación de tungsteno para la energía más probable del Ir-192 (317 keV). Con esta aproximación, se obtiene una primera estimación de la
forma y dimensiones del filtro.
Realizando una simulación Monte Carlo (en las mismas condiciones que para los aplicadores Leipzig), se
verifica si las isodosis obtenidas son las deseadas o
no, y por lo tanto, si ha de realizarse una segunda
aproximación, hasta llegar al grado homogeneidad deseado. Con el diseño resultante se han fabricado prototipos de los nuevos aplicadores y se han verificado
los resultados experimentalmente usando TLD, cámaras de ionización y películas radiocrómicas.
Resultados y discusión: Se han obtenido los espesores de los filtros para los aplicadores Leipzig horizontales de 2 cm y 3 cm de diámetro y se han construido
prototipos de estas dimensiones. Los resultados Monte
Carlo y las medidas experimentales concuerdan dentro
de las incertidumbres experimentales. El factor de
transmisión por el filtro es del orden de 40-50% en el
eje central del aplicador.
Conclusiones: Con el nuevo diseño de los aplicadores
Leipzig con filtro se han mejorado las propiedades
dosimétricas desde el punto de vista clínico ecualizando la dosis lateralmente a las profundidades de interés
clínico. Los nuevos aplicadores se comercializarán por
Nucletron con el nombre de aplicadores Valencia3.
Referencias
1. Pérez-Calatayud J et al. A dosimetric study of the
Leipzig applicators. Int J Rad Onc Biol Phys
2005;62:579-584.
2. Jeraj R et al. Optimal flattening filter shape of a surface
Brachytherapy applicator. Phys Med Biol 2002;47:723735.
3. Granero D et al. Design and evaluation of an HDR skin
applicator with flattening filter: the Valencia applicators.
Int J Rad Onc Biol Phys 2007.
Palabras clave: Braquiterapia, Ir-192, Monte Carlo, dosimetry, aplicadores superficiales.
1110
ESTUDIO DOSIMÉTRICO DE UNA NUEVA
FUENTE DE CO-60 USADA EN
BRAQUITERAPIA
D. GRANERO1, J. PÉREZ CALATAYUD1, J. GIMENO1,
V. GONZÁLEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2
1Hospital La Fe. Valencia. 2Universitat de Valencia-IFIC. Burjassot.
Valencia.
Introducción: Aunque no tan extendidas como el Ir192, también existen fuentes de Co-60 dedicadas a
braquiterapia de alta tasa con equipos de carga diferida, estando este radionucleido dirigido, principalmente, al tratamiento de lesiones ginecológicas.
El propósito de este estudio es obtener los parámetros
y funciones del TG43 y la distribución de tasa de dosis en coordenadas cartesianas de la nueva fuente de
Co-60 de BEBIG (Eckert & Ziegler BEBIG GmbH,
Germany) mediante el uso del método de Monte
Carlo. Esta fuente es un nuevo diseño partiendo de
otra fuente de Co-60 también de BEBIG.
Material y métodos: La nueva fuente BEBIG de Co60 es muy similar en diseño y materiales a la antigua
fuente, siendo las principales diferencias entre ambas
Dosimetría física e instrumentación
171
un menor diámetro de su parte activa, 0,5 mm para la
fuente nueva y 0,6 mm para la antigua, siendo además
la parte superior de la cápsula de la nueva fuente mucho más redondeada que en el caso de la antigua. La
nueva fuente está compuesta de una parte activa cilíndrica de Co-60 metálico de diámetro 0,5 mm y de longitud 3,5 mm. Esta parte activa está cubierta por una
capa exterior de acero inoxidable de 0,15 mm de grosor y de forma también cilíndrica, siendo el diámetro
exterior de la fuente de 1 mm.
Para obtener las distribuciones de tasa de dosis en
agua de la nueva fuente se uso el código Monte Carlo
GEANT4. La geometría usada consiste en la fuente de
Co-60 situada en el centro de una esfera de agua que
actúa como un maniquí de tamaño ilimitado. Los datos obtenidos con el código de Monte Carlo se analizaron con la herramienta informática ROOT.
Resultados y discusión: Se han obtenido la tabla de
dosis en coordenadas cartesianas, los parámetros y
funciones del TG43: constante de tasa de dosis, función radial de dosis y la función de anisotropía. Las
distribuciones de tasa de dosis obtenidas para la
fuente de Co-60 se compararon con las obtenidas para la fuente antigua. La comparación muestra que
ambas distribuciones son casi idénticas enfrente de
la fuente (diferencias menores del 0,5%), siendo las
diferencias mayores cuando nos acercamos al eje
longitudinal de la fuente (4% para z > 0 y 10% para
z < 0).
Conclusiones: Se ha realizado un estudio dosimétrico
completo de la fuente de Co-60 BEBIG obteniéndose
los parámetros y funciones del TG43 y la distribución
de tasa de dosis en coordenadas cartesianas. Estos datos pueden ser usados para ser introducidos como datos de entrada en los sistemas de planificación o para
realizar su control de calidad.
Palabras clave: HDR, Co-60, dosimetría, braquiterapia,
Monte Carlo.
1111
ESTUDIO MONTE CARLO DE LAS
DISTRIBUCIONES DE DOSIS DE DOS
NUEVAS FUENTES DE IR-192 DE CARGA
DIFERIDA DE BEBIG
D. GRANERO1, J. PÉREZ CALATAYUD1, J. GIMENO1,
V. GONZALEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2
1Hospital
Valencia.
172
La Fe. Valencia. 2Universitat de Valencia-IFIC. Burjassot.
Introducción: La braquiterapia de alta tasa (HDR) y
tasa pulsada (PDR) son hoy en día técnicas ampliamente extendidas en el ámbito de la braquiterapia clínica. Para estas técnicas se requieren datos de calidad
de las distribuciones de dosis de las fuentes usadas en
el tratamiento. Debido a las diferencias en el diseño
de las fuentes, se requieren datos dosimétricos específicos para cada modelo de fuente. El recientemente
publicado BRAPHYQS-ESTRO Report proporciona
los datos dosimétricos existentes para todas las fuentes de Ir-192 usadas en braquiterapia. El propósito de
este estudio es obtener las distribuciones de dosis en
agua líquida alrededor dos nuevas fuentes, una de
HDR y otra de PDR, para que puedan ser usadas en
los sistemas de planificación.
Material y métodos: Se ha usado el código Monte
Carlo GEANT4 para obtener la tasa de dosis en agua
y la tasa de kerma de referencia en aire alrededor de
una fuente de HDR (modelo Ir2.A85-2) y otra de
PDR (modelo Ir2.A85-1), ambas de Ir-192. Todos los
detalles de las dimensiones y composición de las
fuentes han sido proporcionadas por el fabricante
(Eckert & Ziegler BEBIG GmbH, Germany), han sido
incluidos en las simulaciones.
Resultados y discusión: Se ha obtenido un conjunto
completo de datos dosimétricos para las fuentes HDR y
PDR de BEBIG de Ir-192. Se han obtenido las funciones dosimétricas del TG43 así como una tabla de la distribución de dosis en coordenadas rectangulares que es
consistente con los datos proporcionados para el cálculo de la dosis siguiendo el formalismo del TG43. Los
parámetros y funciones dosimétricas obtenidas han sido
comparadas con las existentes en la literatura para otras
fuentes de HDR mostrando que el uso de datos dosimétricos específicos para esta fuente está justificado.
Conclusiones: Los datos dosimétricos obtenidos para
ambas fuentes pueden usarse como datos de entrada
en los sistemas de planificación y para validar los cálculos realizados por éstos. Como parte de la política
del grupo de trabajo BRAPHYQS-ESTRO, estos datos dosimétricos serán incorporados a la página web:
http://www.estro.be de forma que sean accesibles para
los usuarios.
Palabras clave: Braquiterapia, Ir-192, Monte Carlo, dosimetry, HDR, PDR.
1112
ESTUDIO DE LA INFLUENCIA DE LA
FORMA DEL MANIQUÍ USADO EN EL
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
ESTUDIO DE LAS DISTRIBUCIONES DE
TASA DE DOSIS DE FUENTES DE IR-192
D. GRANERO1, J. PÉREZ CALATAYUD1, J. GIMENO1,
V. GONZÁLEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2
1Hospital
La Fe. Valencia. 2Universitat de Valencia-IFIC. Burjassot.
Valencia.
Introducción: Es bien sabido que el tamaño del maniquí usado en estudios dosimétricos de fuentes en braquiterapia tiene una influencia decisiva en las distribuciones de tasa de dosis obtenidas, sobre todo en la
zona cercana a la frontera física del maniquí debido a
una disminución en el número de los fotones de retroceso. En la literatura, existen multitud de estudios dirigidos a obtener distribuciones de tasa de dosis alrededor de fuentes. En estos estudios se usan maniquíes de
formas diferentes, siendo los más usados el esférico
de 15 cm de radio, el cilíndrico de 20 cm de radio y
40 cm de altura, el maniquí de tamaño equivalente a
ilimitado y el maniquí cúbico de unos 20 x 20 x 20
cm3, usado este último, principalmente, en estudios
experimentales, y el resto en estudios realizados mediante el método de Monte Carlo. Esta diversidad de
tamaños y formas de los maniquíes hace que sea complicado comparar distribuciones de tasa de dosis obtenidas en diferentes estudios si en éstos no se ha usado
maniquíes del mismo tamaño y forma. Por otra parte,
los Sistemas de Planificación en Braquiterapia realizan el cálculo suponiendo distribuciones de dosis calculadas en medios de tamaño ilimitado, luego es necesario obtener estas distribuciones para un maniquí
ilimitado o transformar las existentes en la literatura a
distribuciones obtenidas en un medio de tamaño ilimitado. Un primer acercamiento a una relación que nos
comparase distribuciones de tasa de dosis para el caso
de que los maniquíes fuesen esféricos y de tamaño diferente fue obtenida por Pérez-Calatayud y cols. (Med
Phys 2004;31: 2075-2081).
Nuestro propósito en este estudio es dar un paso más
y obtener relaciones que nos permitan comparar las
distribuciones de tasa de dosis obtenidas con maniquíes no solamente de diferente tamaño, sino también
de diferente forma.
Material y métodos: En el estudio realizado hemos
considerado maniquíes de forma cilíndrica, esférica y
cúbica. En estos maniquíes de diferente forma se coloco una fuente puntual de Ir-192 en su centro y se fue
cambiando el tamaño de maniquí y estudiando las distribuciones de dosis obtenidas. Estas distribuciones se
obtuvieron mediante el uso del código Monte Carlo
GEANT4. Se fue variando el radio del maniquí cilíndrico de 2 en 2 cm para radios comprendidos entre 10
y 30 cm. Lo mismo se hizo para el caso del maniquí
cúbico y con las mismas variaciones pero en vez del
radio del lado del cubo. Estas distribuciones de tasa de
dosis se compararon en su eje transversal con las obtenidas para el maniquí esférico de diferente tamaño intentando buscar relaciones entre ambas.
Resultados y discusión: De las comparaciones de las
distribuciones de tasa de dosis en el eje transversal para los maniquíes cilíndricos y cúbicos con los obtenidos para el maniquí esférico se han obtenido dos relaciones que según la forma del maniquí y su tamaño
nos dan el tamaño equivalente de un maniquí esférico.
Con este maniquí esférico equivalente y usando los resultados de Pérez-Calatayud y cols. (Med Phys
2004;31: 2075-2081) para comparar maniquíes esféricos de diferente tamaño ya podemos transformar distribuciones de tasa de dosis obtenidas en maniquíes
cilíndricos, cúbicos y esféricos a distribuciones de tasa de dosis obtenidas con un maniquí ilimitado. Estas
relaciones serán muy útiles a la hora de obtener datos
de "consenso" para las distribuciones de tasa de dosis
de fuentes de Ir-192 tal y como se ha hecho para las
fuentes de baja energía en la actualización del report
TG43 de la AAPM.
Palabras clave: Ir-192, maniquí, braquiterapia, Monte
Carlo.
1113
DETECTORES MOSFET PARA
DOSIMETRÍA IN VIVO EN
TRATAMIENTOS CON HACES DE
ELECTRONES. COMPARACIÓN CON
DIODOS
N. JORNET1, P. CARRASCO1, M. ENMARK2, C. PINO1,
I. MÉNDEZ1, T. EUDALDO1, M. RIBAS1
1Servei
de Radiofísica i Radioprotecció. Hospital de la Santa Creu y
Sant Pau. Barcelona. 2Finsencenter. Radiation Physics Dep.
Copenhagen University Hospital. Rigshospitalet. Denmark.
Introducción: La verificación de que la dosis administrada durante el tratamiento coincide con la dosis
prescrita por el radioterapeuta constituye junto con las
placas de verificación del posicionamiento el último
control de calidad de los tratamientos de radioterapia
externa. Existen múltiples trabajos en la literatura sobre calibración y utilización de distintos detectores
(TLD, diodos, MOSFET, películas radiográficas y distintos sistemas de dosimetría portal) para determinar
la dosis a la entrada, salida o en puntos en el interior
del paciente para haces de RX. Sin embargo, existen
pocas referencias bibliográficas sobre dosimetría in
vivo en haces de electrones. En este trabajo se presen-
Dosimetría física e instrumentación
173
ta la evaluación de unos detectores MOSFET para este fin y se comparan con dos modelos detectores de
semiconductor diseñados para dosimetría in vivo a la
entrada en haces de electrones.
Material y métodos: Se han calibrado un conjunto de
20 detectores MOSFET modelo TN-502 RD en "high
bias" conectados a un lector Autosense modelo TNRD-60 (Thomson Nielsen). Estos detectores tienen por
una cara recubrimiento de epoxi ovalado de un grosor
de 0,07 g/cm2. Los detectores se han irradiado con la
cara ovalada mirando al haz y sin capuchón de equilibrio electrónico adicional. Se ha realizado la calibración de estos detectores para electrones de energía nominal 6 MeV (R50=2,37 cm), 9 MeV (R50=3,51 cm) y
12 MeV (R50=4,64 cm) de un Clinac 1800 de Varian.
Previo a la calibración se ha estudiado la repetibilidad
y la linealidad con la dosis de las lecturas así como la
pérdida de sensibilidad con la dosis acumulada (PSDA) y la variación de la sensibilidad con la temperatura. Para todas las medidas los detectores estudiados se
han fijado sobre un maniquí de láminas de plastic water (CIRS) en el eje central del haz de radiación. Los
detectores se calibran para dar la dosis a la profundidad del máximo de dosis comparando la lectura a la
dosis medida con una cámara de ionización plano paralela (NACP02 Scanditronix) conectada a un electrómetro INOVISION con factor de calibración trazable
al laboratorio de metrología del CIEMAT. La calibración se puede desglosar en dos partes. La primera consiste en la determinación del factor de calibración en
unas condiciones definidas como de referencia, aplicador 10 x 10 cm2, distancia foco superficie (DFS) de
100 cm e incidencia del haz perpendicular a la base del
detector. La segunda en la determinación de factores
de corrección a aplicar cuando las condiciones de irradiación se alejan de las condiciones de referencia. Para
este trabajo se han determinado los factores de corrección por aplicador, por inserto (sólo para el aplicador
de 10 x 10) y por SSD. Estos detectores se han comparado con los detectores EDD2 de Scanditronix y los E5
de Pecitron conectados a un electrómetro DPD510 de
Scanditronix. Estos diodos difieren entre si en el grosor del capuchón de equilibrio electrónico y tipo de
diodo (0,2 g/cm2 y n para los EDD2 ; 0,5 g/cm2 y p para los E5). Por último se ha estudiado la perturbación a
la profundidad del máximo de dosis y a la del 85% de
la dosis máxima para los tres tipos de detectores.
Resultados: La mayor diferencia entre los MOSFET
y los diodos estudiados es la repetibilidad; 0,05%
(1s.d.) para ambos tipos de diodos y 0,9% (1s.d.) para
los MOSFET cuando se irradian a una dosis de 1 Gy.
La repetibilidad para los MOSFET depende de la dosis administrada debido a que estos detectores son me174
nos sensibles que los diodos. Esta diferencia afecta de
forma directa a la precisión de las medidas y por tanto
a los límites de tolerancia sobre las diferencias entre la
dosis determinada in vivo y la prescrita. Para los
MOSFET estudiados PSDA es del orden de la repetibilidad de las medidas durante la vida del detector
(50 Gy). La PSDA de los EDD2 es de 1%/100 Gy y
del orden de la repetibilidad de las medidas para los
E5. La linealidad de la respuesta con la dosis es excelente (R 2=1.000) para el rango de dosis estudiado
(0,5-7 Gy) para diodos y MOSFET. Los MOSFET
presentan una variación del factor de calibración con
la energía similar a la presentada por los EDD2 (10%
entre el factor para 6 MeV y 12 MeV) y menor que la
variación para los E5 (17%). Los E5 son los que presentan los factores de corrección por aplicador menores (0,96-1,02) seguido de los EDD2 (0,95-1,04) y de
los MOSFET (0,96-1,05). Los factores de corrección
por inserto son para todos los detectores menores que
un 1%. Todos los detectores estudiados infraestiman la
dosis a la entrada. Mientras que para una SSD igual a
115 cm los MOSFET infraestiman la dosis en un 6%
ambos tipos de diodos la infraestiman en un 8%. Por
último la reducción de dosis a la profundidad del máximo de dosis detrás de los detectores para haces de
electrones de 6 MV no es despreciable; 13% para los
EDD2, 28% para los E5 y 8% para los MOSFET.
Conclusiones: La utilización de los detectores MOSFET para dosimetría in vivo en haces de electrones no
reporta ninguna ventaja respecto a la de diodos siempre y cuando el grosor equivalente agua del diodo sea
similar al del MOSFET. Dado que la repetibilidad de
las medidas es significativamente peor para los MOSFET, los límites de tolerancia de las medidas in vivo
cuando se utilizan estos detectores debe ser mayor que
cuando se utilizan diodos. Un inconveniente que se
achaca a los diodos, la frecuencia de calibración, queda compensado por la corta vida útil de los MOSFET.
Palabras clave: Dosimetría in vivo, MOSFET, diodo, radioterapia externa.
1114
SISTEMA AUTOMATIZADO PARA LA
VERIFICACIÓN DOSIMÉTRICA DE LOS
SISTEMAS DE PLANIFICACIÓN
COMPUTARIZADA
A.C. JÓDAR LÓPEZ, J.C. RAMÍREZ ROS, A.J. ORELLANA
SALAS, G. ARREGUI CASTILLO, J.L. OSORIO CEBALLOS
Hospital Univ. Virgen de las Nieves. Granada.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Introducción: La aceptación de un planificador computarizado de radioterapia implica la comparación
cuantitativa entre las distribuciones de dosis absorbida
(en adelante, dosis) obtenidas por el sistema en condiciones de irradiación dadas y las determinadas experimentalmente en esas mismas condiciones.
Generalmente esta comparación se realiza sobre distribuciones unidimensionales (rendimientos en profundidad y perfiles transversales) en medios homogéneos,
generalmente agua, e implica la verificación exhaustiva, punto a punto, de que las diferencias entre la medida y el cálculo no superan la tolerancia establecida, cuya definición y valor varían de una regiones a otras del
haz. Dado que esta comparación puede no resultar trivial, en cuanto a su ejecución e interpretación, debe ser
realizada por un especialista, con un elevado coste en
tiempo de dedicación. El desarrollo de sistemas de
análisis automatizados reduce este coste y garantiza la
aplicación sistemática de los criterios establecido.
Material y métodos: El programa de análisis, escrito
en fortran 77, extrae y organiza la información relevante del fichero de salida suministrado por el planificador (en nuestro caso, una salida postscript), el cual incluye, junto a las distribuciones de dosis calculadas, las
distribuciones medidas, y realiza sobre estos datos las
operaciones necesarias para la comparación cuantitativa. Los métodos de análisis implementados en el programa son los descritos en las recomendaciones de la
IAEA2 y las tolerancias han sido extraídas de las referencias citadas1,2, aceptando, en caso de discrepancia
entre las recomendaciones, el valor menos exigente. La
definición de las distintas regiones del haz, en cada
una de las cuales la variable de evaluación y el criterio
de aceptación varían, se realiza también de acuerdo a
estas mismas referencias. La aplicación se ha ensayado
sobre un planificador Phillips Pinnacle® (versión7.4).
Las pruebas realizadas han incluido las dos energías
nominales, 6 y 18 MV, disponibles en el acelerador
Varian Clinac® 2100C del Hospital Univ. Virgen de las
Nieves. Las configuraciones de irradiación (tamaño de
campo, distancia fuente-superficie y accesorio modulador) han sido aquellas utilizadas para la obtención
del conjunto de datos de partida para el proceso de modelado de la unidad, y comprende: campos desde 2 x 2
a 40 x 40, campos abiertos y con cuñas de 15, 30, 45 y
60º; campos rectangulares y campos conformados empleando el colimador multilámina incorporado en la
unidad. El conjunto de distribuciones comparadas está
también condicionado por el conjunto de datos experimentales con el cual se modeló la unidad, e incluye
rendimientos en profundidad y perfiles en ambas direcciones transversales principales (direcciones X e Y)
y a las profundidades de Dmax, 5, 10 y 20 cm. En total,
440 distribuciones de dosis, con un total estimado de
5·105 puntos {x,y,z,D}. Como resultado de la verificación, el programa suministra un informe resumen, que
abarca todas las distribuciones estudiadas para cada
configuración de irradiación (E/SSD/FS/acc.). El programa genera también, para cada distribución incluida
en el análisis, un resumen más completo redactado de
forma explícita.
Resultados y discusión: Los resultados resumidos en
el informe permiten al especialista realizar una valoración de la calidad de las distribuciones calculadas en
un tiempo mucho menor que la comparación convencional no asistida, la cual requiere su intervención rutinaria. En el ejemplo tratado, la aplicación, que se
ejecuta en tiempos de algunos segundos, genera un informe completo cuyo análisis crítico implica no más
de una jornada de trabajo de especialista.
Conclusiones: La aplicación desarrollada realiza con
gran eficacia la comparación de distribuciones de dosis, lo que permite incluir en las pruebas de aceptación
un conjunto exhaustivo de curvas y puntos de comparación, sin que esto implique un excesivo consumo de
tiempo. La herramienta puede ampliarse para incluir
otros métodos y criterios, a elección del especialista.
En cuanto al esfuerzo de programación, resulta destacable que el mayor ha sido el dedicado a la conversión
del formato de salida del planificador. La existencia
de estándar único, (de formato y contenido) compartido por todos los fabricantes (p.ej. mediante su inclusión en el DICOM RT) para la extracción de esta información dosimétrica simplificaría en gran medida el
desarrollo de este tipo de herramientas, mejorando su
versatilidad y garantizando la coherencia de los resultados obtenidos en distintos centros o con distintos
sistemas de planificación.
Referencias
1. Delgado JM, García-Vicente F, Millán E. Protocolo para
control de calidad en sistemas de planificación de terapia con radiaciones ionizantes. SEFM 2005.
2. IAEA Technical Report Series nº430 Commissioning
and Quality Assurance of Computerized Planning
Systems for Radiation Treatment of Cancer, INTERNATIONAL ATOMIC ENERGY AGENCY. VIENNA,
2004.
Palabras clave: Control de calidad, planificación computarizada, dosimetría clínica.
1115
EL PROYECTO EIMRT: PLANIFICACIÓN
Y VERIFICACIÓN DE TRATAMIENTOS
IMRT EN GRID
Dosimetría física e instrumentación
175
J.C. MOURIÑO1, A. GÓMEZ1, C. FERNÁNDEZ1, J. LÓPEZ1,
F.J. GONZÁLEZ-CASTAÑO2, D.A. RODRÍGUEZ, J. PENA3,
F. GÓMEZ3, D. GONZÁLEZ-CASTAÑO3, M. POMBAR4
1Fundación
Centro Tecnológico de Supercomputación de Galicia
(CESGA). Santiago de Compostela. 2Departamento de Ingeniería
Telemática. Universidad de Vigo. 3Departamento de Física de
Partículas. Universidad de Santiago de Compostela. 4Hospital Clínico
Universitario de Santiago. Santiago de Compostela.
Introducción: El proyecto eIMRT está concebido para proporcionar a los radiofísicos con nuevas herramientas basadas en algoritmos computacionalmente
intensivos para planificar y verificar tratamientos de
radioterapia.
La radioterapia modulada en intensidad (Intensity
Modulated Radiation Therapy, IMRT) es una técnica
de radioterapia que permite aplicar una intensidad de
fotones no uniforme por cada ángulo de incidencia del
haz de Rayos X generado por un acelerador. Presenta
ventajas clínicas con respecto a las técnicas CRT, que
sólo ajusta el haz de radiación a la forma del tumor.
Normalmente, el cálculo de las direcciones de incidencia y la forma de los campos de radiación que deben ser aplicados para conseguir la distribución de dosis deseada se realiza utilizando herramientas software
locales llamadas sistemas de planificación de tratamientos (TPS), que corren en estaciones de trabajo en
el propio hospital. El personal especializado (radiofísicos), calcula los planes de tratamiento utilizando su
experiencia, soluciones prueba y error o, para casos
más complejos, herramientas de optimización incorporadas. Los tratamientos se adaptan para aplicar dosis uniformes a los volúmenes objetivo (PTVs) y minimizando las dosis en los tejidos colindantes,
especialmente en los órganos de riesgo (OARs).
Las altas necesidades de tiempo computacional necesarias, fuerzan a los TPS a realizar aproximaciones
tanto en el cálculo de dosis como en los algoritmos de
optimización. Las técnicas más precisas de cálculo de
dosis incluidas en estos códigos están basadas en métodos de convolución/superposición (C/S), que tienen
ciertas limitaciones en regiones de alto gradiente de
densidad. Debido a la complejidad de la planificación
IMRT, y las aproximaciones introducidas durante la
optimización, cada tratamiento debe ser verificado experimentalmente antes de ser aplicado al paciente, teniendo en cuenta el acelerador a utilizar y las unidades
de medida de dosis.
Tanto la verificación Monte Carlos como el método
IMRT son muy costosos computacionalmente. La
computación Grid, gracias a su gran cantidad de recursos, es una excelente candidata para la verificación
Monte Carlo.
Arquitectura de eIMRT: La arquitectura del proyecto eIMRT consta de cuatro capas: el cliente, el servi176
dor de la aplicación, el interfaz de computación y la/s
infraestructura/s de cálculo. Se ha desarrollado siguiendo el paradigma de una arquitectura orientada a
servicios (SOA). El cliente es muy simple, y toda la
complejidad reside en el servidor, que es quien accede
a los recursos de computación (un cluster local y los
recursos Grid del Proyecto EGEE).
Actualmente se han desarrollado servicios para: control de usuarios y sesiones, manejo de ficheros, control de tratamientos, verificación, generación de mapas y monitorización.
Verificación de tratamientos IMRT: Para validar un
tratamiento, el usuario solicita al sistema la comparación de la dosis calculada con el TPS con la dosis calculada con un método más preciso (como Monte
Carlo). El proyecto eIMRT implementa un proceso de
verificación Monte Carlo que está basado en el ampliamente extendido y verificado paquete BEAMnrc,
y consta de 5 fases: Simulación del acelerador, simulación de la cabeza del acelerador, Simulación del paciente, Dosis aplicada al paciente y Recolección de
dosis y fin del proceso.
Ejecución en el Grid: El proceso de verificación
Monte Carlo que se acaba de describir, requiere de
una gran potencia computacional, ya que se ejecutan
cientos de trabajo de varias horas. Es necesaria, por
tanto, una gran cantidad de recursos computacionales
como la que nos ofrece el Grid.
Trabajo Futuro: El siguiente paso en el proceso es la
inclusión del proceso de optimización de tratamiento
y la caracterización de aceleradores. También se está
previsto incluir como recursos computacionales remotos un cluster de la USC y los recursos Grid del
European Grid Project.
En un futuro no muy lejano, gracias a los avances en
la simulación Monte Carlo y al incremento de los cores por CPU en las estaciones de trabajo, será posible
desarrollar un sistema TPS completo con simulación
Monte Carlo.
Conclusiones: La arquitectura eIMRT es una buena
solución para acelerar los procesos de la planificación
de tratamientos de radioterapia: caracterización de
aceleradores, verificación de tratamientos y optimización de tratamientos. Además oculta al usuario final
los detalles de implementación, liberando a los radiofísicos de adquirir conocimientos técnicos no esenciales.
Con el uso de las tecnologías Grid, y la cantidad de recursos computacionales que nos ofrece, los tiempos de
respuesta pueden ser drásticamente reducidos, y se puede incrementar el número de tratamientos a planificar.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Palabras clave: Radioterapia, Monte Carlo, verificación y
optimización de tratamientos, IMRT, EGEE, Grid.
1116
INFLUENCIA DEL DETECTOR EN
REGIONES DE NO REFERENCIA
L. NÚÑEZ1 , A. QUINTANA1 , R. ROMERO1, P. SÁNCHEZ1,
J.I. LAGARES2, J.M. FANDIÑO3, J.C. MEDRANO1, M.C. ISPIZUA1
1Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Puerta de Hierro.
Madrid. 2CIEMAT. 3Servicio de Radioterapia. Centro Oncológico
Gallego.
Introducción: La determinación de la dosis absorbida
en condiciones de referencia está muy bien descrita en
11 los datos dosimétricos a introducir en los sistemas
de planificación, sobre todo en las regiones de build
up o de penumbra.
Este problema ya ha sido abordado en profundidad
por García-Vicente1,2 en cuanto a las causas y efectos
de los diferentes resultados obtenibles con un tipo u
otro de detector.
El presente trabajo trata de continuar el estudio sobre
el detector más adecuado a utilizar en el "water phantom" que se desvíe lo mínimo posible de la realidad
partiendo del conocimiento del comportamiento del
mismo.
Material y métodos: El estudio realizado comprende
la medición de todas las funciones dosimétricas necesarias para alimentar el sistema de planificación. Se
ha utilizado un maniquí de agua y tres tipos de detectores: una cámara de ionización de ptw 31005 flexible
(volumen 0,125 cm 3), una cámara PinPoint PTW
31006 (volumen 0,015 cm3) y un diodo semiconductor (volumen 0,3 mm3) de Scanditronix-Welhofer. Las
medidas relevantes al tema que nos ocupa son los rendimientos en profundidad (PDD) y los perfiles de los
haces realizados para diferentes tamaños de campo y
profundidades. Los haces de radiación estudiados corresponden a los 6 MV de RX proporcionados por un
acelerador ELEKTA SL18. El análisis se ha realizado
mediante la sustracción sistemática de los resultados
de la medida obtenida con la cámara de 0,125 cm3 de
los otros dos detectores, tanto para los perfiles como
para los PDDs.
Resultados y discusión: Para cada tamaño y profundidad, no se aprecian diferencias entre los perfiles obtenidos con los distintos detectores en la zona central
y externa del perfil. Sin embargo, en la región de penumbra podemos distinguir dos zonas; una más próxima a la zona externa del haz en la que la lectura de la
Fig. Diferencias entre perfiles y PDD medidos con diferentes
detectores para una profundidad de 10 cm y un tamaño de
campo de 10 x 10 cm2 .
cámara de 0,125 cm3 es superior a las medidas obtenidas con la PinPoint o el diodo; y la otra, contigua a la
zona central del perfil, en la que se observa el efecto
inverso, es decir, las medidas obtenidas con la cámara
de ionización PinPoint y el diodo, son superiores a las
registradas con la cámara de ionización 0,125 cm3. El
ancho de esta zona de variación es de unos 2,5 cm
aproximadamente y los valores de las diferencias son
muy pequeñas, del orden de 0.05%, siendo ligeramente mayores a profundidades menores. El comportamiento de los detectores físicos que aparece representado en la figura para un tamaño de campo de 10 x 10
cm2 y 10 cm de profundidad, se repite sistemáticamente para todos los tamaños de campo y profundidades estudiadas.
En cuanto a las diferencias de los PDDs, se ha encontrado una región de incertidumbre que se extiende
desde la superficie hasta unos 2,5 cm de profundidad.
En esta parte la medida registrada con la cámara de
ionización 0,125 cm3 es un 0,15% menor que la obtenida con el resto de detectores.
Conclusiones: El comportamiento de los detectores
observado tanto para los perfiles como para los rendimientos en profundidad, parece no depender de las características estructurales de los detectores empleados,
sino más bien de su tamaño. Tampoco se aprecian diferencias para los distintos tamaños de campo y profundidades a las que se realiza la medida. Estas dife-
Dosimetría física e instrumentación
177
rencias entre los detectores son muy pequeñas, del orden del 0,05% para los perfiles y del 0,15% para los
PDD y se manifiestan en la zona de penumbra, cubriendo una anchura de 2,5 cm, en el caso de los perfiles y un intervalo de 2,5 cm desde la superficie, en
el caso de los PDD.
Palabras clave: Dosímetros, penumbra, build up, planificadores.
1117
DISPERSIÓN RAYLEIGH Y COMPTON DE
FOTONES DE 20 A 150 KEV EN AGUA
I. MARTÍNEZ-ROVIRA1, J.M. FERNÁNDEZ-VAREA2, B. MIGUEL3
1nstitut
de Tècniques Energètiques. Universitat Politècnica de
Catalunya. Barcelona. 2Facultat de Física (ECM). Universitat de
Barcelona. Barcelona. 3Departamento de Ingeniería Química y
Ambiental. Universidad Politécnica de Cartagena. Murcia.
Introducción: En el intervalo de energías de interés
en diagnóstico con rayos x, entre unos 20 y 150 keV,
los mecanismos de interacción de los fotones con la
materia son el efecto fotoeléctrico, la dispersión elástica (Rayleigh) y la dispersión inelástica (Compton).
Las imágenes se obtienen a partir de fotones que no
han experimentado efecto fotoeléctrico, por lo que
existe una contribución de aquellos que han sido dispersados con o sin pérdida de energía. Normalmente
se considera que estos últimos degradan la imagen,
aunque existe un interés creciente en describir mejor
los fotones dispersados e incluso extraer información
útil de los mismos1. El objetivo del presente trabajo en
curso es el estudio de los procesos de dispersión
Rayleigh y Compton de fotones empleando modelos
avanzados y teniendo en cuenta el carácter molecular
del agua a la hora de evaluar las correspondientes secciones eficaces.
Material y métodos: El formalismo empleado para
tratar los procesos de dispersión elástica e inelástica
de fotones considera a primer orden de perturbaciones
los términos del hamiltoniano de interacción que dependen del cuadrado del potencial vector. En el caso
elástico este método recibe el nombre de aproxima-
178
ción del factor de forma2, mientras que se suele denominar aproximación de impulso3 cuando se refiere a
la dispersión Compton. Ambos requieren conocer la
densidad radial de los electrones del blanco, a partir
de la cual se calculan los factores de forma y los perfiles Compton. Cuando el blanco es un átomo la densidad radial se evalúa a partir de orbitales atómicos
mientras que si es una molécula, como por ejemplo el
agua, se emplean orbitales moleculares. Los orbitales
se han obtenido con el programa GAUSSIAN4 de cálculo electrónico Hartree-Fock, optimizando la combinación lineal de un conjunto de funciones gaussianas
que minimiza la energía del sistema.
Resultados y discusión: Hemos obtenido factores de
forma y perfiles Compton para el agua a partir de los
orbitales atómicos del hidrógeno y del oxígeno así como empleando orbitales moleculares. Con ellos hemos
calculado secciones eficaces elásticas e inelásticas, diferenciales e integradas, en el rango de energías de interés, 20 a 150 keV. Los resultados preliminares indican que en ambos casos (Rayleigh y Compton) las
diferencias entre secciones eficaces calculadas con
densidades atómicas y moleculares son del orden del
1%.
Conclusión: En este trabajo se resumirá el formalismo empleado para describir las interacciones Rayleigh
y Compton de rayos x con la materia. Se presentarán
factores de forma y perfiles Compton del agua, calculados a partir de orbitales atómicos y moleculares, y
las correspondientes secciones eficaces diferenciales
y totales.
Referencias
1. Leclair RJ, Johns PC. A semianalytic model to investigate the potential applications of x-ray scatter imaging.
Med Phys 1998; 25: 1008-20.
2. Kissel L, Zhou B, Roy SC, Sen Gupta SK, Pratt RH.
The validity of form-factor, modified-form-factor and
anomalous-scattering-factor approximations in elastic
scattering calculations. Acta Cryst 1995; A51:271-88.
3. Bergstrom Jr PM, Pratt RH. An overview of the theories
used in Compton scattering calculations. Radiat Phys
Chem 1997; 50: 3-29.
4. Frisch MJ, et al. Gaussian 94, Revision C.2. Pittsburgh
(PA): Gaussian Inc; 1995.
Palabras clave: Rayos x, dispersión Rayleigh, dispersión
Compton.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
DOSIMETRÍA CLÍNICA
2001
ESTUDIO COMPARATIVO
DE LOS RESULTADOS DEL CÁLCULO
DE LA DOSIS EN EL TRATAMIENTO
DEL CÁNCER DE PULMÓN PARA
DIFERENTES ENERGÍAS Y MÉTODOS
DE CÁLCULO EN EL PLANIFICADOR
PINNACLE
P. MÍNGUEZ GABIÑA
Pinnacle parece estar de acuerdo con los cálculos de
Monte Carlo mencionados anteriormente. En los bordes del tumor que limitan con zonas de densidad similar la dosis es menor en los casos con fotones de menor energía. Ambos efectos contribuyen en
direcciones opuestas y dependiendo del área del tumor que limita con zonas de baja densidad el índice
de conformidad (cociente entre el volumen tratado y
el volumen de planificación) obtenido a partir de los
histogramas dosis-volumen de los PTVs es más alto
para altas o para bajas energías.
Referencias
Gurutzetako Ospitalea. Barakaldo.
Introducción: En trabajos publicados en los últimos
años se ha investigado el tratamiento del cáncer de
pulmón con diferentes calidades de radiación, generalmente comparando los tratamientos empleando 6 y
15-18 MV1, 2. La principal conclusión obtenida en dichos trabajos a raíz de cálculos por Monte Carlo es
que debería preferirse la energía más baja frente a las
más altas debido a la significante pérdida de equilibrio electrónico lateral para haces de mayor energía
en medios de baja densidad. Asimismo se ha estudiado que en algunos planificadores este hecho no se observa cuando realizan el cálculo de dosis. En este trabajo se estudiará el resultado del cálculo de diferentes
tratamientos de cáncer de pulmón con el planificador
Pinnacle cuando empleamos energías de 6, 10 y 18
MV.
Material y métodos: Para realizar los cálculos de la
dosis se ha empleado un planificador Pinnacle, y para cada paciente se ha hecho el cálculo con 6, 10 y
18 MeV. El planificador Pinnacle permite utilizar
tres métodos de cálculo, que de menor a mayor complejidad son: "Adaptive Convolve y CC Convolution". En este trabajo se han empleado los métodos
"Adaptive Convolve y CC Convolution". Para las
tres energías se han estudiado las isodosis en diferentes cortes del PTV y los histogramas dosis-volumen del PTV y los órganos de riesgo (principalmente pulmones, corazón y médula). Mediante estos
histogramas se puede observar el porcentaje de volumen del PTV y de los órganos de riesgo que recibe
una cierta dosis.
Resultados y discusión: El análisis de las isodosis en
los diferentes cortes permite observar la caída de dosis en los bordes del tumor que limitan con zonas de
baja densidad según aumenta la energía de los fotones
utilizados. Este resultado del cálculo del planificador
1. DesRosiers et al. Lung cancer radiation therapy: Monte
Carlo investigation of "under dose" by high energy photons. Technology in Cancer Research & Treatment
2004, Volume 3, Number 3.
2. Wang et al. Dosimetric advantage of using 6 MV over
15 MV photons in conformal therapy of lung cancer:
Monte Carlo studies in patient geometries. J Appl Clin
Med Phys 2002; 3: 51-9.
Palabras clave: Cálculo de dosis, equilibrio electrónico lateral.
2002
DESCRIPCIÓN DE UN ÍNDICE DE
COMPARACIÓN DE DISTRIBUCIONES
M. LACRUZ1,2, J. QUERA1,2, M. ALGARA1,2, P. FORO1, A. REIG1.
N. RODRÍGUEZ1, X. SANZ1, L. CRUZ1, J. LOZANO1,
I. MEMBRIBE1, P. VIÑALS1, E. FERNÁNDEZ-VELILLA1
1Institut d‘Oncologia Radioteràpica. Hospital de l‘Esperança.
Barcelona. 2Universitat Pompeu Fabra. Barcelona.
Introducción: Uno de los elementos que conforman
el control de calidad de los haces de radiación y del
sistema de planificación es el análisis de las distribuciones de dosis. Este análisis consiste en muchas ocasiones en la compración de distintas funciones a fin
de evaluar su grado de concordancia. Por este motivo
es importante la utilización de herramientas de contraste que sean simples de utilizar y con resultados
f iables. En el departamento de Radiofísica del
Hospital de la Esperanza hemos desarrollado un índice matemático de comparación de distribuciones denominado gama modificada que se ajusta a estas necesidades.
Material y métodos: Para comparar distribuciones de
dosis no es suficiente usar como criterio de acepta-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
179
ción las diferencias punto a punto ni tampoco la
Distance –to agreement (DTA). Debido a los gradientes de dosis que pueden presentarse, Low1 propone la
utilización del índice γ el cual combina ambos criterios. La limitación de este índice radica en la imposibilidad de distinguir si se produce una sobredosificación o por el contrario una subdosificación en cada
punto evaluado. Nosotros sugerirmos una modificación del índice γ, γ*, consistente en introducir la función “signo”, de módulo unidad. Dicho índice queda
descrito por
donde: Dref es la dosis de referencia en Xref, Dcom es la
dosis a comparar en Xcom y
Referencias
1. Low DA, Harms WB, Mutic S, Purdy JA. A technique
for the quantitative evaluation of dose distributions.
Medical Physics 1998;25: 656-661.
Palabras clave: Matriz detectores, cuñas virtuales.
con
y
2003
La diferencia en dosis será aceptable si |γ*| ≤ 1. Los
puntos con γ∗ > 0 presentan una sobredosificación,
mientras que los puntos con γ∗ < una
subdosificación.
Discusión y conclusiones: La utilización de la γ∗ es
de gran utilidad en la comparación y contraste de
distribuciones. En física médica tiene, por ejemplo,
una aplicación directa en el análisis de los rendimientos en profundidad y los perfiles de dosis, pues
permite:
– Elegir la concordancia en la tolerancia de la medida.
– Conocer el sentido de las desviaciones registras.
– Obtener de forma indirecta valores del tamaño de
campo, región de penumbra y grado de simetría
con un simple análisis de la gráfica.
– Elaborar un histograma del índice γ∗ que nos posibilita una visión global cualitativa del cálculo realizado.
180
ESTIMACIÓN DE DOSIS
EN HISTEROSALPINGOGRAFÍA
M.A. RIVAS1, P. RUIZ1, A. HERNÁNDEZ VITORIA1,2,
E. MILLÁN1, A. GARCÍA1,2, L. NÚÑEZ1
1Servicio de Física y Protección Radiológica. Hospital Clínico
Universitario "Lozano Blesa". Zaragoza. 2Departamento de Pediatría,
Radiología y Medicina Física. Facultad de Medicina. Universidad de
Zaragoza. Zaragoza.
Introducción: La histerosalpingografía (HSG) es una
técnica ginecológica utilizada en los estudios de infertilidad que, a través de los rayos X y mediante la introducción de un contraste, permite visualizar la morfología del útero y de las trompas. Puesto que el
procedimiento se efectúa sobre mujeres en edad fértil,
que además tienen intención de procrear, es de la máxima importancia conocer la dosis de radiación impartida al aparato reproductor femenino. Por otra parte, puesto que el ginecólogo que las lleva a cabo debe
permanecer en el interior de la sala de rayos X durante la emisión de radiación, es también importante estimar la dosis que pueden recibir en órganos de riesgo,
como el cristalino.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Material y métodos: El presente estudio incluye las
HSG correspondientes a un total de 36 mujeres, de
edades comprendidas entre 20 y 40 años (mediana 32
años) llevadas a cabo por cinco ginecólogos diferentes.
Se midió, para cada paciente, el producto dosis-área
(PDA) mediante una cámara de transmisión PTW
Diamentor 3, fijada a la salida del colimador. Se tomó
nota de la técnica utilizada en cada uno de los disparos radiográficos, así como de los de escopia y a partir de estos datos y del PDA, se calculó el valor de la
dosis efectiva y la dosis en útero y ovarios de cada paciente.
La dosis absorbida en cristalino del facultativo se estimó a partir de la lectura de un dosímetro electrónico
Siemens EPD Mk2 colocado sobre su hombro izquierdo1.
Resultados y discusión: En la tabla 1 se muestran las
medianas de los parámetros y técnicas utilizadas por
los diferentes ginecólogos, así como el número de pacientes de cada uno, el producto dosis por área, las
dosis en ovarios y útero y dosis efectiva.
Los valores obtenidos para la muestra total se hallan
en el mismo orden de magnitud que los referidos por
otros autores2,3.
La dosis en cristalino por intervención se ha estimado
solamente en 23 de los casos, siendo la media 20,5
µSv (rango 1-96 Sv). Si anualmente se realizan en el
hospital unas 60 HSG, suponiendo que se hiciera cargo de todas un único ginecólogo y, en cada intervención, recibiese en cristalino la máxima de las dosis
observadas, la dosis total sería unos 6 mSv/año.
Conclusiones: Si es pertinente, en este apartado se
establecerán las principales conclusiones del trabajo
de manera concisa.
La diferencia entre los protocolos seguidos por los diferentes ginecólogos es la responsable de la enorme
variabilidad entre grupos. Aun así, las dosis de radiación impartidas en el protocolo más largo no resultan
significativas desde el punto de vista de efectos deterministas, ni estocásticos.
En cuanto a los ginecólogos, la dosis recibida en cristalino es inferior al límite de público para ese órgano.
Referencias
1. Vañó E y cols. "Radiation exposure to medical staff in
interventional and cardiac radiology". Br J Radiol
1998;71:954-960.
2. Fernández J M, Vañó E, Guibelalde E. "Patient dose in
hysterosalpingography". Br J Radiol 1996;69:751-754.
3. Gregan A C M y cols. "Patient dosimetry in hysterosalpingography ". Br J Radiol 1998;71:1058-1061.
Palabras clave: Dosis radiación, histerosalpingografía,
protección radiológica.
2005
APLICACIÓN DEL PROTOCOLO
NACIONAL DE CONTROL DE
PLANIFICADORES A UN PLANIFICADOR
A. GARCÍA ROMERO, E. MILLÁN CEBRIÁN, J. SÁNCHEZ
JIMÉNEZ, L. NÚÑEZ MARTÍNEZ, M. CANELLAS ANOZ, J. RUIZ
POMAR
Servicio de Física y Protección Radiológica. Hospital Clínico
Univesitario "Lozano Blesa". Zaragoza.
Introducción: Tras la publicación por parte de la
SEFM del protocolo para control de calidad en sistemas
de planificación de terapia con radiaciones ionizantes
nos hemos planteado cuál puede ser la utilización práctica del mismo y hemos recopilado las pruebas (sólo las
concernientes a radioterapia externa) que se practicaron
al planificador PCRT3D de nuestro hospital desde el
momento en que se empezó a gestar el protocolo hasta
la actualidad. Hemos obtenido una serie de resultados
que a modo de ejemplo pretenden ser una guía sobre
Tabla 1. Resumen de datos de las exploraciones
Ginecólogo
Número Peso
pacientes (Kg)
Edad
(años)
KVp
Nº T Escopia
PDA
D.Ovarios D.utero
Placas
(min) (cGy.cm2) (mGy) (mGy)
D.efectiva
(mSv)
1
21
60
32
75
7
1,5
1057
6,43
10,8
3,54
2
8
60
34
70
2
0,8
403
2,02
3,6
1,21
3
3
56
31
70
4
1,4
685
3,49
6,1
2,11
4
2
62
29
72
5,5
1,4
800
4,07
7,1
2,465
5
1
54
29
69
5
1,8
771
3,69
6,5
2,27
36
60
32
73
6
1,35
820
4,3
7,5
2,6
Total
muestra
Dosimetría clínica
181
cómo afrontar la completa descripción que se presenta
en el protocolo. Además se han diseñado una serie de
pruebas periódicas globales (diarias, mensuales y tras
cambio de software) que acompañadas de un procedimiento permiten verificar de manera rápida los apartados más importantes del documento.
Material y métodos: Para el control de calidad del
planificador PCRT3D (actualmente versión 5.0) se
han utilizado un gran número de herramientas a nuestro alcance: Escáner GE-HiSpeed, maniquís RMI, maniquí de QC de GE para escáner, cámaras de ionización tipo Farmer y planas, diodos, heterogeneidades
de diferentes materiales, films EDR2, escáner digitalizador de placas y maniquí GE de QC en resonancia
magnética. La verificación del planificador contempla
dos tipos de pruebas: Aceptación y pruebas periódicas. Las pruebas de aceptación siguen el protocolo y
las pruebas periódicas se clasificaron en diarias, mensuales y tras cambios de software del sistema y para
ellas se prepararon tres procedimientos de verificación. De este modo las pruebas realizadas quedan clasificadas así:
Aceptación: Se dividen en los mismos 5 apartados básicos para radioterapia externa del protocolo: Sistema
Informático, Diseño y Modelado de Unidades y
Haces de Radiación, Adquisición de Datos
Anatómicos, Dosimetría de Haces y Presentación y
Transferencia de Datos y Resultados.
Diaria: Constancia de las unidades de tratamiento
(datos de las unidades, isocurvas y unidades monitor
en casos de referencia), impresión de datos, impresión
de curvas y bloques, funcionamiento general del sistema. El control de calidad diario se completa con el
cálculo redundante de cada plan de tratamiento con un
programa preparado en nuestro servicio.
Mensual: Funcionamiento de la base de datos,
Transferencia de datos CT, Conversión de números
CT a densidad electrónica, Herramientas de medida y
Cálculo de volúmenes, Def inición de contornos,
Generación de estructuras, Herramientas de automargen, Diseño de haces y Constancia de perfiles calculados en un maniquí de referencia.
Cambio de software: Aquellas pruebas que según la
casa suministradora se vean afectadas por el cambio
de software de acuerdo con un formulario preparado
para la ocasión. Entre otros existen procedimientos
para Fusión de imagen, Control de calidad del escáner
de placas, Cálculo de parámetros radiobiológicos y
también existen datos de referencia medidos para
comprobar el comportamiento de los algoritmos de
cálculo para todas las pruebas def inidas en
Dosimetría de Haces.
182
Resultados: Las pruebas de aceptación realizadas de
acuerdo con el protocolo cumplieron todas las tolerancias en él definidas excepto en algunos casos en el
apartado de dosimetría de haces donde o bien el algoritmo de cálculo no era los suficientemente exacto en
casos de heterogeneidades de alta y baja densidad o
bien las tolerancias eran demasiado exigentes (electrones).
En cuanto a las pruebas periódicas han mostrado eficacia al detectar pequeños cambios en el algoritmo de
cálculo y errores en la importación y exportación de
datos motivados por el cambio de formatos en los archivos involucrados.
Conclusiones: La realización exhaustiva de las pruebas del protocolo se recomienda para la aceptación de
un nuevo planificador. Es una tarea larga y compleja,
donde hay involucradas un gran número de medidas y
supone muchas horas delante del planificador. Por
ello, para el control de calidad periódico del mismo es
necesario definir una serie de procedimientos globales
que abarcan diferentes pruebas de una sola vez y que
suelen implicar un repaso de la cadena desde la toma
de imágenes del paciente hasta que el plan correspondiente se exporta a las unidades de tratamiento.
Además, se debe prestar especial atención a los cambios de software donde la información sobre qué ha
cambiado por parte del suministrador ha de estar clara
para poder ser verificada.
Referencias
1. Delgado JM, García F, Millán E: Protocolo para control
de calidad en sistemas de planificación de terapia con
radiaciones ionizantes. Editores. Ramírez de Arellano
Editores SL. 2005.
Palabras clave: Planificador, control de calidad.
2006
INFLUENCIA DEL MOVIMIENTO DE LA
PRÓSTATA DURANTE UN TRATAMIENTO
RADIOTERÁPICO EN LA PROBABILIDAD
DE CONTROL TUMORAL (TCP)
J.A. FONT GÓMEZ1, F. PIZARRO TRIGO1, J. SÁNCHEZ
JIMÉNEZ1, A. HERNÁNDEZ VITORIA1,3, S. NAVARRETE
CAMPOS2,3, F. FUERTES GRASA2
1Servicio
de Física y Protección Radiológica. Zaragoza. 2Servicio de
Oncología Radioterápica. Hospital Clínico Universitario Lozano
Blesa, Zaragoza. 3Área de Radiología y Medicina Física, Facultad de
Medicina. Universidad de Zaragoza.
Introducción: En el tratamiento radioterápico del
cáncer de próstata la posición de los órganos a tener
en cuenta respecto a los haces de radiación que se han
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
planificado, varía a lo largo del mismo. Este cambio
puede asociarse, por un lado, al movimiento inevitable
de dichos órganos dentro del paciente y, por otro, a su
colocación en cada sesión de tratamiento.
El objetivo de este trabajo ha sido estudiar la influencia de dicho cambio en el histograma dosis volumen
del tratamiento y en la probabilidad de control tumoral.
Material y método: Se ha tomado una muestra de
seis pacientes en los que se ha planificado el tratamiento en un volumen que engloba la glándula prostática y las vesículas seminales. Las dosis absorbidas
prescritas han sido de 7800 cGy repartidas en cinco
sesiones por semana, de 200 cGy cada una. A dichos
pacientes se les ha realizado una TAC semanal a lo
largo de todo el tratamiento, de forma que el número
total ha sido de 62 para el conjunto de los pacientes.
En cada una de ellas se ha contorneado de nuevo el
CTV, PTV, vejiga, recto y cabezas femorales.
Usando las radiografías reconstruidas digitalmente a
partir de las TAC en un sistema de planificación de
tratamientos PCRT3D (Técnicas Radiofísicas, S.L.),
se han valorado semanalmente los cambios en la posición del CTV respecto a los haces de radiación planificados inicialmente sobre la primera TAC.
Los cambios debidos a la colocación de cada paciente en cada sesión se han determinado analizando la
variación de posición de las estructuras óseas en cada
estudio realizado. Una vez corregidos éstos, se han
podido estudiar los debidos al movimiento interno de
los órganos analizando la variación de la posición del
centro de masas del CTV con respecto al determinado
en la primera TAC (TAC de planificación).
También se ha estudiado la influencia que tendría en
el histograma dosis-volumen del CTV de cada paciente, en particular en el valor que recibe al menos el
95% de la dosis prescrita (V95), así como en la probabilidad de control tumoral (TCP), el hecho de desplazar al paciente para corregir los cambios de posición
provocados por esas dos diferentes causas.
Resultados y discusión: Las variaciones en la posición del paciente relacionadas con su colocación a lo
largo de las distintas sesiones de tratamiento se distribuyen al azar en los tres ejes de coordenadas y han tenido valores medios que han oscilado para cada paciente entre 4.2 y 7.1 mm, mientras que los debidos al
movimiento del centro de masas del CTV han oscilado entre 2.8 y 6.5 cm. En este último caso, la tendencia favorable del movimiento ha sido en la dirección
antero-posterior del paciente. Los valores encontrados
son del orden de los publicados por otros autores.
Se ha encontrado que los valores de la TCP son muy
sensibles a la presencia de zonas "frías" de dosis, aún
de pequeño volumen, en cambio el V95 no.
El hecho de corregir las coordenadas de la mesa para
que el centro de masas del CTV esté siempre en el
mismo lugar dentro de los haces de radiación planificados, nos ha conducido a los mejores resultados, habiendo sido el grado de mejora en la TCP distinto en
cada paciente. Hemos comprobado que dicha corrección no asegura que, a lo largo de todo el tratamiento,
el V95 reciba la dosis prescrita porque también la forma de la próstata puede variar.
En caso de no hacer ninguna corrección, los pacientes
en los que se encuentran valores de TCP más bajos se
corresponden con aquellos en que las vesículas seminales se han desplazado respecto a la situación inicial,
encontrándose en la zona límite de algún campo de
tratamiento. Esto es debido a que tienen mayor capacidad de movimiento que la glándula prostática.
Conclusiones: Es importante determinar las variaciones de posición del CTV a lo largo del tratamiento radioterápico de la próstata y tenerlas en cuenta en la fijación de los márgenes para delimitar el PTV.
El hecho de modificar la posición del paciente para
corregir por dicho cambio de posición previamente a
la administración de cada sesión de tratamiento mejoraría notablemente los resultados del mismo pero para
lograr administrar la dosis prevista en la etapa de la
planificación también puede ser necesario modificar
en cada sesión la forma de los campos, lo que actualmente se considera inviable.
Palabras clave: Próstata, movimiento, TCP, V95.
2007
DOSIMETRÍA CLÍNICA DE UN PACIENTE
CON SARCOMA DE EWING VERTEBRAL
CON IMPLANTE DE TITANIO
P. CABRERA1, J.C. MATEOS2, M.J. ORTIZ1, M. HERRADOR2
1Servicio de Oncología Radioterápica. 2Servicio de Radiofísica
Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen del Rocío. Sevilla.
Introducción: La planificación radioterápica de pacientes que poseen implantes metálicos requiere especial consideración por los artefactos presentes en las
imágenes obtenidas por los tomógrafos computarizados convencionales y por el proceso de saturación de
números CT correspondientes a las altas densidades de
estos materiales. La dosimetría clínica de estos pacien-
Dosimetría clínica
183
tes debe realizarse tratando de aplicar procedimientos
que eviten la infradosificación del volumen blanco. En
el trabajo efectuado se presenta una solución para los
casos en los que pueda conocerse el tipo de implante y
se aplica este procedimiento a un paciente tratado con
anterioridad al desarrollo de este método.
Material y métodos: Los tomógrafos convencionales
disponen de un límite máximo de unidades
Hounsfield que, si bien es aceptable para los tejidos
de mayor densidad del organismo, es insuficiente para
los implantes de titanio, acero y aleaciones de cromomolibdeno-cobalto. La planificación radioterápica 3D
de los pacientes a los que se les han incorporado estos
materiales, exige el conocimiento de sus densidades
electrónicas o físicas para incorporarlos al sistema de
planificación. En el trabajo desarrollado se ha efectuado un estudio tomográfico de estos materiales aislados, con el fin de determinar a través del sistema de
planificación, los parámetros de ventana y autocontorno que mejor reproduzcan sus dimensiones reales.
Conocidos estos valores, puede definirse automáticamente el volumen del implante y asignar la densidad
del mismo a la región de interés correspondiente, para
calcular la atenuación del implante en las planificaciones de pacientes que los posean.
Resultados y discusión: Se ha realizado un análisis
comparativo de la planificación radioterápica de una
paciente menor de edad que se trató hace dos años de
un sarcoma de Ewing localizado en las vértebras lumbares y primeras sacras. Presentaba un implante tubular de titanio para fijar la zona mencionada. En aquel
instante no se corrigió por la densidad del implante.
Efectuada de nuevo la dosimetría clínica con los mismos campos de tratamiento y aplicando el método
descrito, se ha verificado que el GTV y el PTV poseen unas zonas de 23,5 cm3 (6,2%) y 6,6 cm3 (1,1%)
respectivamente, donde la dosis impartida ha sido inferior a la prescrita. Asimismo, tanto el GTV como el
PTV recibieron dosis inferiores al 5 % de la misma,
en zonas de 1,2 cm3 y 0,1 cm3 respectivamente.
Conclusiones: Esta paciente presenta en la actualidad
enfermedad local y a distancia, y dado los resultados
de la dosimetría clínica mencionados anteriormente,
es muy difícil determinar si la recidiva local se debe a
la alta agresividad del tumor o a la pérdida de control
tumoral por la existencia de zonas infradosificadas.
Por tanto, aunque se intente evitar la prótesis mediante distintas incidencias del haz, no siempre factible
por la presencia de órganos críticos, es importante
solventar el problema de la saturación de números CT
creado en los tomógrafos convencionales, para evitar
zonas de infradosificación en el volumen blanco.
184
Referencias
– Coolens C, Childs P. "Calibration of CT Hounsfield
units for radiotherapy treatment planning of patients
with metallic hip prostheses: the use of the extended CT
scale". Physics in Medicine and Biology 2003;48: 15911603.
Palabras clave: Dosimetría clínica, implantes metálicos,
artefactos en la imagen.
2008
APLICACIÓN DE DISTINTAS
HERRAMIENTAS DE FUSIÓN PARA LA
SIMULACIÓN Y PLANIFICACIÓN DE
PACIENTES CON CÁNCER DE PULMÓN
N. RODRÍGUEZ1, M. LACRUZ1,2, X. SANZ1, P. FORO1, A. REIG1,
E. FERNÁNDEZ- VELILLA1,2,J. LOZANO1, I. MEMBRIVE1,
J. QUERA1,2, P.M. VIÑALS1, J.L. LÓPEZ1, R. JIMÉNEZ1,
M. ALGARA1,2
1Hospital
de l'Esperança. Barcelona. 2Universitat Pompeu Fabra.
Barcelona.
Introducción: Con el fin de tener una buena visualización y delimitar así correctamente el GTV en los
pacientes afectos de cáncer de pulmón es preciso modificar constantemente en los cortes de TC los distintos parámetros L/W en tejido pulmonar y mediastínico. Por otro lado, también es de gran utilidad para la
simulación y posterior planificación, la información
de las imágenes fusionadas de los TC previos y posteriores a la quimioterapia debido a los cambios morfológicos que ésta produce en el GTV.
Material y métodos: En el Institut d'Oncologia
Radioteràpica tenemos desde junio de 2005 el sistema
de planificación Oncentra Master Plan en el cual hemos desarrollado distintas posibilidades de utilización
de las herramientas de fusión.
a) Fusión TC - TC con parámetros L/W de densidad
pulmón y mediastino. Dos series idénticas de imágenes TC de un mismo paciente se importan correlativamente al planificador. La ventana principal
muestra los cortes de CT en los parámetros L/W
de densidad pulmón (ventana 1.600 unidades
Houndsfield (HU), nivel -600 HU). Otra ventana
superior derecha muestra las mismas imágenes con
características de densidad mediastino (ventana
400 HU, nivel 40 HU). Ambas series son fusionadas usando un algoritmo de fusión "identity", pues
tanto los contornos, como el origen DICOM de coordenadas coinciden exactamente. Así, es muy
práctico contornear los volúmenes y editar los contornos de cada TC ya sea con las características de
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
densidad pulmón o mediastínica sin tener que
cambiar cada vez de serie y de corte en la ventana
principal. De esta manera, según la localización
del tumor, simplemente moviendo la barra de separación podemos observar la ventana correspondiente.
b) Fusión de imágenes TC pre y post tratamiento de
quimioterapia. Mediante un algoritmo de "mutual
information" se procedió a la fusión de imágenes
de escáner previas y posteriores al tratamiento quimioterápico. Esto permitió por un lado contornear
el GTV en las imágenes TC de simulación tal y como era originalmente, y al mismo tiempo obtener
una herramienta objetiva de evaluación de la respuesta al tratamiento.
Resultados: Desde noviembre de 2005, todos los pacientes afectos de cáncer de pulmón que hemos tratado en el servicio han sido planificados utilizando el
primer método de fusión TC - TC. Gracias a ello, hemos conseguido una mejor definición del volumen de
tratamiento así como una optimización en el tiempo
de utilización del planificador.
Por otro lado en enero de 2006 empezamos a realizar
las planificaciones utilizando el segundo tipo de fusión TC - TC, lo que nos ha permitido contornear un
GTV mucho más ajustado al volumen de tumoral original.
La incorporación de las imágenes obtenidas por la
FDG - PET, por toda la información adicional que supone, es de vital importancia para la optimización de
este estudio. Nuestro planificador permite, por el momento, únicamente la fusión de dos conjuntos simultáneos de imágenes, por lo que para utilizar las imágenes del PET debemos fusionar series dos a dos.
Estamos a la espera de que el software permita la fusión correlacionada de tres series de imágenes.
Conclusiones: Delimitar correctamente el volumen
GTV es de vital importancia para garantizar un tratamiento óptimo en radioterapia. Para ello, en este trabajo proponemos un procedimiento cómodo, rápido y
muy sencillo que puede ser usado de forma rutinaria,
que facilita el uso apropiado de las características
L/W de las ventanas de visualización y que en definitiva, al minimizar la incertidumbre, permite un ajuste
más exacto al volumen tumoral real.
Creemos necesario insistir en la importancia de que
los planificadores puedan fusionar más de dos series
de imágenes simultáneamente, por ejemplo TC-TCPET o TC-TC-RNM.
Palabras clave: Fusión TC, GTV.
2009
SIMULACIÓN MONTE CARLO DE
TRATAMIENTOS CON RADIOTERAPIA
ESTEREOTÁXICA EXTRACRANEAL DE
TUMORES DE PULMÓN
V. PANETTIERI1, G. BERIT WENNBER2, G. GAGLIARDI2,
M. AMOR DUCH1, M. GINJAUME1, I. LAX2
1Institut
de Tècniques Energètiques. Barcelona. 2Dep. of Hospital
Physics, Karolinska University Hospital and Karolinska Institutet,
Stockholm, Sweden.
Introducción: En la radioterapia estereotáxica extracraneal (SBRT) (Lax 1994) de tumores de pulmón
existen principalmente dos problemas en el cálculo de
dosis con los sistemas de planificación disponibles: la
limitada precisión de los algoritmos de cálculo en presencia de tejidos con densidades muy diferentes y los
movimientos debidos a la respiración del paciente durante el tratamiento. El objetivo de este trabajo ha sido llevar a cabo la simulación con el código Monte
Carlo (MC) PENELOPE de la distribución de dosis
en tumores de pulmón en casos representativos de tratamientos con SBRT teniendo en cuenta los movimientos respiratorios y su comparación con los resultados de diversos planificadores, los cuales no tienen
en cuenta dichos movimientos.
Material y métodos: En este trabajo se ha estudiado
un tratamiento consistente en cinco haces de fotones
de 6 MV generados por un acelerador Varian Clinac
2100CD. Este corresponde a un caso representativo
del tratamiento habitual de SBRT de un tumor de
for ma simétrica en el Karolinska University
Hospital. Asimismo, y con el fin de simplificar la
geometría del problema se ha considerado un maniquí de sección pentagonal que reproduce el tórax, el
pulmón y dos tumores esféricos con diámetros de 2
y 5 cm, respectivamente, ubicados en el centro del
maniquí, de tal modo que los haces inciden de forma
perpendicular a las caras del maniquí y se mantiene
una distancia fuente-superficie fija. Los haces de radiación se han simulado mediante el código PENELOPE teniendo en cuenta los elementos que forman
parte del cabezal del acelerador y los bloques que
conforman los haces. Dichos haces se han empleado
para la obtención de los resultados MC de perfiles
de dosis y histogramas dosis volumen (DVH) en los
diferentes volúmenes de interés. Las simulaciones se
han llevado a cabo para un caso estático y para el caso dinámico incluyendo los movimientos debidos a
la respiración (Lax 2006) y se han comparado con
los resultados obtenidos con tres planificadores comerciales, dos basados en el algoritmo pencil beam
Dosimetría clínica
185
(PB), TMS-HELAX (Nucletron, Sweden) y Eclipse
(Varian Medical Systems) y uno basado en el algoritmo Collapsed Cone (CC), Pinnacle (Philips).
También se han obtenido resultados para el algoritmo Analytical Anisotropic Algorithm (AAA) implementado en Eclipse.
Resultados y discusión: Los resultados obtenidos para el caso estático (sin movimiento respiratorio) ponen
de manifiesto que, en comparación con MC, la dosis
(Gy/MU) calculada por los planificadores en el tumor
tiene una precisión del 2-3%. En la zona de interfase
entre tumor y tejido pulmonar, los planificadores basados en el algoritmo PB sobreestiman la dosis en un
10% mientras que el algoritmo CC la subestima en un
3-4%. Los resultados de la simulación mediante MC
de los movimientos respiratorios indican que los resultados de los planificadores son suficientemente
precisos en el tumor si bien en la interfase hay una
mayor sobreestimación de la dosis en comparación
con el caso estático. Estos resultados son compatibles
con la experiencia clínica adquirida en 15 años en el
Karolinska University Hospital, que demuestra un
control local del tumor muy alto con una toxicidad
baja en el tejido pulmonar.
Referencias
– Lax I, Blomgren H, Naslund I, Svanstrom R. Stereotactic radiotherapy of malignancies in the abdomen.
Methodological aspects. Acta Oncol 1994;33: 677-83.
– Lax I, Panettieri V, Wennberg B, Duch MA, Baumann I
NP, Gagliardi G. Dose distributions in SBRT of lung tumours: Comparison between two different treatment
planning algorithms and Monte-Carlo simulation including breathing motions Acta Oncologica 2006;45: 978988.
Palabras clave: Monte Carlo, Radioterapia Estereotáxica
extracraneal, pulmón, distribuciones de dosis, planificadores.
2010
MODELIZACIÓN E IMPACTO
DOSIMÉTRICO DE LA INCERTIDUMBRE
DE LA POSICIÓN DEL PACIENTE EN
RADIOTERAPIA
J. SÁNCHEZ JIMÉNEZ1, J.A. FONT GÓMEZ1,2, L. NÚÑEZ
MARTÍNEZ1, J. RUIZ POMAR1, A. GARCÍA ROMERO1,
A. HERNÁNDEZ VITORIA1, P. RUIZ MANZANO1, M.Á. RIVAS
BALLARÍN1
1Hospital Clínico Universitario Lozano Blesa, Zaragoza. 2Hospital
Txagorritxu. Vitoria-Gasteiz.
Introducción: Debido a la tendencia actual a mejorar
la precisión en la conformación en radioterapia
186
(IMRT), se hace cada vez más importante evaluar el
impacto de la incertidumbre de la posición del órgano
blanco y los órganos de riesgo debida a los movimientos del paciente durante y entre las distintas fracciones. Dicha evaluación nos permite a su vez establecer
criterios de estabilidad de una planificación ante esta
incertidumbre así como fijar unos márgenes de irradiación o, yendo más allá, conformar el mapa de dosis
a la probabilidad de presencia de los órganos en los
distintos puntos del paciente.
Material y métodos: Se han analizado 6 pacientes
con cáncer de próstata a los cuales se les ha realizado un CT semanalmente sumando un total de 62
para todos los pacientes. Se ha solicitado a los radioterapeutas que contorneen el órgano blanco
(CTV) de nuevo en cada CT. A continuación se ha
analizado el desplazamiento entre los diferentes
CT, tanto de las referencias óseas, como del órgano
blanco (CTV) y órganos de riesgo. Se ha reproducido el tratamiento original para cada paciente en el
planificador evaluando la diferencia en la dosimetría (V95) y en la probabilidad de control tumoral
(TCP) del CTV.
Con todos los datos de los desplazamientos se ha
construido un modelo teórico basado en funciones
analíticas de traslaciones rígidas que reproducen la
probabilidad de presencia del órgano blanco durante
las diferentes sesiones del tratamiento. Dada la alta
complejidad y aleatoriedad de los movimientos de la
próstata por la combinación de movimientos internos
de los órganos así como deformaciones elásticas del
mismo, se ha aplicado este modelo a enfermos de cabeza y cuello donde en una primera aproximación nos
podemos restringir a los desplazamientos rígidos debidos a la colocación del paciente. Usando dicho modelo teórico se ha creado una aplicación de software
capaz de leer las dosis en un plano significativo a partir de una imagen en formato bmp y la escala de dosis
del planificador. Aplicando una aproximación adiabática (suponiendo que la distribución de dosis en el paciente no se modifica significativamente respecto al
nuevo punto de entrada salvo desplazamientos) y realizando una convolución del mapa de dosis con la función de probabilidad de presencia, dicho programa
evalúa la dosis que recibiría el CTV si se ajustase al
comportamiento teórico. Paralelamente se ha hecho
una simulación en 3D reproduciendo el tratamiento en
el sistema planificador pero realizando desplazamientos discretos en cada dirección para verificar la validez de la aproximación adiabática. Se han valorado
las diferencias del TCP y la probabilidad de complicaciones de tejido sano (NTCP) respecto a la planificación original.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Resultados y discusión: En los CT realizados a pacientes de próstata se ha reflejado una desviación típica del movimiento interfracción de acuerdo a referencias óseas de entre 4,2 y 7,1 mm con una distribución
direccional aleatoria. Así mismo el movimiento debido a variaciones internas del paciente no presentaba
correlación con el desplazamiento de referencias óseas y refleja desviaciones estándar de entre 2,8 y 6,5
mm fundamentalmente en la dirección ántero-posterior. Las variaciones en la dosis recibida se reflejan a
través del porcentaje de volumen que recibe el 95%
de la dosis prescrita (V95) y ésta puede llegar a caer
hasta un 40% en una sóla sesión y un 13% como promedio de todas ellas. Por su parte el TCP puede caer
hasta un 85% en una sesión y hasta un 30% al final
del tratamiento.
En la implementación del modelo teórico de desplazamientos se ha utilizado una función gaussiana con anchura a mitad de altura de 5 mm como se dedujo del
anterior estudio. Los resultados obtenidos mediante la
simulación bidimensional con la aproximación adiabática concordaron con los obtenidos mediante planificación 3D con desplazamientos en sendas direcciones (obtenido como la media de los desplazamientos
en cada dirección) en un 5% como máxima diferencia
entre puntos del HDV.
El impacto de estas variaciones de la posición en la
dosimetría supone una reducción del TCP del 9% respecto al obtenido con la planificación original, así como un aumento del NTCP de hasta un 62% para la
médula en casos muy extremos. Las variaciones entre
la dosis planificada y la calculada según el modelo
suponen un descenso del V95 de un 8% al final del
tratamiento.
Conclusiones: A la vista de los resultados y dado
que la corrección de los desplazamientos a diario y
dentro de la sesión se hace inviable en la práctica
en la actualidad, es recomendable establecer un método para valorar las incertidumbres de posicionamiento propias de cada centro y para cada patología
para poder asignar un margen adecuado de planificación. Eso es de especial importancia en tratamientos con un alto índice de conformación y dosis
impartidas elevadas. Por otro lado también es recomendable la utilización de una herramienta informática que nos permita valorar la estabilidad de
una planificación frente a las incertidumbres en la
posición del paciente y que nos permita reflejarlo
en el histograma.
Referencias
1. Balter JM et al."Evaluating the influence of setup uncertainties on treatment planning for focal liver tumors".
Int J Radiat Oncol Biol Phys 2005;63:610-4.
2. Langen KM et al. "Organ motion and its management",
Int J Rad Oncol Biol Phys 2001;50: 265-278.
3. Stapleton S et al. "Implementation of random set-up
errors in Monte Carlo calculated dynamic IMRT treatment plans". Phys Med Biol 2005;50:429-39.
4. Golightly A et al. "Bayesian Inference for Stochastic
Kinetic Models Using a Diffusion Approximation".
Biometrics 2005;61: 781-788.
5. Weinberg R, et al. "Dosimetric uncertainties of three-dimensional dose reconstruction from two-dimensional
data in a multi-institutional study". J Appl Clin Med
Phys 2004; oct:15-28.
Palabras clave: Movimiento, incertidumbre, posición, dosimetría, convolución, V95, TCP, NTCP.
2011
ESTUDIO COMPARATIVO DEL USO DE
MLC FRENTE A BLOQUES DE
CERROBEND EN EL TRATAMIENTO DE
ORL CON UN A.L. PRECISE DE LA FIRMA
ELEKTA
S. GARCÍA REPISO, R. JIMÉNEZ ROJAS, D. PEDRERO DE
ARISTIZÁBAL, S. GÓMEZ CORES, M.A. INFANTE UTRILLA,
M.A. LÓPEZ BOTE
Sevicio de Dosimetría Radioprotección, Hospital General
Universitario Gregorio Marañón. Madrid.
Introducción: Se han comparado 7 tratamientos de
ORL (Ca epidermoide de cavidad oral y/o faringe con
indicación de incluir cadenas cérvico-supraclaviculares bilaterales) realizados con multiláminas y con bloques de cerrobend, con la intención de valorar ventajas e inconvenientes desde los puntos de vista tanto
técnico como dosimétrico.
Material y métodos: Las dosimetrías clínicas se
han realizado con un planificador XiO versión 4.3.1
de CMS, con algoritmo de superposición, para un
acelerador PRECISE de Elekta con un MLC de 40
pares de láminas con 1 cm de proyección en isocentro. La técnica de tratamiento consiste en 6 hemicampos con isocentro compartido: uno anterior con
protección medular para las cadenas supraclaviculares y 5 campos en la zona de la cavidad oral (dos laterales, dos oblicuos con protección medular y otro
posterior también protegido). La valoración de la
transmisión se ha realizado sobre un maniquí de
metacrilato con una cámara de ionización cilíndrica
tipo Farmer NE 2579 y un electrómetro PTW UNIDOS E.
Resultados y discusión: Se han comparado los histogramas dosis-volumen obtenidos para cada caso
clínico, observando que el grado de cubrimiento del
Dosimetría clínica
187
PTV no difiere en más de un 1%. De igual forma, la
diferencia en la dosis máxima en médula es menor
que 1 Gy, teniendo en cuenta que la referencia tomada como límite de dosis máxima en médula son 45
Gy.
El hecho de utilizar para la conformación de los campos de los citados tratamientos multiláminas en lugar
de bloques de cerrobend supone una complicación
técnica debida a las restricciones existentes sobre el
posicionamiento de las láminas:
través del gap entre láminas opuestas no se tendría
transmisión sino radiación directa.
Conclusiones: Las discrepancias dosimétricas en
HDV encontradas en la comparación de tratamientos
utilizando conformación con bloques de cerrobend y
MLC no son relevantes, por tanto, la única diferencia
significativa entre ambos procedimientos radica en las
dificultades técnicas mencionadas.
Palabras clave: Multiláminas, conformación, ORL.
• Debe existir un gap entre láminas opuestas y sus adyacentes para evitar colisiones.
• La colimación en la dirección "Y" está compuesta
por las multiláminas y un diafragma de backup situado bajo las mismas con la finalidad de reducir la
transmisión interlámina.
Asi, el hecho de proteger la médula con el campo
anterior supraclavicular supone la existencia de una
zona con transmisión debida exclusivamente al diafragma de backup y no al conjunto del diafragma y
las multiláminas. Se ha valorado esta transmisión
resultando 4,9 y 6,6 veces mayor para el colimador
de backup que para el conjunto de colimador y multiláminas para fotones de 6 y 15 MV respectivamente.
Por tanto, esta zona no debe coincidir con la unión de
campos para evitar una contribución innecesaria de
dosis en la médula, sino que se ha de situar en el límite opuesto a la unión de campos (fig.).
2012
CONTROL DE CALIDAD DE UN SISTEMA
DE PLANIFICACIÓN APLICADO AL
ALINEAMIENTO DE CAMPOS
EN MEDULOBLASTOMA
M.A. INFANTE UTRILLA, D. PEDRERO DE ARISTIZABAL,
R. JIMÉNEZ ROJAS, M.A. LÓPEZ BOTE, S. GÓMEZ CORES,
R. LINARES DOBLADO
Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General
Universitario Gregorio Marañón. Madrid.
Introducción: Los tratamientos de meduloblastoma
se suelen plantear con un campo posterior y dos campos laterales 90º y 270º, empleando dos isocentros
distintos, uno para el campo posterior y otro para los
dos laterales. Surge el problema de hallar exactamente
el giro de mesa y giro de colimador en los campos laterales para acoplar la divergencia del haz de estos
campos a la divergencia del haz del campo posterior.
Este acoplamiento se realiza para evitar solapamientos de campos o la presencia de un "gap".
En el sistema de planificación estos giros se realizan
de forma visual apoyados en la visión sagital y coronal hasta conseguir el acoplamiento de todos los campos.
Nos proponemos disponer una herramienta que confirme que los ángulos de giro de colimador y mesa
sean los correctos y de esta forma tener una verificación de lo realizado de forma visual.
Fig. 1.
Además de los problemas técnicos observados, pueden existir otros referidos al sistema de planificación
en lo que a la exportación del tratamiento se refiere
ya que hay planificadores que en el proceso de exportación del tratamiento mueven el colimador de
backup, posicionándolo conforme a la lámina más retirada respecto al centro del campo, de forma que a
188
Material y métodos: Basados en los artículos de
Siddon1 y Petti2, se ha desarrollado una herramienta
informática que calcula de forma exacta los ángulos
de giro del colimador y mesa para cada campo lateral.
Los datos de entrada necesarios son los tamaños de
campo laterales y posterior, que se obtienen de los
datos aportados por el planificador en cada tratamiento. Se utiliza un planificador XIO-CMS, versión
4.3.3.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Resultados y discusión: Los datos aportados por la
herramienta informática comparados con un número
suficiente de tratamientos de meduloblastoma han
confirmado que los giros realizados de forma visual
en el planificador XIO - CMS están en total acuerdo
con los datos exactos proporcionados por el programa
informático, con una precisión de 1º, que se corresponde con la que permite alcanzar el sistema de planificación.
Conclusiones: Podemos usar esta herramienta informática como control de calidad del sistema XIO-CMS
en el tratamiento de meduloblastoma confirmando los
datos obtenidos en el planificador.
Referencias
1. Siddon L. "Solution to treatment planning problems
using coordinate transformations". Med Phys 1981;8:
766-774.
2. Petti L. "Checking monitor unit calculations using coordinate transformations to calculate off-axis distances in
the collimator frame of reference". Med Phys 2002;29:
2763-2766.
Palabras clave: Planif icador, Meduloblastoma,
Alineamiento.
2013
APLICACIÓN DEL CONCEPTO DE DOSIS
EQUIVALENTE UNIFORME
LINEALIZADA PARA LA OPTIMIZACIÓN
EN TRATAMIENTOS DE IMRT
T.P. BOULÉ1, M.I. FUENTES GALLARDO2, R. ARRÁNS LARA3,
A. LEAL PLAZA1, F. SÁNCHEZ-DOBLADO1
1Departamento
de Fisiología Médica y Biofísica. Facultad de
Medicina. Universidad de Sevilla. 2Departamento de Física Atómica,
Molecular y Nuclear. Facultad de Física. Universidad de Sevilla.
3Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Virgen Macarena.
Sevilla.
Introducción: La optimización de tratamientos en
Radioterapia con Intensidad Modulada (IMRT) está
basada habitualmente en criterios físicos1. No obstante, existen propuestas para construir la función
objetivo a partir de criterios basados en el efecto dosis-volumen biológico, tales como la TCP, la NTCP
o la EUD generalizada2. En el caso frecuente de que
nos encontremos con más de un volumen de interés,
las soluciones óptimas difieren según el valor de las
restricciones impuestas, lo que implica la necesidad
de explorar una gran cantidad de soluciones antes de
poder decidir qué plan elegir3. Esto requiere un tiempo de computación que puede llegar a ser incompatible con las exigencias diarias. En este trabajo se utiliza el concepto de EUD linealizada4 para formalizar
al problema de la optimización, se evalúa el ahorro
de tiempo de cálculo que supone emplear esta función como aproximación de la EUD generalizada
(gEUD) y se comparan los resultados obtenidos.
Material y método: Partiendo de unos segmentos
prediseñados para cada patología (class solution), el
problema de optimización planteado consiste en encontrar las fluencias de dichos segmentos que permitan la mayor homogeneidad de la dosis en el volumen
blanco (caracterizada por la desviación estándar de la
dosis respeto a la prescripción) compatible con unas
restricciones de EUD para los órganos de riesgo. Se
ha derivado una relación entre la EUD generalizada y
la linealizada que ha permitido que el problema de la
optimización (que es convexo si se usa la EUD generalizada) sea además cuadrático en el caso de emplear
su aproximación linealizada. Se emplearon algoritmos
de resolución numérica adecuados para cada caso implementados en Matlab 6.5 (The Matworks
Company). Tras variar las restricciones de EUD y los
parámetros de los modelos de EUD, se compararon
las soluciones obtenidas y los tiempos de cálculo correspondientes. Se estudiaron sendos casos de IMRT
de próstata y de cabeza, estableciendo un número de
vóxeles apropiado para obtener una precisión comparable a la del planificador.
Resultados y conclusiones: Para los casos estudiados, existe un buen acuerdo en las soluciones obtenidas por ambos modelos de EUD que, además, no difieren sustancialmente de la optimización obtenida a
partir de restricciones físicas. Sin embargo, el tiempo de cálculo, sin ser excesivo en ninguno de los casos, es del orden de 10 veces mayor en el caso de
emplear la gEUD. En conclusión, la solución basada
en el modelo de EUD linealizada es una alternativa
viable al problema de la optimización en IMRT que
permite una visión más objetiva en el diseño de la
función objetivo en términos de tolerancias radiobiológicas.
Referencias
1. Arrans R, Gallardo M I, Rosello J, Sanchez-Doblado F.
Computer optimization of class solutions designed on a
beam segmentation basis. Radiother Oncol 2003; 69:
315-21.
2. Romeijn HE, Dempsey JF, Li JG. A unifying framework for multi-criteria fluence map optimization models. Phys Med Biol 2004; 49: 1991-2013.
3. Craft D, Halabi T, Bortfeld T. Exploration of tradeoffs in
intensity-modulated radiotherapy. Phys Med Biol 2005;
50: 5857-68.
4. Thieke C, Bortfeld T, Kufer KH. Characterization of dose distributions through the max and mean dose concept. Acta Oncol 2002; 41: 158-61.
Palabras clave: Optimización, EUD, IMRT, próstata.
Dosimetría clínica
189
lativo de tener efectos secundarios rectales grado 2 o
mayor en un factor 2,47.
2014
RADIOTERAPIA EXTERNA 3D
CONFORMADA CONVENCIONAL
FRENTE A RADIOTERAPIA GUIADA
POR LA IMAGEN MEDIANTE
ULTRASONIDOS PARA EL CÁNCER
DE PROSTATA
J.I. TELLO, M.D. CARABANTE, B. GUIX
Fundación IMOR. Barcelona.
Propósito: Validar la técnica de reposicionamiento
mediante ultrasonidos como instrumento de radioterapia guiada por la imagen (US-IGRT) y comparar la
toxicidad aguda con la observada en los pacientes alineados mediante radioterapia conformacional 3D
(3D-CRT) de forma estándar.
Material y métodos: En junio 2005 se inició un estudio dirigido a comparar la toxicidad aguda y el control
bioquímico obtenido tras administrar 76 Gy a la próstata y vesículas seminales en 38 fracciones empleando
PI-3D-CRT o US-IGRT. La dosis en ambos grupos fue
especificada a toda la próstata y raíz de vesículas seminales. En el grupo US-IGRT, tras la corrección del
alineamiento se obtuvieron imágenes ultrasonográficas en los planos axial y sagital. Los volúmenes de
planificación fueron superpuestos a las imágenes ecográficas y ajustados hasta que coincidiesen. La mesa
de tratamiento fue desplazada hasta que el volumen de
tratamiento estuviese en la localización correcta y se
obtuvieron nuevas imágenes ecográficas para verificar
que la nueva posición se correspondía con las imágenes anatómicas y los contornos de planificación. El
sujeto de este análisis preliminar está constituido por
238 pacientes (119 en el grupo 3D-CRT y 119 en el
grupo US-IGRT) incluidos en el estudio. Los efectos
secundarios fueron clasificados en una escala de 1 a 4,
siguiendo los criterios SOMA-LENT con cuestionarios autocumplimentados por los pacientes.
Resultados: Los desplazamientos de la próstata en el
grupo US-IGRT en la dirección superior a inferior, anterior a posterior y izquierda a derecha fueron: 0-2,3,
0-2,1 y 0-1,4 cm respectivamente y los valores medios: 0,98, 0,53, y 0,19 cm respectivamente. Toxicidad
rectal grado 2 o mayor para los grupos 3D-CRT y USIGRT fueron 4,2% y 1,7% respectivamente.
Conclusiones: La US-IGRT se revela como muy útil
en la recolocación diaria de los pacientes, permitiendo
una reducción de los márgenes alrededor de la próstata y de las vesículas seminales. El empleo de márgenes más ajustados supone una reducción del riesgo re190
Palabras clave: Ultrasonidos, IGRT.
2015
CÁLCULO DE DISTRIBUCIÓN DE DOSIS
DE HACES DE ELECTRONES MEDIANTE
TÉCNICAS DE MONTE CARLO.
IMPLEMENTACIÓN EN UN
PLANIFICADOR COMERCIAL
J. JIMÉNEZ1,2, D. LARDIÉS1, P. ORTEGA3, M. CANELLAS4,
J. SEMPAU5
1Técnicas
Radiofísicas S.L., Departamento I+D, Zaragoza. 2Facultad
de Ciencias, Universidad de Zaragoza, Departamento Física Teórica,
Área Física Molecular, Atómica y Nuclear. Zaragoza. 3Servicio de
Radiofísica. Clínica Quirón Floresta. Zaragoza. 4Servicio de Física y
Protección Radiológica. Hospital Clínico Universitario "Lozano
Blesa". Zaragoza. 5Institut de Técniques Energètiques, Universitat
Politècnica de Catalunya. Barcelona.
Introducción: En este trabajo se presenta el desarrollo realizado en el sistema de planificación PCRT-3D
para implementar el cálculo de distribución de dosis
de haces clínicos de electrones mediante técnicas de
Monte Carlo.
Material y métodos: La aplicación se realiza en tres
fases: generación de un espacio de fase, transporte del
espacio de fase a través de modificadores del haz y
del paciente voxelizado y finalmente suavizado de
ruido estadístico.
La primera parte de la simulación consiste en el transporte de partículas a través del cabezal del acelerador
y del aplicador hasta un plano inmediatamente anterior a los bloques conformadores del haz. Para ello se
utiliza el código PENELOPE.
Para la segunda parte de la simulación a través del paciente se ha desarrollado una rutina basada en el código DPM2 que obtiene una matriz tridimensional con
la dosis absorbida en cada voxel.
En la tercera parte, sobre la matriz de dosis se aplica
una rutina de reducción de ruido estadístico basada en
el algoritmo IRON3.
El correcto funcionamiento de los programas de cálculo ha sido comparado en condiciones de homogeneidad y heterogeneidad, por una parte con el código
PENELOPE, ampliamente probado y referenciado, y
por otra con medidas experimentales. De otro lado, la
validez de la implementación de IRON en el módulo
de suavizado está corroborada por un estudio del
comportamiento del parámetro RMSD y por el test de
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
aceptación propuestos en la referencia 3 de la referencias.
Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Virgen de la Victoria.
Málaga.
Para conseguir espacios de fase que reproduzcan la
respuesta del acelerador real se ha llevado a cabo un
ajuste de los parámetros de los que depende el PSF:
energía media inicial, anchura del espectro de energía
inicial, y radio del haz de los electrones primarios. El
ajuste iterativo consiste en la comparación de simulaciones en medios homogéneos y heterogéneos, con
medidas experimentales de rendimientos y perfiles a
diferentes profundidades. El resultado ha sido la obtención de espacios de fase válidos, es decir, una amplia
muestra de las partículas (electrones, fotones y positrones) que alcanzan el plano de recogida en el caso real.
Introducción: La incertidumbre asociada al posicionamiento diario del paciente en la unidad de
tratamiento es una de las principales componentes
de la incertidumbre de la dosis absorbida en radioterapia de haces externos. Se puede estimar mediante simulación directa, muestreando N isocentros desplazados según la distribución de errores
aleatorios observados, y calculando las N distribuciones de dosis. Este método, aunque realista, presenta inconvenientes prácticos para poder llevarlo
a la práctica clínica. Proponemos aproximar las
desviaciones de setup mediante una función de distribución gaussiana, que será utilizada como núcleo de convolución.
Resultados y discusión: El programa de cálculo en
paciente invierte menos de un minuto en la simulación de 106 partículas del PSF correspondiente a un
campo 10 x 10 cm, sobre un volumen de agua compuesto por vóxeles de 5 mm de lado, con un procesador Intel Xeon 3 GHz. Por su parte se ha probado que
la implementación de IRON permite una reducción
del tiempo de cálculo de entre el 30% y el 50% según
los casos.
Conclusiones: Los programas presentados permiten
realizar cálculos con el método de Monte Carlo de dosis depositada en un tratamiento de radioterapia con
electrones con la precisión adecuada, y en tiempos clínicamente aceptables. Esto posibilita que se estén implementando en el planificador comercial PCRT-3D.
Material y métodos: Mediante el sistema de imagen
portal digital Orex PCCR se han medido y estimado
las distribuciones de setup en las localizaciones más
habituales de nuestro centro. Las desviaciones medidas se han aproximado a distribuciones gaussianas
que serán utilizadas como núcleo de convolución. Se
calcula la dosis esperada D*(r), como convolución de
la matriz de dosis asociada a la planificación Dp(r), y
una distribución gaussiana centrada en cero y con desviación igual a la estimada en las medidas del nivel de
setup, N(r)=N(0,σ):
Referencias
1. Salvat F, Fernández Varea JM, Sempau J. PENELOPE
2003 - A Code System for Monte Carlo Simulation of
Electron and Photon Transport, OECD-NEA Data Bank
Issy les Molineaux, France (2003).
2. Sempau J, Wilderman SJ, Bielajew AF. DPM, a fast, accurate Monte Carlo code optimized for photon and electron radiotherapy treatment planning dose calculations.
Phys. Med. Biol 2000; 45: 2263-2291.
3. Fippel M, Nüsslin F. Smoothing Monte Carlo calculated
dose distributions by iterative reduction of noise. Phys
Med Biol 2003;48: 1289-1304.
Palabras clave: Monte Carlo, radioterapia, DPM, PENELOPE, simulación.
2016
INFLUENCIA DE LA INCERTIDUMBRE
DE SETUP EN LA DISTRIBUCIÓN DE
DOSIS ABSORBIDA
A. PÉREZ ROZOS, I. JEREZ SAINZ, J.L. CARRASCO
RODRÍGUEZ
En la práctica el núcleo de convolución es discretizado y renormalizado, y la integración numérica la realizamos entre ± 3σ.
Las matrices de dosis del planif icador Philips
Pinnacle3 (v. 7.4f) se exportan y se realiza la convolución con los núcleos obtenidos particularizados para cada localización anatómica. Las nuevas matrices
de dosis calculadas son introducidas de nuevo en el
planificador para realizar la comparación de las curvas de isodosis y de los histogramas dosis volumen
entre el plan original y el plan modificado. Es posible realizar operaciones adicionales entre las matrices de dosis calculadas, entre ellas se ha considerado
interesante estudiar la desviación típica de la dosis
esperada:
Introducida en el planificador, visualizada junto con
la distribución de dosis, y aplicando el teorema del límite central, permite valorar zonas en las que las in-
Dosimetría clínica
191
certidumbres de dosis absorbida pueden afectar a la
decisión clínica de tratamiento y permite establecer
bandas de incertidumbre en los histogramas dosis volumen (fig. 1 y 2).
2017
VERIFICACIÓN INDEPENDIENTE
DE UNIDADES DE MONITOR
EN CONDICIONES NO ESTÁNDAR
A. PÉREZ ROZOS, I. JEREZ SAINZ, J.L. CARRASCO
RODRÍGUEZ
Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital Virgen de la Victoria.
Málaga.
Fig. 1. Incertidumbre en la dosis debida al posicionado.
Introducción: Se ha desarrollado una aplicación informática que permite la verificación independiente
del cálculo de unidades de monitor en condiciones no
estándar. En este trabajo se describen brevemente los
procedimientos generales aplicados y la metodología
de trabajo seguida.
Material y métodos: La aplicación, realizada en
VBA de MSExcel, utiliza una serie de datos completamente independientes de los introducidos en el planificador (Philips Pinnacle3 v. 7.4f); para ello se generó una matriz de valores de TPR para tamaños de
campo desde 3 x 3 cm2 a 40 x 40 cm2 utilizando rendimientos en profundidad medidos a DFS de 90 cm.
Se introdujeron valores de los factores de dispersión
total y factores de dispersión en aire medidos a
DFCámara 100 cm y 10 cm de profundidad en agua,
en un acelerador Varian Clinac 600C con colimador
multiláminas y cuñas dinámicas y físicas.
Fig. 2. Bandas de incertidumbre en HVD.
Resultados y discusión: El método descrito muestra
que los márgenes utilizados para crear los PTV son
adecuados, y muestra la necesidad de utilizar márgenes para órganos de riesgo. Se ha aplicado el método
descrito a una serie de pacientes con distintas localizaciones, observando la manera en la que afecta a las
distribuciones de dosis la incertidumbre de posicionado. Se ha comparado la influencia en los histogramas
dosis-volumen tanto de volúmenes blanco como de
órganos de riesgo, se ha estudiado la utilización del
método para la evaluación de incertidumbres de distintas técnicas de tratamiento.
Conclusiones: Mediante el uso de software externo al
planificador y el uso de aproximaciones sobre las medidas de los niveles de setup es posible obtener en el
planificador distribuciones e histogramas de dosis
más realistas. Puede utilizarse esta información para
personalizar márgenes para órganos de riesgo y volúmenes blanco en función de la precisión de setup de la
técnica considerada.
Palabras clave: Incertidumbres, nivel de setup, radioterapia de haces externos.
192
En el planificador Philips Pinnacle3, utilizando su
lenguaje propietario de scripts, se han programado
una serie de macros que permiten la exportación automática de los datos geométricos y dosimétricos de
los campos, incluida la conformación multiláminas,
las coordenadas de los puntos de interés respecto
del sistema de referencia del TAC, y los datos de los
histogramas dosis-volumen. La aplicación rescata
estos datos al introducir el número de historia del
paciente, y realiza la verificación de las unidades de
monitor, reconociendo automáticamente la conformación multiláminas, y las coordenadas del isocentro y puntos de pesado de cada uno de los campos.
La verificación de dosis se realiza en el punto de
pesado.
Se realiza el paso de las coordenadas de los puntos de
interés del sistema del TAC al sistema de referencia
del colimador utilizando la siguiente transformación
de coordenadas r Col =M Z (θ C )M Y (θ G )M Z (θ T ) r TAC .
Donde r son los vectores de posición del punto de interés, y Mj son las matrices de rotación respecto de los
ejes del colimador, gantry y mesa.
Esto permite sin intervención del usuario, y sin la introducción manual de datos adicionales, obtener las
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
distancias fuente-plano de cálculo, fuente-punto de
cálculo, y la distancia del punto al eje central.
El valor del factor de campo del colimador, Sc, se calcula a partir del lado del cuadrado equivalente calculado mediante la formula de Sterling a partir del campo delimitado por las mandíbulas del acelerador. El
valor del factor de campo del maniquí, Sp, se aproxima utilizando el lado del cuadrado equivalente proporcionado por la fórmula de Sterling, en el plano de
cálculo de dosis, multiplicado por un factor de corrección que tiene en cuenta la conformación del multiláminas. El valor del TPR se busca en la tabla tomando
como entradas el mismo tamaño de campo que para el
Sp y la profundidad efectiva de cálculo. Se ha comprobado mediante medidas la validez de las aproximaciones.
Para el cálculo de puntos fuera del eje con cuñas se
han ajustado los perfiles de las cuñas mediante funciones, utilizándose como un factor corrector de fuera
de eje, mientras que para los campos abiertos se ha
optado por no introducir correcciones adicionales por
este motivo.
Resultados: Las aproximaciones realizadas permiten la verificación de campos con conformaciones
arbitrarias y con asimetrías importantes, encontrándose el 95% de los campos clínicos verificados con
diferencias menores del 6%. En particular se aplica
con éxito a la verificación de campos con asimetría
total en uno de los ejes, por ejemplo en campos de
ORL donde el 95% de los campos tienen diferencias
menores del 4%. Las principales discrepancias aparecen en campos que inciden fuera de la superficie
del paciente, al faltar elemento dispersor, en esta situación se puede introducir un factor de corrección
adicional, (p.e. campos de mama, con media de diferencias en el 4% sin corrección, o del 1% con corrección), pero al tener identificada la diferencia no
se ha creído necesario.
Conclusiones: Es posible establecer un procedimiento automatizado y fiable de verificación de las unidades de monitor teniendo en cuenta conformaciones arbitrarias y fuertes asimetrías, estableciendo el nivel de
acción en el 5%. Aprovechando las posibilidades de
programación de nuestro planificador ha sido posible
realizar la verificación utilizando como único dato el
número de historia del paciente, realizando además el
análisis personalizado del histograma de dosis en órganos de riesgo y volúmenes blanco de manera automatizada.
Palabras clave: Control de calidad, radioterapia de haces
externos.
2018
REQUISITOS PARA HACER IMRT CON
PLANIFICACIÓN DIRECTA Y
REPERCUSIÓN EN EL RESTO DE
TRATAMIENTOS
L. BRUALLA, J. ROSELLÓ, D. PLANES, S. ALONSO, M.T. GARCÍA
Servicio de Radiofísica ERESA. Hospital General Universitario. Valencia.
Introducción: En el presente estudio se exponen las
características necesarias y deseables para poder hacer
IMRT en un planificador. Dadas las particularidades
de este tipo de planificación se demostrará que el resto de las planificaciones que no sean IMRT se verán
beneficiadas por dichas mejoras. Cuando la IMRT
que se realiza es únicamente con planificación inversa, uno no suele ser consciente de cómo se vería beneficiado en su trabajo con planificaciones convencionales, si dispusiera de los útiles necesarios para poder
hacer IMRT.
No se pretende desarrollar aspectos relacionados con
el control de calidad asociados a este tipo de tratamientos ni entrar en detalles sobre cómo el planificador simula el acelerador. Lo que se pretende es mostrar aquellos útiles a nivel de planificación que se
requieren para poder desarrollar IMRT directa de una
manera sencilla sin que uno se vea desbordado por
enfrentarse a trabas impuestas por un sistema de planificación no adaptado a los nuevos tiempos.
Material y métodos: Para realizar el presente análisis, éste se subdividirá en diferentes áreas las cuales
son habituales en el entorno de los sistemas de planificación:
– Introducción de imágenes
– Realización y manipulación de contornos de estructuras
– Configuración de los campos de tratamiento
– Cálculo de dosis
– Evaluación del tratamiento
– Verificación del tratamiento
En cada uno de ellos se describirán qué condiciones
de trabajo serían las deseables.
Resultados y discusión: Se describen las diferentes
herramientas que permitirían el fácil desarrollo de
IMRT con planificación directa, donde quizás las más
fundamentales sean: el peso asignado a cada haz debe
estar basado en su fluencia y no en la dosis con que
contribuye a un determinado punto, el isocentro no
tiene porqué estar contenido dentro del campo, diver-
Dosimetría clínica
193
sas utilidades que faciliten el diseño de segmentos, así
como que se pueda variar con facilidad el peso de un
segmento o que la modificación de un determinado
haz no suponga el recálculo de todos los haces diseñados hasta el momento.
La mayoría de las propuestas son una mezcla de la oferta
presente en el mercado de los sistemas de planificación.
Estas, junto con alguna no existente, como la de una librería de "soluciones tipo" en función de la patología,
constituyen nuestro punto de partida para un planificador que permita aplicar IMRT con planificación directa.
Se mostrará también cómo nos podemos beneficiar de
estas ventajas en un plan convencional. Por ejemplo:
la dificultad que existe para homogeneizar un volumen irradiado si estamos obligados a contener el isocentro dentro de los campos de radiación, frente a lo
sencillo que resultaría de no estar condicionados.
Conclusiones: El trabajo expuesto es fruto de unos
cuantos años ya realizando IMRT y del intercambio
con múltiples compañeros de profesión del porqué de
nuestra elección por la IMRT directa. Nuestro principal escollo en muchos casos ha sido la falta de idoneidad de los sistemas de planificación presentes en el
mercado para poder desarrollar nuestras propuestas.
Por esta razón, y porque entendemos que todos los
tratamientos pueden verse beneficiados por la presencia de dichas herramientas en los planificadores, hemos realizado esta argumentación.
Asimismo, es también nuestra intención transmitir
que el hecho de realizar el esfuerzo de adentrarse en
la aplicación de la IMRT directa, puede conllevar muchas ventajas aplicables a la elaboración del resto de
tratamientos, pues al ser una técnica de diseño transparente al usuario, éste puede aplicar el conocimiento
adquirido en otros ámbitos que no sean el de IMRT.
Referencias
– Planificación de tratamientos radioterápicos con intensidad modulada basados en la perspectiva de la anatomía
que tiene el haz para su conformación y fluencia". Tesis
presentada para optar al grado de Doctor por la
Universidad de Sevilla por Joan Roselló i Ferrando en
Mayo de 2006.
Palabras clave: IMRT, planificación directa, planificador.
2019
UNA ALTERNATIVA A LA
PLANIFICACIÓN CLÁSICA DE LA
MAMA: USO DE IMRT DIRECTA
CON BOOST INTEGRADO DE FOTONES
194
S. ALONSO ARRIZABALAGA1, A. GONZÁLEZ SANCHÍS2,
L. BRUALLA GONZÁLEZ1, J. V. ROSELLÓ FERRANDO1,
D. PLANES MESEGUER1, T GARCÍA HERNÁNDEZ1
1Servicio de Radiofísica ERESA. 2Servicio de Radioterapia ERESA.
Hospital General Universitario. Valencia.
Introducción: El tratamiento de carcinoma de mama
se ha tratado tradicionalmente con campos paralelos y
opuestos (alineados en la zona colindante con pulmón) con cuñas. Posteriormente se consideraba un
boost de electrones en la zona donde residía inicialmente el tumor.
Con la evolución de nuevas técnicas radioterápicas
como la IMRT (Intensidad Modulada en
Radioterapia), se ha permitido mejorar considerablemente la distribución de dosis en la mama, así como
integrar la sobreimpresión de electrones, en un tratamiento único con fotones.
Material y métodos: La planificación del tratamiento
se aborda con dos haces principales de 6 MV sin cuñas
en la disposición clásica. La homogeneidad de la dosis
en la mama se consigue a partir de un planteamiento
con IMRT directa, empleando segmentos mayoritariamente de 6 MV, que se diseñan según la densidad de tejido atravesado. Para el boost, se añade un abanico de
haces focalizados en el centro del lecho tumoral, barriendo desde el tangencial interno al tangencial externo, en pasos de 30º. El PTV (Planning Target Volume)
del lecho es posible contornearlo en base a clips insertados en el acto quirúrgico. La dosis prescrita en estos
casos es de 50 Gy en fracciones de 1,8 Gy a la mama y
de 60 Gy en fracciones de 2,14 Gy al lecho tumoral.
Resultados y discusión: Se han tratado 8 pacientes
empleando el método descrito. Se han registrado resultados de cobertura y conformidad del PTV del lecho tumoral, así como del V20 a pulmón y el V30 a
corazón (en mamas izquierdas).
Todas las pacientes se han planificado inicialmente
con IMRT directa, con criterios de cubrimiento y homogeneidad aceptables para un tratamiento con mama
sin sobreimpresión. A partir de esta planificación se
ha trabajado sobre el diseño del boost.
Conclusiones: Las distribuciones de dosis obtenidas
tanto en la mama como en el lecho tumoral cumplen
los requisitos clínicos de planificación. Con este método se acorta la duración en el tiempo del tratamiento
radioterápico, y se evitan las incertidumbres derivadas
de un tratamiento combinado de fotones y electrones.
La dosis recibida por el pulmón y el corazón no aumenta significativamente al incorporar en la planificación los campos del boost integrado.
Palabras clave: Mama, IMRT directa, boost integrado.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
2020
MEJORA DE LA HOMOGENEIDAD DE
DOSIS EN EL TRATAMIENTO DEL
CÁNCER DE MAMA MEDIANTE EL
EMPLEO DE CAMPOS TANGENCIALES
PARCIALMENTE OBTURADOS:
EXPERIENCIA CLÍNICA PRELIMINAR.
les, a los que por un método de ajuste a una gausiana
se les determinó el valor medio y la desviación estándar de la distribución de dosis. También se utilizan como indicadores Dmáx y la homogeneidad de la distribución de dosis, definida como:
siendo Dmin y Dmáx los valores de las isodosis que engloban el 95% y el 5% del PTV respectivamente.
J. GONZÁLEZ GONZÁLEZ1, J. TUSET CASTELLANO1,
J.M. REINOSO COBO2, M.C. CANO SOLER3
1Servicio
de Radiofísica. Complejo Hospitalario Torrecárdenas,
Almería. 2Servicio de Radiofísica. Complejo Hospitalario de Jaén,
3Servicio de Oncología Radioterápica. Complejo Hospitalario
Torrecárdenas. Almería.
Introducción: Evaluar el cambio de técnica de tratamiento de mama con campos tangenciales en una unidad de cobaltoterapia mediante el análisis de los histogramas dosis-volumen (DVH) de 40 pacientes de
nuestro servicio para poder cotejarlos en el futuro con
su evolución clínica. El nuevo modelo de tratamiento
se basa en la modulación de la intensidad de los haces
de radiación mediante obturación parcial con bloques
conformadores de los campos tangenciales. El método
consiste en apantallar temporalmente aquellas zonas
donde la distribución de dosis alcanzaría niveles excesivamente altos (> 60 Gy). Este cambió se posibilitó
al adquirir un planificador 3D, con herramientas como la visualización de superficies de isodosis, la visión portal virtual (BEV) y el análisis de DVH y que
permitieron la implantación de la nueva técnica sin
complicar en exceso ni la dosimetría clínica ni el tratamiento.
Pacientes y métodos: A todas las pacientes seleccionadas para este estudio les fueron prescritos 50 Gy a
la isodósis más baja que cubriera todo el volumen
blanco (PTV) y todas ellas presentaban PTVs lo suficientemente grandes como para no poder beneficiarse
del empleo de cuñas. Se les realizaron dos planteamientos de dosimetría clínica: el primero, utilizando
la técnica de obturación parcial y el segundo, mediante un tratamiento convencional de radioterapia tangencial sin cuñas. En ambos casos, la geometría y la conformación de los haces fueron idénticos y se
optimizaron para minimizar la irradiación de pulmón
y corazón. La segunda dosimetría clínica sirvió de
muestra control y es representativa de la técnica empleada antes de adquirir el planificador actual. Se prefirió usar esta muestra control porque las pacientes
que fueron tratadas por el sistema convencional se
calcularon en un planificador con diferente algoritmo
de cálculo, por lo que los DVH no serían comparables. Para el análisis se utilizaron los HDV diferencia-
Resultados y discusión: Los resultados preliminares
nos muestran que con el nuevo tratamiento se consigue una reducción media de 3,2 Gy (p<0,0001) en el
promedio de dosis impartida en el PTV y una reducción media de 5,2 Gy (p<0,0001) en el máximo de
dosis. La varianza de la distribución de dosis también
mejora, estrechándose la distribución (σ = 3,90 Gy
con el tratamiento convencional y σ = 2,75 Gy con
campos parcialmente obturados). La homogeneidad
pasa de 10,33% con el tratamiento convencional a
7,33% con campos a parcialmente obturados.
Conclusiones: El empleo de la técnica de obturación
para aumentar la homogeneidad de dosis en los tratamientos de cáncer de mama se ha revelado como un
método eficaz para prevenir la sobredosificación de
las zonas más expuestas de las pacientes y es siempre
mejor opción terapéutica que tratar a las pacientes con
campos sin cuña. La buena respuesta de las pacientes
al nuevo tratamiento ha permitido a la mayoría de
ellas terminar todas las sesiones prescritas por los radioterapeutas con una disminución considerable de
los casos de radiodermitis de grado III y otros efectos
agudos.
Referencias
– Improvements in dose homogeneity for tangential breast
fields from a selection of combinations of library compensators. British Journal of Radiology 2006; 79: 165166.
– Dose-position and dose-volume histogram analysis of
standard wedged and intensity modulated treatments in
breast radiotherapy. British Journal of Radiology 2002;
75: 967-973.
– Comparison of the homogeneity of breast dose distributions with and without the medial wedge. Med Dosim
1998;23: 89-94.
– Intensity modulation to improve dose uniformity with
tangential breast radiotherapy: initial clinical experience.
Int J Radiat Oncol Biol Phys 2000;48: 1559-1568.
– Evaluation of two dose-volume histogram reduction models for the prediction of radiation pneumonitis.
Radiother Oncol 1998;48: 61-69.
Palabras clave: Cáncer de mama, campos parcialmente
obturados, análisis de HDV, homogeneidad, planificador
3D.
Dosimetría clínica
195
2021
VALIDACIÓN DEL ALGORITMO AAA
(ANISOTROPIC ANALYTICAL ALGORITHM)
PARA CÁLCULO DE LA DISTRIBUCIÓN
DE DOSIS DE FOTONES EN
ACELERADORES VARIAN
R. DE BLAS, J. PUXEU, I. SANCHO, C. PICÓN, I. MODOLELL,
M.C. LIZUAIN
Servicio de Física Médica y Protección Radiológica. Institut Català
d'Oncologia. L'Hospitalet del Llobregat. Barcelona.
Introducción: En octubre de 2006 se instaló un nuevo acelerador modelo Trilogy (Clinac 2300 EX,
Varian Medical Systems) conjuntamente con la implementación de dos nuevos algoritmos (sistema de planificación Eclipse -Varian-) de cálculo basados en sistemas de Monte Carlo: AAA (Anisotropic Analytical
Algorithm) para fotones y eMC (electron Monte
Carlo) para electrones. Se analiza el algoritmo AAA
mediante la comparación con los datos medidos y con
respecto al algoritmo PBC (Pencil Beam Convolution)
usado hasta ahora. La comparación se centra en las
medidas en agua dejando para estudios posteriores la
aplicación en casos clínicos reales. Las energías estudiadas corresponden a valores nominales de 6 MV (2
Clinac 600C, 2 Clinac 2100C, 1 Trilogy), 15 MV
(Trilogy) y 18 MV (2 Clinac 2100C).
tros físicos fundamentales para caracterizar la fluencia
de partículas y el espectro de energía presente que
comprenden el haz clínico. El sistema requiere la medición de curvas de dosis en profundidad, perfiles a 5
profundidades distintas, diagonales a las profundidades de los perfiles para el campo máximo útil, factores de campo y valores de referencia de dosis absoluta. El resto de parámetros para configurar el algoritmo
se obtienen internamente del programa en función de
la máquina virtual elegida al definir la unidad.
Resultados y discusión: Un estudio preliminar se ha
llevado a cabo para los haces de radiación de 6 MV
del Trilogy y Clinac 600C y para el haz de 15 MV del
Trilogy. El estudio completo abarca todos los haces
citados más arriba. Se observa que el especto energético del haz nominal (ejemplo 6 MV: izquierda
Trilogy; derecha Clinac 600C) difiere en función de la
unidad elegida influyendo drásticamente en la coincidencia con los valores medidos.
Los parámetros generados por el sistema pueden modificarse por el usuario para generar nuevos haces con
mejor ajuste respecto a los datos medidos. También es
posible elegir máquinas virtuales distintas.
Los resultados indican que el modelo genera distribuciones de dosis que entran claramente dentro de las
tolerancias admitidas en los sistemas de planificación,
aunque se observan mayores diferencias que en el caso de PBC, especialmente para la energía menor (6
Material y métodos: AAA es un algoritmo de convolución/superposición para haces finos que usa modelos separados de Monte Carlo para múltiples fuentes:
Fluencia de energía de fotones primarios (fuente primaria); Fluencia de energía de fotones no procedentes
del foco (fuentes extra focales); Fluencia de contaminación de electrones (contaminación de electrones);
Fotones dispersos procedentes de cuñas físicas (dispersión por cuña). La deposición de dosis se modela
mediante seis curvas exponenciales. Las expresiones
físicas fundamentales en AAA permiten convolución
analítica, lo cual reduce significativamente el tiempo
de cómputo. Valora la heterogeneidad tisular, en forma anisotrópica, en toda la vecindad tridimensional
del lugar de la interacción mediante el uso de kernels
de dispersión de fotones en múltiples direcciones laterales. La distribución de dosis final se obtiene por la
superposición de la dosis calculada con convoluciones
de electrones y fotones.
La implementación clínica se divide en dos algoritmos: a) Algoritmo de configuración que define los
parámetros físicos fundamentales requeridos para el
calculo real de dosis; b) Algoritmo de calculo de dosis
que calcula la deposición de dosis usando los paráme196
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
MV) y en campos abiertos. La bondad de la distribución depende de la unidad virtual elegida. Las características del modelo sugieren que la potencia real del
algoritmo aparecerá en el cálculo clínico real y en la
validación de técnicas complejas como la intensidad
modulada.
Referencias
– Fogliata A et al. Dosimetric validation of the anisotropic
analytical algorithm for photon dose calculation: fundamental characterization in water. Phys Med Biol 2006;
51: 1421-1438.
– Low DA et al. A technique for the quantitative evaluation of dose distributions. Med Phys 1998;25:656-661
Palabras clave: Sistemas de planificación, convolución-superposición, Monte Carlo, Distribución de dosis.
2022
CARACTERÍSTICAS DOSIMÉTRICAS DE
LA IRRADIACIÓN CORPORAL TOTAL
CON INCIDENCIA LATERAL SOBRE EL
PACIENTE. MODELIZACIÓN EN UN
SISTEMA DE PLANIFICACIÓN ADACPINNACLE
V. PUCHADES1, F.
J.M. DELGADO4
MATA1,
C.
PERAZA2,
E.
GÓMEZ3,
1Instituto Oncológico del Sureste (Grupo IMO). Murcia. 2Unidad de
Oncología, Radioterapia y Radiocirugía del Hospital San Francisco de
Asis (Grupo IMO). Madrid. 3Instituto Alicantino de Oncología (Grupo
IMO). Alicante. 4Unidad de Tomoterapia y Radioterapia del Hospital
La Milagrosa (Grupo IMO). Madrid.
Introducción: La irradiación corporal total es una
técnica ampliamente difundida para el acondicionamiento de pacientes que van a ser sometidos a un
trasplante de médula ósea. En general el procedimiento queda fuera de los establecidos para otro tipo de tratamientos. Las características del mismo
suelen ser limitantes en la mayoría de los planificadores de manera que las distribuciones de dosis absorbida son en general determinadas en planos de
imagen si no en puntos discretos con lo que la información siempre es escasa. Una de las zonas limitantes por su especial toxicidad es el pulmón cuya dosis es en general evaluada utilizando la
modificación del camino radiológico por la cantidad de tejido atravesado hasta llegar al punto de
cálculo desde la fuente.
El propósito del presente trabajo es evaluar y comparar el tratamiento de TBI con los métodos tradicionales y los que se derivan de la utilización de un método
que nos da distribuciones espaciales de dosis y que
calcula el efecto de las heterogeneidades con una precisión mucho mayor que por el simple procedimiento
de modificación del camino radiológico.
Material y métodos: Para la realización de la técnica
se eligió una posición del paciente en decúbito supino
de manera que no estuviera forzada y nos permitiera
reproducir la dosis como nos muestra el planificador.
De acuerdo con ello los haces inciden lateralmente sobre el paciente y se determinaron los haces a una distancia de 5 m que es la que nos permite nuestra instalación. El acelerador es un Precise. Elekta. Esta
distancia nos permite irradiar todo el cuerpo con haces rectangulares y evitar radiación dispersa proveniente de las paredes y el suelo. Los haces se caracterizaron a la distancia de tratamiento y se determinaron
curvas de rendimiento en profundidad para diferentes
tamaños de campo, así como Factores totales de dispersión y perfiles de dosis. Las curvas obtenidas se
midieron en agua y se completo el tamaño de maniquí
con un conjunto amplio de planchas de polietileno de
alta densidad.
Para obtener mayor dosis en la zona de acumulación
se utilizó una plancha de metacrilato de 1 cm de espesor y se valoró su efecto sobre las curvas de rendimiento en profundidad medidas sin el difusor.
Los datos una vez analizados sirvieron para modelar
una máquina específica en las condiciones de tratamiento en un planificador ADAC-Pinnacle.
Se puso en marcha un sistema de dosimetría in vivo
para la valoración en tiempo real de la dosis absorbida
en puntos específicos del paciente con capacidad para
monitorizar la dosis absorbida.
El cálculo de la dosis monitor se realizó a mano por el
procedimiento habitual y mediante el planificador y
se compararon las dosis absorbidas en diferentes puntos de interés.
Resultados y Conclusiones: Los resultados de los
tratamientos realizados muestran el logro del objetivo
de los tratamientos en cuanto a la capacidad de acondicionamiento del paciente para la realización del
trasplante. Los efectos secundarios de los tratamientos
realizados fueron los esperados y la toxicidad fue mínima.
La dosimetría in vivo muestra un acuerdo con los cálculos en el entorno del 5% y los datos comparados
con el planificador Pinnacle muestran en zonas homogéneas discrepancias inferiores al 2%. En zonas de
mayor heterogeneidad el efecto es mayor debido a un
cálculo más preciso del planificador.
Palabras clave: Irradiación Corporal Total, Planificador
Adac-Pinnacle, Dosimetría in vivo.
Dosimetría clínica
197
2023
COMPARACIÓN DOSIMÉTRICA DE TRES
TÉCNICAS PARA RADIOCIRUGÍA DE
MALFORMACIONES ARTERIOVENOSAS
CEREBRALES EN PACIENTES
PEDIÁTRICOS
J.F. CALVO, A. ERASO, A. MAÑES, J. CASALS
Departamento de Radioterapia. Grupo Hospitalario Quirón.
Barcelona.
Introducción: Investigar las diferencias dosimétricas
existentes entre las técnicas arco dinámico conformado (ADC), campos fijos (CF) e intensidad modulada
(IM) para tratamientos de radiocirugía de malformaciones arteriovenosas cerebrales (MAVc) en pacientes
pediátricos, realizados mediante un acelerador lineal
dotado de un micromultiláminas.
Material y métodos: Se analizaron 18 planes de tratamiento correspondientes a 6 niños, tras planificar
para cada uno de ellos, tres tratamientos de radiocirugía mediante técnicas ADC, CF e IM con haces de fotones de 6 MV, generados por un acelerador Varian
2100CD (Varian Inc, Palo Alto, CA) equipado con un
micromultiláminas (m3, BrainLAB AG, Heimstetten,
Germany) y realizando los cálculos de los planes con
el sistema de planificación BrainScan v 5.3. Para reducir grados de libertad en la comparación, se siguió
la estrategia de generar las puertas de entrada de los
campos usados en los planes CF e IM a partir de los
ángulos inicial, intermedio y final de cada arco del
plan DCA tomado como punto de partida. Todos los
planes de cada paciente fueron optimizados tal que el
99% del volumen blanco recibiera la misma dosis
prescrita.
Para cada plan de tratamiento se analizaron los siguientes parámetros: índice de conformidad (IC), índice de heterogeneidad, probabilidad de complicación
en tejido sano (PCTS), probabilidad de obliteración
(PO, calculada según el modelo de Lax-Karlsson),
probabilidad de éxito (PE), histograma dosis-volumen
en tejido cerebral sano y probabilidad de incidencia
de segundas neoplasia (PSN).
Resultados y discusión: La planificación con IM fue
superior a la ADC y CF en cuanto a homogeneidad y
conformidad. Sin embargo, la IM fue peor en PCTS
respecto a las dos últimas técnicas (5,9%, 5,3%, 5,4%
respectivamente), y consiguientemente en relación a
PE (58,9%, 59,4% y 59,4%). En cada paciente se obtuvo la misma PO independientemente del plan (rango 70,8-77,5%), ya que la PO sólo depende de la dosis mínima prescrita en la lesión según el modelo y
198
parámetros radiobiológicos tomado en este trabajo. El
porcentaje de volumen de cerebro sano que se irradia
a dosis bajas fue mayor con la técnica de IMRC que
con ADC y CF respectivamente, sin una influencia
clara en la probabilidad de segunda neoplasia. Todos
los parámetros analizados cumplían siempre las recomendaciones de la RTOG.
Conclusiones: La radiocirugía con intensidad modulada incrementa la complejidad del tratamiento y el
porcentaje de volumen de cerebro sano irradiado a bajas dosis, todo ello sin mejoría en el resto de parámetros dosimétricos analizados. La IM sería más apropiada para la radiocirugía de lesiones grandes y
heterogéneas en forma que para pequeñas MAVc. No
se han encontrado grandes diferencias importantes entre las técnicas de ADC y CF, aunque sí una pequeña
ganancia en cuanto a la reducción de tejido cerebral
sano en todos los niveles de dosis cuando se usa la
técnica CF, lo que nos hace pensar en la técnica CF
como la más apropiada para el tratamiento de pacientes pediátricos ante la falta de datos clínicos más contrastados para la predicción de segundas neoplasias
radio-inducidas.
Referencias
1. Mavroidis P, Theodorou K, Lefkopoulos D, Nataf F,
Schlienger M, Karlsson B, et al. Med Phys Med Biol
2002;47:2471-94.
2. Karlsson B, Lax I, Söderman M. Radiother Oncol
1997;43:275-80.
3. Schneider U, Lomax A, Lombriser N. Radiat Res
2000;154:382-8.
Palabras clave: Arco dinámico conformado, intensidad
modulada, micromultiláminas, radiocirugía, probabilidad
complicación, histogramas.
2024
METODOLOGÍA DE CUANTIFICACIÓN
DE LA RESPUESTA EN BRAQUITERAPIA
TRIDIMENSIONAL DE ALTA TASA
C. CARRASCOSA1,V. SOLANA2,C. PERAZA3, J.M. DELGADO4,
J. TRIPERO2, E. SÁNCHEZ1
1Grupo IMO / IOCLM de Ciudad Real. 2Grupo IMO / IOCLM de
Toledo. 3Grupo IMO / Unidad de Oncología Radioterápica y
Radiocirugía (SFA). Madrid. 4Grupo IMO / Unidad de Tomoterapia.
Hospital La Milagrosa. Madrid.
Introducción: Una de las ventajas de la dosimetría
tridimensional es la visualización de las distribuciones de dosis absorbida en relación con los volúmenes
de interés. De esta manera pueden evaluarse con mejor precisión las consecuencias terapéuticas de los tratamientos. Esto no es posible en la braquiterapia con-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
vencional donde si bien es posible la obtención de distribuciones espaciales, éstas no están ligadas a los volúmenes de tratamiento. De ahí que, a partir de la braquiterapia 3D puedan empezarse a utilizar conceptos
reservados a la radioterapia externa.
La determinación tridimensional de dosis absorbida
ligada al volumen blanco permite la realización de estadísticas de dosis que dan lugar a los histogramas de
diferentes tipos. Con ello, un conjunto importante de
parámetros suelen utilizarse para comparar tratamientos y establecer limitaciones a los mismos dependiendo de la dosis administrada y de su fraccionamiento.
El objeto del presente trabajo es evaluar las posibilidades de un sistema de planificación para obtener parámetros que ayuden a cuantificar la repuesta a la
irradiación.
Material y métodos: Se han evaluado un conjunto de
planificaciones tridimensionales, de diferentes patologías, que dan lugar a implantes tanto intersticiales como endocavitarios, y su relación con los volúmenes
de prescripción como con los órganos de riesgo asociados. Se han determinado los histogramas integrales, diferenciales y naturales y se han analizado un
conjunto de parámetros dependientes de ellos que sirvan para fijar normas de calidad tanto en la realización del implante como en la evaluación de la toxicidad. Se han utilizado los sugeridos en la literatura
para las diferentes patologías y se proponen otros que
se han considerado útiles.
Se analiza la posible utilidad del modelo lineal cuadrático para estimar la probabilidad de control tumoral o toxicidad asociada a un órgano de riesgo.
Resultados y discusión: Se ha presentado un análisis
de los diferentes parámetros que pueden tenerse en
cuenta en la cuantificación de la respuesta en tratamiento braquiterápico tridimensional, tanto los existentes en la literatura como otros que puedan surgir
del análisis del los histogramas dosis/volumen.
Palabras clave: Braquiterapia, 3D, DVH.
2025
ANÁLISIS COMPARATIVO DE MÓDULOS
DE PLANIFICACIÓN INVERSA
PARA IMRT DE TRES SISTEMAS
DE PLANIFICACIÓN COMERCIALES
APLICADOS A UN MANIQUÍ VIRTUAL
DE CABEZA Y CUELLO
A. RUIZ1, A. DEL CASTILLO1,4, M. BENITO2, M. LLORENTE3,4
1Unidad
2Unidad
3Unidad
de Radiofísica. Hospital Clínico Universitario. Valladolid.
de Radiofísica. Hospital Virgen de la Concha. Zamora.
de Radiofísica. Centro Oncológico M.D. Anderson
International España. Madrid. 4Unidad de Radiofísica. Hospital
Campo Grande. Valladolid.
Introducción: El propósito de este trabajo es comparar los módulos de planificación inversa para IMRT
de tres sistemas de planificación (TPS) comerciales.
Para ello, se ha diseñado un maniquí virtual de cabeza
y cuello sobre el que se realiza una planificación inversa de IMRT con cada uno de los TPS utilizando
una estrategia de planificación común. La evaluación
de la calidad de los TPS se realiza a partir de la comparación de los datos de los histogramas dosis-volumen (DVH) con los objetivos dosimétricos2 implementados.
Material y métodos: Se utilizan los módulos de
planificación inversa Oncentra Optimizer del planif icador Nucletron Oncentra MasterPlan v1.5
(plan 1), el P3IMRT de ADAC Pinnacle3 (plan 2) y
el XiO IMRT de CMS XiO RTP v4.2.0.4 (plan 3).
Se ha diseñado un maniquí virtual que simula un
tratamiento real de IMRT de cáncer de cabeza y
cuello idéntico para cada uno de los tres TPS.
Contiene un volumen blanco (PTV) cóncavo que
rodea un órgano de riesgo (OR) cilíndrico. Se ha
utilizado para realizar una planificación inversa de
IMRT en cada uno de los TPS utilizando una estrategia de planificación común. Se ha utilizado un
acelerador Varian Clinac 120MLC. Los objetivos
dosimétricos 1 utilizados han sido: una dosis uniforme de 54 Gy en el PTV y una dosis máxima de
40,5 Gy (75% de la dosis prescrita en PTV) en el
OR. La técnica utilizada 1 para la planif icación
consiste en una técnica step and shoot con 9 campos angularmente equiespaciados de rayos-x de 6
MV. Los parámetros propios de la IMRT son: algoritmo de cálculo Pencil Beam, un número de 90
segmentos, resolución de la rejilla de cálculo 3 x 3
x 3 mm 3 , resolución de 5 mm para la matriz de
fluencia. El criterio elegido para la detención de
los algoritmo es un número de 100 iteraciones o
una tolerancia en la optimización de 0,01%. El
análisis se realiza a partir de los DVH comparándolos con los objetivos dosimétricos2: V95 (≥99%)
y V105 (<5%) para PTV, V70 (<1%) para OR y V80
(<15%), V 100 (<2%) y D max (<105%) para tejido
sano (tabla 1). Para cuantificar el grado de aproximación a los objetivos especificados se emplea un
parámetro de puntuación de calidad (quality
score2), SD (tabla 2).
Resultados: En la tablas 1 y 2 se pueden ver los resultados obtenidos por los tres TPS.
Dosimetría clínica
199
Tabla 1. Resultados dosimétricos obtenidos para cada TPS.
≥99%
Plan
1
2
3
Objetivos de dosis
<1%
<15%
OR
V75 (%)
V80 (%)
5,5
14,7
0,2
15,3
0,0
7,0
<5%
PTV
V95 (%)
98,5
97,9
99,1
V105 (%)
3,0
0,1
0,0
Tabla 2. Valores del parámetro SD para cada TPS.
Plan
Quality score (SD)
1
11,6
2
1,4
3
0,0
Conclusiones: Los resultados obtenidos por los tres
planificadores son aceptables. Los módulos P3IMRT
de ADAC Pinnacle3 y el Xio IMRT de CMS XiO
v4.2.0.4 son los que mejor alcanzan los objetivos dosimétricos implementados. Los resultados más modestos se obtienen para el módulo Oncentra Optimizer
de Nucletron Oncentra MasterPlan v1.5. Una de las
dificultades surgidas durante el desarrollo de este trabajo ha sido lograr la implementación del mismo conjunto de parámetros de entrada en los tres TPS.
Referencias
1. Fogliata A, Bolsi A, Cozzi L. Comparative analysis of
intensity modulation inverse planning modules of three
commercial treatment planning systems applied to head
and neck tumour model. Radiother Oncol 2003; 66: 2940.
1. Bohsung J, Gillis S, et al. IMRT treatment planning-A
comparative inter-system and inter-centre planning
exercise of the QUASIMODO group. Radiother Oncol
2005; 76: 354-361.
Palabras clave: IMRT, planificación inversa, TPS, maniquí
virtual, objetivos dosimétricos.
2026
ESTUDIO DOSIMÉTRICO DE LAS
EXPLORACIONES DE CARDIO-TC
EN MANIQUÍES Y PACIENTES ADULTOS
DE DISTINTA MORFOLOGÍA
M. SALVADÓ ARTELLS1, J. GELEIJNS2, M. LÓPEZ TORTOSA1,
A. CALZADO CANTERA3
1Física Mèdica, Departament de Ciències Mediques Bàsiques, Facultat
de Medicina i Ciències de la Salut, Universitat Rovira i Virgili, Reus
(Tarragona). 2Radiology Department, Leiden University Medical
Center, ZA Leiden, Holanda. 3Física Médica, Departamento de
Radiología, Facultad de Medicina, Universidad Complutense. Ciudad
Universitaria. Madrid.
200
<2%
Tejido sano
V100 (%)
4,8
1,3
0,3
<105%
Dmax (%)
108,8
102,4
103,6
En este trabajo se ha abordado de forma preliminar un
estudio de las dosis impartidas en exploraciones de
Cardio-TC mediante simulaciones de exámenes sobre
un maniquí antropomórfico y sobre pacientes adultos
de distinta morfología. Los cálculos se han realizado
simulando mediante el código EGS4 el transporte de
la radiación emitida por un equipo de tomografía
computarizada multicorte (TCMC), Aquilion 64CFX,
de Toshiba.
Para realizar las simulaciones se han tenido en cuenta
tanto las características que definen la geometría intrínseca del haz (tamaño efectivo del foco, distancia
foco-isocentro, filtración primaria, filtro de forma y la
anchura del haz), como los parámetros relacionados
con la técnica de adquisición de datos [el campo de
visión, la colimación y sobreir radiación
(overbeaming), el factor de paso, la extensión del examen y las rotaciones extra (overranging)], la atenuación de la mesa de exploración y la distribución espectral de los rayos X. El haz se transporta sobre un
paciente virtual que es un "objeto tridimensional dividido en voxels" construido a partir de sus propias imágenes de TC y segmentado para diferenciar entre varios tipos de tejido o material (hueso, músculo,
pulmón y aire) así como para delimitar ciertos órganos o tejidos (pulmón y piel). En estas condiciones
hemos tomado objetos representativos del maniquí
antropomórfico Rando y de seis pacientes adultos,
tres hombres y tres mujeres de distintas características
morfológicas: "delgado, "estándar", y "grueso".
Los valores de los parámetros de adquisición se han
tomado de protocolos estándar de exámenes de angiografía coronaria con TC (120 kV, 100 mAs, colimación total 32 mm (64 x 0,5 mm), foco fino de 0,9
mm x 0,8 mm, campo de visión, FOV, de 32 cm, filtro de forma de cabeza), así como otras características específicas de las exploraciones cardíacas con
TC: posicionamiento especial del paciente con el
fin de situar el corazón en el isocentro, valores pequeños del factor de paso (pitch=0,2) y longitudes
del estudio comprendidas entre 9 y 13 cm, dependiendo del paciente considerado. Como paso previo
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
a estas simulaciones hemos estudiado, sobre un maniquí cilíndrico normalizado de 32 cm de diámetro,
la influencia del desplazamiento centro del maniquíisocentro en los valores de dosis. Las magnitudes
con las que se trabaja son la dosis absorbida, los índices de dosis de TC (CTDI), la energía impartida y
la dosis en órganos o tejidos. Los valores de dosis
absorbida se han normalizado al índice de dosis de
TC en volumen (CTDIvol).
Los resultados muestran una pequeña variación (<1%)
del CTDIw al desplazar el maniquí normalizado, aunque se produce una redistribución de la dosis: aumenta en dirección E y N, se mantiene constante en el
centro, y disminuye en las posiciones S y W. Con el
maniquí Rando y los pacientes se obtiene una relación
inversa entre la dosis media en el volumen irradiado y
el peso del paciente.
Los valores obtenidos al normalizar la dosis absorbida en promedio en el volumen irradiado (ADV)
con el CTDIvol están comprendidos en el rango 0,95
- 1,4 con valores crecientes para los pacientes más
delgados (entre 1,3 y 1,4 para el hombre y la mujer
delgados, entre 0,95 y 0,99 para el hombre y la mujer gruesos y 1,3 para el maniquí Rando). La energía impartida a todo el cuerpo, normalizada a la
longitud total de irradiación, ha variado en el intervalo 49 - 72 mJ/(cm irradiado) con valores menores
para los pacientes más delgados y el maniquí antropomórfico. De una forma similar en relación con la
masa de los pacientes, los valores de dosis en órganos han fluctuado entre 23 - 38 mGy en pulmón, entre 10 - 17 mGy en músculo y entre 25 - 36 mGy en
hueso, siendo éstas mayores para los pacientes más
delgados.
Adicionalmente, a partir del valor calculado para la
dosis en piel (46 mGy) y de la distribución de dosis
en los voxels, se ha estimado, por su interés desde el
punto de vista de protección del paciente, la dosis máxima absorbida en 1 cm2 de piel en la periferia del
maniquí Rando, obteniendo un valor de 60 mGy.
En conclusión, los resultados de este trabajo permiten
obtener unos primeros datos indicativos sobre las dosis impartidas en exámenes de Cardio-TC con equipos
de última generación y permiten albergar esperanzas
de cara a posteriores refinamientos en los cálculos,
aportados por la implementación de los sistemas de
modulación automática de intensidad, o la adquisición
sincronizada con la señal del EGC, de las que disponen estos equipos de TC.
Palabras clave: Tomografía computarizada multicorte,
Cardio-TC, dosis, pacientes adultos, maniquíes divididos
en voxels, simulación Montecarlo EGS4.
2027
ESTUDIO COMPARATIVO DE LAS
TÉCNICAS CLÁSICA Y SEGMENTADA
EN RT3D PARA LA PLANIFICACIÓN
EN TUMORES DE MAMA
M.P. DORADO RODRÍGUEZ1, F.J. CASADO VILLALÓN2,
C. BODINEAU GIL2, J.M. JAÉN1, J.A. TERRÓN LEÓN1,
C. MORENO SÁIZ2
1Servicio
de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen
Macarena. Sevilla. 2Servicio de Radiofísica. Hospitalaria. Hospital
Regional Universitario Carlos Haya. Málaga.
Introducción: Clásicamente, una de las técnicas de
mayor empleo en la dosimetría clínica del cáncer de
mama sin afectación de la región supraclavicular para
un tratamiento de RT3D, comprende el uso de 4 campos tangenciales: un tangencial interno y un tangencial externo, conformados al volumen tumoral y angulados para buscar la divergencia al pulmón y la
mama contralateral; y otros dos similares a éstos, pero
con cuña, de modo que del balance de pesos entre los
primeros y los segundos, se obtenga un reparto "triangular" de las zonas calientes y un cubrimiento lo más
homogéneo posible. Con la técnica segmentada el objetivo es exactamente el mismo, pero utilizando tangenciales abiertos al PTV complementados con tangenciales que sobreirradien las proyecciones del PTV
con deficiencia de dosis y protejan las proyecciones
del PTV con exceso de dosis así como los volúmenes
críticos.
Material y métodos: Los sistemas de planificación
utilizados son PCRT3D v4.4 y PLATO V3.4.0. Las
planificaciones seleccionadas están realizadas por seis
profesionales empleando la técnica convencional y la
segmentada. En la técnica segmentada, se sustituyen
los campos tangenciales con cuña por campos tangenciales conformados, pero no al volumen tumoral, sino
a la fracción de éste en la que no existe sobreirradiación tapando el exceso de dosis, que sobre el PTV, generan los tangenciales abiertos, así como protegiendo
también los órganos críticos. La forma de diseñar estos segmentos es sencilla: basta copiar los campos
tangenciales originales (salvo energía, que puede o no
ser la misma), y sobre la visión del haz, "proteger" las
zonas de isodosis más altas (aquéllas que, en términos
de ICRU50, exceden del +7% de la dosis de prescripción). El balance de pesos, en este caso, permite eliminar zonas sobreirradiadas. Ocasionalmente, este
proceso de segmentación, puede desembocar en una
generación de zona fría dentro del volumen tumoral.
En estos casos, para facilitar el compromiso entre la
existencia de zonas sub/sobreirradiadas, se introducen
Dosimetría clínica
201
dos nuevos campos en la dosimetría clínica (un total
de 6 por tanto): se tiene una segmentación en dos pasos, que añade libertad al balanceo de pesos, y optimiza el reparto de dosis.
Todos los casos seleccionados fueron mamas izquierdas y los órganos de riesgo seleccionados el pulmón
izquierdo, corazón y mama contralateral. Radiobiológicamente se evalúan las implicaciones de esta
mejora en la homogeneidad con la herramienta ALBIREO, obteniendo valores de TCP, NTCP's y UTCP a
partir de histogramas diferenciales dosis-volumen de
las dosimetrías clínicas.
Resultados y discusión: Cuando un tratamiento no
va acompañado de escalada de dosis, es decir, la prescripción dosimétrica es la convencional, plantear el
problema desde un punto de vista clásico o segmentado presenta pocas variaciones en cuanto a un análisis
matemático formal de HDV acumulados y en cuanto a
un análisis radiobiológico. Si se analiza el problema
exclusivamente desde un punto de vista matemático y
formal, los HDV acumulados indican que hay casi
siempre una pequeña ventaja en favor de la técnica
segmentada, porque se reduce la dosis máxima y la
caída es más abrupta con lo que se logra una mejor
homogeneización en el cubrimiento tumoral.
Si se analiza radiobiológicamente, a igualdad de parámetros que caracterizan los tejidos, los NTCP's son
mejores para la segmentada y los TCP's casi iguales.
Esto es cierto con la salvedad de que si se analizan las
incertidumbres que acompañan a cada uno de los parámetros que caracterizan a los tejidos en el modelo
lineal y cuadrático, que es el que se ha utilizado para
el análisis, ya no está tan clara la diferencia porque
estaríamos hablando del mismo intervalo de confianza. No obstante si existe una escalada de dosis en la
prescripción, los NTCP's mejoran bastante y los
TCP's pueden llegar a mantenerse iguales, con lo que
los UTCPs se desplazan en favor de la segmentación
claramente. Por lo tanto todas las desventajas que
plantea la segmentación como son un mayor número
de campos, más tiempo en la dosimetría clínica, ...
son compensados claramente. Si no hay escalada de
dosis no estaríamos en condiciones de afirmar una
mejora radiobiológica clara aunque sí una ligerísima
ventaja matemática formal.
Conclusiones: La comparación de ambas técnicas,
permite determinar que:
– La valoración de parámetros de los órganos de riesgo no presenta grandes diferencias en las técnicas
evaluadas.
– El tiempo de tratamiento disminuye para la dosimetría clínica segmentada, sobre todo en equipos con
202
cuñas físicas, pues se evita el que el operador tenga
que entrar en la unidad a colocarlas; igualmente se
omiten los giros de colimador para equipos con cuñas virtuales, que también conlleva un tiempo no
despreciable.
– La homogeneidad obtenida con la dosimetría clínica segmentada es notoriamente mayor. Esto es debido a la personalización del tratamiento (se puede
entender la segmentación como una cuña a la medida de cada paciente).
Palabras clave: Técnica segmentada, tratamiento de mama, TCP y NTCP.
2028
NUEVA TÉCNICA DE IRRADIACIÓN
PARA CÁNCER DE CABEZA Y CUELLO
PARA PACIENTES CON TRAQUEOSTOMA
A. UREÑA LLINARES, A.J. SANTOS RUBIO, M. BAEZA
TRUJILLO, G. SÁNCHEZ CARMONA, M. HERRADOR
CÓRDOBA
Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen del
Rocío. (Hospital General). Sevilla.
Introducción: La irradiación de tumores de cáncer
de cabeza y cuello es complicada por la inhomegeneidad de tejidos y la dosis máxima aceptable en órganos de riesgo siendo el más restrictivo la médula
espinal. En nuestro caso la presencia de un traqueostoma en el paciente complica la dosimetría clínica
debido a que no es posible encontrar haces que salven a la misma vez las limitaciones de dosis máxima en médula y eviten los hombros. Hasta ahora en
nuestro centro, esta zona se trataba mediante un solo haz ántero-posterior, quedando infradosificada
para poder cumplir la restricción de dosis máxima
en médula.
El objetivo de este trabajo es presentar una nueva técnica de irradiación de la zona del estoma basada en
hemicampos. Entre los inferiores se utilizan dos en arco entre otros, como novedad.
Material y métodos: Se han escogido dos casos. El
primero es un cáncer de suelo de boca y el otro de faringe, ambos con estomas. En ellos, el radioterapeuta
incluyó los estomas en el volumen clínico blanco,
prescribiendo 50 Gy. No entramos a considerar las sobreimpresiones del lecho tumoral o volumen tumoral
tratadas en una segunda parte. Para realizar la dosimetría se empleó el sistema de planificación Oncentra
Masterplan v. 1.5 SP1. El algoritmo de cálculo usado
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
fue el Collapsed Cone debido a la presencia de aire en
el volumen de tratamiento.
La dos técnicas que se utilizaron se basaron en hemicampos: inferiores y superiores. En ambas, la zona de
tratamiento de los hemicampos superiores consistía en
una configuración de cinco campos de fotones (dos
laterales, dos oblicuos posteriores y un haz posteroanterior, estos tres últimos excluyendo médula). La
zona inferior de la planificación se trató con dos técnicas diferentes. La técnica 1 consistía en un haz antero-posterior mientras que la técnica 2 estaba compuesta por dos arcos con cuñas y dos haces oblicuos
anteriores con cuña que excluyeran médula y con pocas unidades de monitor. Tanto los arcos como los
oblicuos anteriores evitaban radiar hombros. El isocentro era el mismo en ambas técnicas.
Resultados y discusión: En ambos casos la reducción
de la dosis en médula es considerable dentro de los límites en los que nos movemos. En el paciente con
cáncer de laringe se imparte a la médula 2,3 Gy menos en todo el tratamiento y en el caso de suelo de boca 2,2 Gy. La cobertura del tumor resultó igual: 50 Gy
al 90% de volumen del CTV con las dos técnicas para
el cáncer de laringe, o mayor: 50 Gy al 90% en la técnica 1 y un 93,5% en la técnica 2 en el caso del paciente con cáncer de suelo de boca.
A pesar de que el tratamiento presenta una mayor
complejidad en su puesta en práctica, permite cumplir
con las dosis de restricción impuestas por el radioterapeuta, sobre todo en el caso de la médula.
Sin embargo, la técnica deja de ser factible cuando la
variación de profundidad del isocentro en el caso de
los arcos supera los 2 cm de diferencia entre la zona
más superficial y la más profunda ya que aparecen
zonas calientes.
Conclusiones: Se presenta en el caso de irradiación
de los estomas en cánceres de cabeza y cuello, una
nueva técnica que permite ajustar la dosis en médula a
un valor entre 45-46 Gy, mejorando o al menos dejando igual la cobertura sobre el tumor.
Palabras clave: Cáncer de cabeza y cuello, dosimetría clínica, traqueostoma, arcoterapia.
2029
ESTIMACIÓN DEL MOVIMIENTO
INTER-FRACCIÓN DE LA PRÓSTATA
EN TRATAMIENTOS DE RADIOTERAPIA
EXTERNA
M. LLORENTE MANSO, N. CARBALLO GONZÁLEZ, J.C.VIERA
JOGE, T. VICENTE TORIBIO
Servico de Radioterapia. Centro Oncológico MD Anderson. Madrid.
Introducción: En los tratamientos de cáncer de próstata con Radioterapia externa, es importante reducir
los márgenes alrededor del GTV para minimizar la
dosis en los órganos críticos, en especial el recto y la
vejiga. Las referencias óseas localizables en una imagen radiográfica no son suficientes para localizar la
próstata ya que ésta se mueve con respecto a las estructuras óseas debido al variable llenado de la vejiga
y el recto1,2. Un método para reducir el error en la localización diaria del volumen blanco lo proporcionan
sistemas de localización ecográfica de la próstata.
Material y métodos: Se ha elegido al azar 20 pacientes tratados con IMRT en los que se irradian próstata
y vesículas seminales con 78 Gy en 39 fracciones.
Antes del tratamiento, sobre la mesa del acelerador, se
le realiza una ecografía abdominal al paciente con el
sistema BAT (Nomos Corp.) Sobre la imagen ecográfica se hacen coincidir los contornos de próstata, recto
y vejiga exportados del sistema de planificación. Los
desplazamientos que se hacen sobre la imagen se trasladan al paciente moviendo la mesa de tratamiento.
Resultados y discusión: Se han analizado un total de
780 desplazamientos en las tres direcciones espaciales
(lateral, vertical y longitudinal) con los siguientes resultados
Lateral
Vertical Longitudinal
Promedio
(mm)
0
0,4
1
Desviación
estándar
1,6
2,7
3
Desplazamiento
máximo (mm)
7
6
1,1
Se realizaron desplazamientos de 5 mm o más en un
18% de las sesiones
Conclusiones: El hecho de que el promedio de los
desplazamientos esté cercano a cero, hace pensar que
la adquisición de la ecografía no introduce un error
sistemático desplazando la próstata.
Para asegurar un total cubrimiento del GTV en todas
las sesiones sin el uso de un sistema de localización,
es necesario utilizar márgenes de más de 5 mm. El
uso de un sistema de localización ecográfica, permite
utilizar márgenes menores y reducir, por tanto, la dosis en órganos críticos.
Dosimetría clínica
203
Referencias
1. Darren et al. "Use of portal images and BAT ultrasonography to measure setup error and organ motion for
prostate IMRT: implacations for treatment margins". Int
J Radiat Oncol Biol Phys 2003; 56 :1218-1224.
2. Trichter F, Ennis R. "Prostate localization using transabdominal ultrasound imagin". Int J Radiat Oncol Biol
Phys 2003;56 :1225-1233.
2030
EFECTO DEL MOVIMIENTO
RESPIRATORIO EN LA DOSIS EN
TUMORES PULMONARES TRATADOS
CON RADIOTERAPIA ESTEROTÁXICA
M. LLORENTE MANSO, N. CARBALLO GONZÁLEZ, J.C. VIERA
JOGE, T. VICENTE TORIBIO
Servico de Radioterapia. Centro Oncológico MD Anderson. Madrid.
Introducción: En el tratamiento de lesiones pulmonares con Radioterapia, es importante tener en cuenta el
movimiento debido a la respiración de los volúmenes a
tratar. Esto debe tenerse en cuenta en la determinación
de los márgenes de seguridad. También ha de tenerse en
cuenta que, al tratarse de volúmenes rodeados de tejido
de baja densidad, la distribución de dosis cambia con el
movimiento del tumor. En este trabajo estimamos el impacto de dicho efecto en la distribución de dosis.
Material y métodos: Se han tratado 10 pacientes
con metástasis pulmonares únicas o tumores pulmonares primarios con técnica esterotáxica. Para ello,
se localiza el isocentro del tratamiento con una guía
esterotáctica de cuerpo (Body Frame de Electa
Oncology Systems, Crawley. R.U) que limita el movimiento respiratorio del paciente con una placa de
metacrilato que presiona el diafragma a un nivel fijo
y reproducible. Para la delimitación de volúmenes,
se realizan dos series de escáner: una con el paciente
respirando normalmente y otra en inspiración. Se delimita el GTV en cada una de las series y se crea un
PTV que comprende ambos GTV más un margen de
3 mm sobre el que se planifica el tratamiento. Éste
se realiza con haces de 6 MV y se calcula con un algoritmos de convolución (ADAC, Milpitas.
E.E.U.U.)
Para estimar la influencia del movimiento respiratorio
en la distribución de dosis, se hará una primera planificación sobre la series de escáner con respiración
normal. El resultado de ésta (conformación de los haces y número de unidades monitor) se traslada a la serie en inspiración sobre la que se calcula la dosis.
204
Resultados y discusión: Se evaluó el movimiento del
tumor debido a la respiración y la dosis media recibida por el GTV en cada una de las dos series. Los volúmenes del GTV variaban entre 4 y 51 cm3. El desplazamiento del tumor se encuentra entre 5 y 6 mm en
dirección anterior y entre 3 y 12 mm en dirección craneal. La variación de la dosis media al GTV estaba
por debajo del 1% en 8 casos y entre el 2 y el 3% en
los dos restantes. La dosis mínima GTV varía menos
del 1% en seis de los casos; entre el 1 y el 3% en tres
casos y sólo en uno variaba en un 4,6%
Conclusiones: Cuando utilizamos un dispositivo limitador de la respiración como el compresor diafragmático, el variación es la distribución de dosis debida al
movimiento respiratorio es de poca importancia en la
mayoría de los casos, si bien puede llegar a ser apreciable y se recomienda su estimación para ser tenida
en cuenta en le realización de la planificación.
Palabras clave: Radioterapia, Esterotaxia, Planificación 4D.
2031
EXACTITUD DEL SISTEMA DE
PLANIFICACIÓN Y CÁLCULO ECLIPSE
EN EL CÁLCULO DE LAS UNIDADES DE
MONITOR PARA HACES CONFORMADOS
DE ELECTRONES
M. BELTRAN, C. SÁEZ, A. SEOANE, M. HERMIDA,
N. FERREIROS, X. FA, J. SÁEZ
Servicio de Física. Hospital Vall d'Hebron. Barcelona.
Introducción: El uso de los sistemas de planificación
y cálculo (SPC) para obtener una distribución de dosis en 3D para haces de electrones está ampliamente
implantado y la exactitud de los diferentes algoritmos
ha sido evaluada por diversos autores. Sin embargo la
exactitud de los SPC para calcular las unidades de
monitor (UM) necesarias para administrar la dosis
prescrita no está documentada. La fuerte dependencia
de los factores de campo con la energía del haz y la
geometría del cabezal hace que muchos físicos prefieran calcular las UM a partir de medidas experimentales propias en lugar de usar los SPC. En este trabajo
se analiza la exactitud del SPC Eclipse para predecir
las UM necesarias para administrar una dosis prescrita en un punto situado en el centro del haz y a la profundidad correspondiente a la máxima dosis absorbida (zmax), para un conjunto de campos conformados
habitualmente usados en tratamientos de tumores de
cabeza y cuello.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Material y método: Se analizan las diferencias entre
las UM calculadas por el SPC Eclipse (Varian) y las
calculadas a partir de los factores de campo determinados experimentalmente. Las comparaciones se realizan en el punto situado sobre el eje del haz a la profundidad de máxima dosis en condiciones de
referencia definidas según el ICRU 71. En estas condiciones, discrepancias superiores al 3% se consideran inapropiadas.
El estudio se realiza para haces de electrones producidos por un acelerador Mevatron KDS 18 (Siemens) de
energías comprendidas entre 8 y 18 MeV, los campos
se obtienen a partir de moldes de Cerrobend que se
insertan en el aplicador, las dimensiones van desde el
4 cm x 4 cm hasta 10 cm x 10 cm correspondiente al
aplicador abierto.
Las UM experimentales se obtienen a partir de la medida de los factores de campo, definido como el cociente entre la dosis por unidad de monitor a la zmax
para un campo cualquiera respecto a un campo de referencia que en nuestro caso será el campo obtenido
con el aplicador sin inserto de Cerrobend. Para asegurar la irradiación homogénea del detector las medidas
del factor de campo se efectúan con cámara tipo Pin
Point de PTW de 0,015cm3 de volumen.
Las UM calculadas por el Eclipse se obtienen creando
un maniquí regular y homogéneo, previamente se ha
verificado que el algoritmo de cálculo reproduce dentro de los criterios de aceptabilidad definidos por Van
DyK et al, los rendimientos en profundidad y perfiles,
para las energías y campos estudiados.
Resultados y discusión: Los factores de campo medidos difieren en menos de un 3% respecto la unidad,
valor correspondiente al campo de referencia, para todos los campos y energías estudiadas. Este resultado
concuerda con la referencias donde se señala que la
incorporación de insertos no debe provocar diferencias importantes en el factor de campo. Comparando
las UM obtenidas experimentalmente y las calculadas
por Eclipse se detecta que las UM calculadas son
siempre superiores a las derivadas a partir de la medida de los factores de campo. Eclipse calcula las UM a
partir de factores de campo calculados como el cociente entre la dosis máxima en el centro del haz para
cada campo respecto la dosis máxima correspondiente
al campo de referencia. Estos factores de campo calculados siempre están por debajo de la unidad apartándose más de este valor a medida que el tamaño de
campo y la energía disminuyen.
La diferencia en el comportamiento de los factores de
campo medidos y los calculados causa una discrepancia en las UM finales para administrar una dosis pres-
crita. Estas discrepancias llegan a alcanzar valores superiores al 10% para campos pequeños y bajas energías.
Conclusiones: Se ha analizado la exactitud del SPC
Eclipse para calcular las UM necesarias para administrar una dosis prescrita en un punto para haces de
electrones. Se comprueba que Eclipse sobreestima las
UM respecto a las medidas experimentales. Las diferencias observadas superan la tolerancia auto impuesta del 3% alcanzando valores superiores al 10% para
campos pequeños y bajas energías.
En base a estos resultados, nuestra recomendación es
no usar las UM calculadas por Eclipse para haces de
electrones obtenidos de un acelerador Siemens. En este caso se recomienda utilizar un método de cálculo
independiente basado en las medidas experimentales.
Palabras clave: Electrones, factores campo, unidades de
monitor.
2032
DESARROLLO DE UN PROTOCOLO DE
VERIFICACIÓN DE LOS INFORMES
DOSIMÉTRICOS
P. SÁNCHEZ GALIANO, J.M. GONZÁLEZ SANCHO, D. CRELGO
ALONSO, J. VIVANCO PARELLADA, E. PARDO PÉREZ,
M. PÉREZ FERNÁNDEZ, A. VILLACÉ GALLEGO,
J. FERNÁNDEZ GARCÍA
Unidad de Radiofísica. Hospital Universitario Central de Asturias.
Oviedo.
Introducción: El proceso radioterápico consta de varias fases. Una de ellas es la planificación personalizada del tratamiento a partir de los datos anatómicos
del paciente y de la prescripción médica. Una vez acabado el plan es obligatoria la emisión de un informe
dosimétrico individualizado por parte del especialista
en radiofísica hospitalaria que haga referencia explícita a dicha prescripción, donde debe quedar reflejada
tanto la geometría de la unidad de irradiación como la
dosimetría clínica, y que se utiliza como referencia
primaria del tratamiento. Por tanto han de establecerse
controles de calidad para minimizar los posibles errores en la generación de dicho documento que podrían
dar lugar a irradiar mal al paciente. En este trabajo se
expone el desarrollo de un procedimiento completo y
semiautomatizado de creación y verificación de dichos informes adaptado a nuestras necesidades.
Material y métodos: Los controles de calidad tienen
que ser lo suficientemente rigurosos para que sean
efectivos sin aumentar excesivamente la carga de tra-
Dosimetría clínica
205
bajo y por tanto es deseable que sean sistemáticos y
automatizados en todo lo posible. En particular hay
que verificar que son correctos los datos personales,
dosimétricos y geométricos, que la planificación se
corresponde con la prescripción, que el informe está
completo y que todo es concordante.
pondientes aproximadamente a 800 pacientes y más
de 5.000 campos de tratamiento, lo que vienen a ser 6
pacientes, 14 planes y 38 campos por cada día laborable. Esto da idea de la carga de trabajo del departamento, teniendo en cuenta además que no todos los
planes siguen este circuito (dosimetrías 1D y 1D+).
Además, para el buen funcionamiento del proceso radioterápico en su conjunto, es conveniente proporcionar un informe resumido del tratamiento donde aparezcan los datos imprescindibles en el orden correcto
y en un formato fácilmente legible.
No se ha cuantificado la ganancia obtenida con la automatización porque no se registró la frecuencia de las
correcciones, pero es un hecho que se ha producido,
ya que se ha conseguido que prácticamente ningún
plan de tratamiento salga informado con incoherencias, errores o información confusa.
Con el fin de automatizar la revisión de los planes de
tratamiento y de los informes dosimétricos se diseñó e
implementó un programa informático obteniendo la
información directamente de los archivos en el estándar DICOM RT que suministra el planificador. Se revisa así la posible existencia de incongruencias de los
parámetros del plan, como violaciones de los límites
mecánicos de las unidades de irradiación o la utilización de máquinas obsoletas, o el uso de nombres de
los haces erróneos o confusos, y se chequean los
tiempos de tratamiento de todos los haces. Estos últimos cálculos se realizan de manera casi independiente
de los del planificador, pues al haber implementado
un algoritmo basado en el método de Clarkson, el único parámetro que se obtiene de aquel es la profundidad efectiva del punto de peso.
El programa también suministra una plantilla individualizada para cada paciente que se usa como guía en
el resto de la revisión, que se lleva a cabo de forma
manual. Concretamente, se chequea así la coherencia
de los datos del paciente, la coincidencia del plan con
la prescripción, la distribución de dosis, los histogramas, la posición de los puntos de peso, el algoritmo
de cálculo utilizado, la geometría del paciente y de la
mesa, para evitar que los haces atraviesen partes opacas, que el informe esté completo y que todos sus datos sean concordantes. Esta segunda parte del proceso
consume tiempo de máquina y de personal, ya que requiere que un radiofísico lo realice en una consola del
planificador, pero el hecho de seguir una plantilla asegura que la revisión sea sistemática, con lo cual se
agiliza el chequeo y se minimizan los olvidos.
Además se puede imprimir un resumen del plan en el
mismo formato que la ficha de tratamiento para facilitar el proceso de transcripción de los datos. Esto último cobra importancia en el caso de que la unidad de
irradiación no disponga de un sistema de registro y
verificación, o que éste no esté conectado al planificador.
Resultados y discusión: En cerca de 6 meses se han
verificado automáticamente unos 1.800 planes corres206
En cuanto al funcionamiento del chequeo automático
de los tiempos de tratamiento, se obtuvo que sólo en
un 16% de los campos calculados la diferencia entre
el tiempo suministrado por el planificador y el de la
verificación fue superior al 3%. En estos casos se analizó la causa de dicha diferencia antes de dar de paso
el informe, que generalmente fue debida a las diferencias entre el algoritmo de Clarkson y el de superposición.
Conclusiones: La revisión de los informes dosimétricos preceptivos de todo tratamiento radioterápico es
necesaria para reducir al mínimo el riesgo de llevar a
cabo planes erróneos. Además es importante evitar las
pequeñas equivocaciones, que sin llegar a ser graves,
pueden provocar confusiones y retrasos.
Al sistematizar y automatizar este proceso se ha conseguido la práctica desaparición de la salida del departamento de informes erróneos, y al mismo tiempo
se ha disminuido drásticamente el tiempo empleado
en realizar los controles. En síntesis, ha aumentado la
calidad del proceso radioterápico.
Palabras clave: Informe dosimétrico, garantía de calidad.
2033
AUTOMATIZACIÓN DE LAS HOJAS DE
TRATAMIENTO Y VERIFICACIÓN
INDEPENDIENTE DE UM
J. ALMANSA, E. ANGULO, I. CASTRO, L. QUIÑONES,
M. IBORRA
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital
Universitario Puerta del Mar. Cádiz.
Introducción: El RD por el que se establecen los criterios de calidad en radioterapia exige la verificación
de los cálculos realizados por el sistema de planificación mediante un método independiente así como la
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
verificación de la coincidencia de los datos del informe dosimétrico con los correspondientes de la planificación del tratamiento.
Por otro lado el registro manual de los datos de la dosimetría clínica en las hojas de tratamiento de los pacientes es una actividad, que además de consumir una
gran cantidad de recursos, conlleva una tasa no despreciable de errores en la trascripción.
El propósito de este trabajo ha sido el diseño de una
aplicación que automáticamente trascriba los datos de
la dosimetría clínica provenientes del Sistema de
Planificación (SP) a un formato consensuado con el
servicio de Radioterapia de hoja de tratamiento. Este
programa simultáneamente realiza la verificación de
las Unidades Monitor (UM) mediante un algoritmo y
datos independientes de los utilizados por el SP.
Material y métodos: Para la realización de esta aplicación se ha elegido Perl (v.5.8.3) como lenguaje de
programación, utilizando las librerías Tcl/Tk para dotar de una interfaz gráfica (GUI). Las razones de esta
elección han sido:
– Es un lenguaje interpretado y por tanto independiente del Sistema Operativo,
– permite la programación modular (módulos
Gráfico, de impresión, de verificación de UM, y de
importación de datos desde los SP),
– y su clara orientación hacia el manejo de cadenas.
La aplicación permite:
– Importar datos de la Dosimetría Clínica (DC) de
dos sistemas de planif icación (Render Plan y
PCRT),
– realizar modificaciones en estos,
– producir las hojas de tratamiento (formato
Postscript en A4 o A3),
– producir una hoja de posicionamiento de los haces,
– y realizar una verificación automática de las UM de
cada haz clasificando los resultados en tres niveles
de tolerancia mediante un código de colores.
Para la verificación de las UM se utiliza una base de
datos en forma de tablas ASCII externa al SP. Se ha
implementado un sistema de control de integridad de
cada una de las tablas mediante la verificación del
"hash md5" asociado.
Conclusiones: Se dispone de una herramienta que reduce considerablemente el tiempo necesario para la
creación de las hojas de tratamiento (de 15 minutos de
media a menos de 1 minuto), eliminando los errores,
en absoluto despreciables, asociados a la trascripción
manual de los datos y liberando recursos para otras
medidas de control de calidad de la dosimetría clínica
como es la revisión completa por dos especialistas.
Se da cumplimiento al RD de garantía de calidad en
Radioterapia en lo referente a la verificación de las
unidades monitor y a la exactitud del informe dosimétrico.
Palabras clave: Informe Dosimétrico, Verificación UM,
Control de Calidad.
2034
CARACTERIZACIÓN DOSIMÉTRICA DE
UN MAMÓGRAFO DIGITAL
S. MORAL SÁNCHEZ, O. HERNÁNDEZ ARMAS, A. CATALÁN
ACOSTA, J. HERNÁNDEZ ARMAS
Servicio de Física Médica y Protección Radiológica. Hospital
Universitario de Canarias. Ofra. La Laguna. Tenerife.
Introducción: El objeto de este trabajo ha sido la caracterización dosimétrica de un mamógrafo digital, de
forma que puedan realizarse las estimaciones de las
dosis de referencia en mamografía, siguiendo así establecidas en el Real Decreto 1976/1999 por el que se
establecen los criterios de calidad en radiodiagnóstico
de forma rápida, precisa y lo menos invasiva posible.
Material y métodos: El mamógrafo utilizado es un
mamógrafo digital de GE, modelo Senograph D-2000
con un "panel plano" de silicio amorfo. Tiene disponible las siguientes combinaciones ánodo-filtración:
Molibdeno-Molibdeno (Mo-Mo); Rodio-Rodio (RhRh); Molibdeno-Rodio (Mo-Rh). Para cada una de estas combinaciones se midió su capa hemirreductora
(CHR) y el kerma en aire en superficie sin retrodispersión (KASE) para una tensión de 28kV.
Para la caracterización dosimétrica se ha utilizado un
PMX-III con su sonda R100 y con certificado de calibración en kerma-aire actualizado. El procedimiento
seguido ha sido el descrito en el Protocolo Español de
control de calidad en Radiodiagnóstico.
A partir de estos datos se ha elaborado una hoja de
cálculo Excel que en el cual, se introducen los siguientes datos: ánodo, filtración, kV, mAs, edad y espesor de la mama. Con ellos la hoja permite determinar las magnitudes dosimétricas Dosis Entrada en
Superficie (DES) y Dosis Glandular Media (DGM).
Para calcular el rendimiento y las CHR a tensiones diferentes de 28 kV se ha utilizado el método paramétrico de Robson. La DGM se ha calculado a partir del
KASE mediante unos factores adimensionales, utilizando los factores propuestos por Dance et al.
Dosimetría clínica
207
Se ha usado un lector dosimétrico Harshall 4000 y
con TLD 100 para verif icar los datos obtenidos
por la hoja de cálculo para un maniquí estándar de
mama de PMMA. El proceso se ha realizado con
distintas tensiones y combinaciones ánodo-filtración.
Resultados y discusión: Se ha elaborado una hoja
Excel que permite automatizar el cálculo de la Dosis
Entrada en Superficie (DES) y la Dosis Glandular
Media (DGM) a partir de los parámetros técnicos de
la exploración con las siguientes expresiones:
DES = KASE x Factor de Retrodispersión
DGM = KASE g c s,
donde ;
g: es el factor de composición glandular
c: factor dependiente de CHR, espesor de la mama, % de tejido glandular
s: factor de corrección dependiente de la combinación ánodo-filtro.
Se han calculado los valores de DGM de referencia en
nuestra instalación para cada una de las proyecciones
habituales y combinaciones ánodo filtro dando como
resultados medios:
Dosis Glandular Media (mGy)
Proyecciones
Cráneo-caudal
Lateral oblicua
Combinación ánodo- filtro
(Mo-Mo) (Rh-Rh) (Mo-Rh)
1,29
2,52
1,30
1,23
2,28
1,42
Se han comparado los resultados de nuestra hoja de
cálculo, con los datos de DES y DGM estimados con
el software del propio mamógrafo. Se han encontrado
diferencias inferiores al 10%.
Referencias
1. Procedimientos Recomendados para la dosimetría de rayos X de energías entre 20 y 150 keV en
Radiodiagnóstico. Sociedad Española de Física Médica,
2005.
2. Protocolo Español de control de calidad en
Radiodiagnóstico. Aspectos técnicos I, SEFM;
SEPR;2003.
3. Robson KJ. " A parametric method for determining
mammographic X-ray tube output and half value layer".
Br J Radiology 2001;74:335-340.
4. Dance DR, et al. "Additional factor for the estimation
for mean glandular breast dose using the UK mammography dosimetry protocol" Phys Med Biol 2000; 45:
3225-3240.
Palabras clave: Dosis mamografía.
208
2035
MEDIOS DE IMAGEN EN LA
DOSIMETRÍA DE LA BRAQUITERAPIA
EPIESCLERAL
J.M. DE FRUTOS-BARAJA, MM. AGULLA-OTERO, A. RUIZBUENO, R. DE BLAS-SIMÓN, D. MATEO-LAGUNA, F. LÓPEZLARA-MARTÍN, SAORNIL-ÁLVAREZ
Hospital Universitario de Valladolid.
Introducción: El melanoma de coroides es el tumor
primario intraocular más frecuente en el adulto, con
una incidencia de 5 ó 6 casos por cada millón de habitantes y año. Cuando el tumor es de tamaño mediano,
pequeño pero con actividad o grande en ojo único está
indicado el tratamiento con braquiterapia. Como en
todos los tratamientos de braquiterapia la definición
correcta del tumor es crucial para el cálculo de la distribución de dosis y del tiempo de tratamiento. El propósito de este trabajo es la comparación de las dosis
calculadas a partir de las medidas del tumor obtenidas
por distintos medios.
Material y métodos: Es un estudio retrospectivo de
50 ojos enucleados correspondientes a 50 pacientes
con diagnóstico de melanoma de coroides. Para cada
caso se recogieron los datos de la altura del tumor obtenidos mediante estudios de anatomía patológica tanto en el espécimen macroscópico como en la preparación microscópica, y los obtenidos con los medios de
imagen disponibles para esta medida que son la resonancia magnética nuclear RMN, la tomografía axial
computerizada TAC y la ecografía en modo B US.
Los datos fueron almacenados en una base de datos
Access.
Se calculó la distribución de dosis en el ápex del tumor mediante el sistema de planificación de tratamientos Bebig para tres aplicadores tipo COMS de
diámetros 10 mm (con 5 fuentes de I-125), 16 mm
(con 13 fuentes) y 22 mm (con 21 fuentes), para una
duración de tratamiento de 1 hora, analizándose posteriormente con una hoja de cálculo Excel y la aplicación estadística SPSS.
Resultados y discusión:
Diferencia de dosis en ápex (%)
Comparación con la preparación macroscópica
Tamaño del aplicador
10 mm
16 mm
22 mm
TAC
16,5
14,8
13,4
RMN
3,6
4,9
5,5
US
6,0
7,3
5,0
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Conclusiones: Aunque los resultados obtenidos pueden estar influidos en parte por el tamaño de los tumores estudiados, en su mayoría de tamaño grande, y por
el pequeño tamaño muestral en alguno de los medios
de imagen muestran la importancia de la elección del
medio de imagen para obtener los datos para la dosimetría. Particularmente relevantes son los obtenidos
en la comparación con la TAC debido a la dificultad
para esta técnica y tumores grandes de distinguir entre
el tumor y el desprendimiento de retina asociado.
Agradecimientos: Este trabajo ha sido financiado en
parte con un proyecto de investigación concedido por
la Junta de Castilla y León (Orden SAN/1322/2006 de
22 de agosto, BOCYL de 29 de agosto de 2006)
Palabras clave: Braquiterapia, dosimetría clinica, aplicadores COMS.
es la menor utilización de recursos, entendiendo como
tales un menor número de segmentos y unidades de
monitor, para una distribución de dosis que cumple
perfectamente los requerimientos clínicos.
Material y métodos: El procedimiento MPH se realiza en un sistema de planificación Pinnacle, y en el
modulo de IMRT del mismo planificador se ha comparado con los resultados obtenidos con planificación
inversa. El acelerador utilizado ha sido un Siemens
'Primus'. Los pasos a seguir para la realización de los
tratamientos son:
1. Determinación del isocentro y ángulos de incidencia en función de la simetría de los volúmenes
afectados. Optimización de estos ángulos en función de la perspectiva de los órganos de riesgo y
PTV minimizando sus intersecciones.
2. Obtención de los segmentos según criterios de álgebra de Boole con los volúmenes y de compensación de los espesores de tejido. Se han distinguido
6 tipos de segmentos en función de su configuración:
2036
SOLUCIÓN DE CLASE PARA EL
TRATAMIENTO DE TUMORES DE
CABEZA Y CUELLO MEDIANTE IMRT
CON EL PROCEDIMIENTO MPH
(MODULACIÓN POR PERSPECTIVA DEL
HAZ)
– Que engloban toda la proyección del PTV
J. ROSELLÓ1, L. BRUALLA1, D. PLANES1, S. ALONSO1,
F. SÁNCHEZ-DOBLADO2, M.T. GARCÍA1
– Que compensan la fluencia en las regiones que
se han visto mas protegidas y en consecuencia
subirradiadas por la presencia de OAR tras el
uso de los segmentos de tipo anterior
1Servicio
de Radiofísica-ERESA. Hospital General Universitario de
Valencia. 2Departamento de Fisiología Médica y Biofísica.
Universidad de Sevilla.
Introducción: La aplicación de la IMRT en los tumores de cabeza y cuello, está justificada por un intento
en la reducción de las complicaciones tardías tales como la xerostomía, presente en la mayor parte de los
pacientes tras la radioterapia conformada 3D, cuyo
volumen de irradiación no puede evitar la irradiación
de las glándulas parotidas y por la posibilidad de incrementar la dosis del tumor sin comprometer la tolerancia de los tejidos sanos. A estos hechos habría que
añadir la posibilidad de irradiar a altas dosis tumores
que debido a su proximidad a estructuras de alto riesgo de complicaciones irreversibles (médula), en la actualidad con tratamientos convencionales reciben dosis subósptimas. En este trabajo mostramos una
solución obtenida mediante de IMRT por el procedimiento de Modulación por la Perspectiva del Haz
(MPH), equiparable o superior a la obtenida mediante
planificación inversa para el tratamiento de los tumores de cabeza y cuello. Además, una de las principales
ventajas del procedimiento MPH frente al de inversa
– En los que se protege la intersección del PTV
con los órganos de riesgo(OAR).
– Para compensar la mayor 'sombra' que hacen los
órganos de riesgo sobre el PTV en la región que
comparten.
– Que compensan las diferencias de espesor de tejido a atravesar.
– Segmentos adicionales para proporcionar una
sobreimpresión cuando ésta sea necesaria.
3. Peso de cada uno de los segmentos secuencialmente a partir de los de tipo 2 y acabando con los de tipo 1 dándoles a estos la mínima fluencia compatible con nuestros requerimientos de homogeneidad.
Resultados y discusión: Los tratamientos de los tumores de Cabeza y Cuello mediante IMRT en el
Servicio de Radioterapia se llevan realizando desde
mediados del 2004 habiéndose tratado alrededor de
100 pacientes por este procedimiento. La media de
segmentos por tratamiento ha sido de entre 25 y 35 si
el tratamiento no contempla boost integrado y de entre 30 y 40 sí lo contempla.
Conclusiones: Se ha puesto a punto un método de
planificación directa denominado MPH, basado en
la perspectiva que el haz tiene de los volúmenes clí-
Dosimetría clínica
209
nicos implicados, aplicable a los tratamientos de cabeza y cuello. Tras 3 años de experiencia en este tipo
de tratamientos aplicados a cabeza y cuello se han
obtenido distribuciones de dosis de acuerdo con las
prescripciones clínicas. Los resultados obtenidos han
sido siempre comparables al procedimiento de la
IMRT inversa. No obstante, la efectividad en términos de UM, número de segmentos empleado, tiempo
de tratamiento, dosis integral y fiabilidad dosimétrica hacen claramente más eficiente al método MPH.
La mayor parte del procedimiento descrito podría ser
implementado algorítmicamente en el planificador si
éste dispone de las herramientas adecuadas para hacerlo (posibilidad de álgebra de Boole automática
con volúmenes y automatización de la optimización
de pesos).
Palabras clave: Intensidad modulada, Tratamiento del cáncer de Cabeza y Cuello, planificación directa, planificación inversa.
2037
EVALUACIÓN DE UN SISTEMA DE
DOSIMETRÍA 'IN VIVO' POSTAL PARA
IRRADIACIÓN CORPORAL TOTAL:
REVISIÓN DE DATOS EN EL PERIODO
2002 - 2006
A. SEOANE1, J. MUÑOZ2, C. SÁEZ1, J. LLANSANA2,
M. BELTRÁN1, M. HERMIDA1, N. FERREIROS1, J. GULTRESA2
1Servicio de Física. Hospital Vall d'Hebron. Barcelona. 2Centro de
Dosimetría, S.L. Barcelona.
Introducción: En el presente trabajo se efectúa una
revisión del control dosimétrico de 95 pacientes sometidos a tratamientos de Irradiación Corporal Total
(ICT) en el Servicio de Radioterapia del Hospital Vall
d'Hebron en el periodo desde 2002 a 2006. Se describe el procedimiento de dosimetría 'in vivo' efectuado
mediante dosímetros TL y los resultados obtenidos.
Material y método: La ICT se lleva a cabo con haces
de fotones de 6 MV provenientes de un acelerador
Siemens Mevatron KDS, situando al paciente a una
DFS próxima a 212 cm (pediátricos) o 360 cm (adultos) y utilizando el tamaño de campo máximo (40 cm
x 40 cm a DFS=100 cm) y colimador a 45º. Las medidas para caracterizar el haz en estas condiciones se
realizaron con cámara de ionización. Se determinaron
los rendimientos en profundidad en el eje del haz, perfiles transversales al eje del haz, y la tasa de dosis
(Gy/UM) a la profundidad del máximo.
210
Se utilizan dosímetros TLD-100, BICRON, lectores
automáticos TL, RADOS RE-1, y minimaniquíes de
PMMA y de ABS compuestos de 4 detectores TL. La
calibración de los dosímetros TLD se realizó en las
condiciones de referencia y en las de aplicación del
tratamiento. Se situaron dosímetros a la profundidad
del máximo en un maniquí de PMMA, y se efectuaron
las correcciones recomendadas para pasar a agua. En
ambos casos se colocaron dosímetros en un minimaniquí a la entrada y salida del haz para obtener factores de paso con el tamaño del haz.
Para el cálculo de UM para cada paciente, se toman
los diámetros anteroposterior (AP) y lateral (LAT) en
las siguientes localizaciones: cabeza, cuello, brazo,
tórax, abdomen y tobillo, diseñándose las protecciones pulmonares sobre una radiografía realizada en la
posición de tratamiento prescribiendo la dosis a la
profundidad media del abdomen.
La dosis se administra en 2 sesiones al día (con un intervalo mínimo de 6 horas), constando cada una de un
campo anterior y otro posterior. Se coloca protección
pulmonar en el campo anterior durante 3 sesiones y
en el campo posterior en otras 3, siendo la duración
total del tratamiento 6/7 sesiones, para 12Gy y 14Gy
respectivamente.
Para el control del tratamiento, se remiten los datos
del paciente al servicio de dosimetría, y éste envía un
kit compuesto de 6 minimaniquíes de ABS por campo
y sesión para colocar a la entrada de cada haz, en las
localizaciones antes mencionadas. Así mismo se envía
un minimaniquí de PMMA al día a irradiar en condiciones de referencia, y comprobar las posibles desviaciones del procedimiento.
Una vez irradiado el kit de la mañana se envía para su
lectura, junto con el de la tarde anterior, informando las
dosis el servicio de dosimetría unas pocas horas después. El cálculo de la dosis en línea media en las distintas localizaciones se efectúa a partir de la medida de los
dosímetros a la entrada de los haces y cálculo por factor de paso al máximo y PDD's, aplicando el factor de
calibración y los factores individuales de los detectores.
Según este esquema de envíos se dispone de la dosis
recibida durante las 5 primeras sesiones antes de la
administración de la última, y es posible corregir las
UM en esta última sesión para que la dosis en la profundidad media del abdomen al final del tratamiento
se ajuste a la dosis prescrita.
Resultados: Se ha evaluado para 95 pacientes el promedio y desviación típica (k=1) de la diferencia entre
la dosis prescrita y la dosis medida en las localizaciones mencionadas, así como la cuantía de la corrección
necesaria en la última sesión.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
La cuantía de la corrección realizada durante la última
sesión fue de (-13,7 ± 19,5)% de la dosis prescrita, lo
que permitió que la diferencia entre la dosis prescrita
y la medida en abdomen fuera de (1,5 ± 2,6)% superior (intervalo -5, +7,8%).
La dosis prescrita para pulmón fue de 8 Gy. En los
tratamientos de 14 Gy la dosis en pulmón fue un 23%
superior mientras que en los tratamientos de 12 Gy la
dosis fue un 2,5% inferior.
Las dosis medidas en brazo, cuello y tobillo fueron un
18% superiores a la dosis en línea media en abdomen,
mientras que en cabeza la dosis promedio fue un 0,7%
inferior.
Conclusiones: El sistema de dosimetría 'in vivo' postal utilizado permite reajustar la dosis recibida por el
paciente corrigiendo las UM de la última sesión a partir de la dosis medida durante las 5 primeras sesiones.
106 mediante radiación beta. El aplicador tiene una
tasa de dosis nominal en el centro de 120 mGy/min a
fecha de fabricación.
Se realizó la simulación del aplicador mediante métodos Monte Carlo utilizando el código PENELOPE siguiendo las especificaciones geométricas aportadas
por el fabricante (fig. 1) y asumiendo que el Ru-106
está uniformemente distribuido entre las capas de plata por lo que la fuente se muestreó uniformemente
considerando una distribución aleatoria y homogénea
de puntos en la placa radiactiva. El aplicador está inmerso en una esfera de agua de 5 cm de radio. Del espectro del Ru-106 se simuló la emisión de partículas
de beta de energías medias de 1,50 MeV (79%), 1,26
MeV (8,49%), 0,97 MeV (9,7%), 0,779 MeV (1,8 %)
y 0,582 MeV (4,6%).
Si deseamos ajustar las dosis en línea media en extremidades y cuello al mismo valor que la dosis de abdomen sería necesario diseñar un conjunto de compensadores.
La protección utilizada en pulmón, se debería disminuir en 2,5% para los tratamientos de 12 Gy y aumentar en un 23% para los de 14 Gy.
Palabras clave: Dosimetría in vivo, Irradiación corporal
total, TLD, TBI.
2038
CÁLCULO DE DISTRIBUCIÓN DE DOSIS
DE PLACAS DE RU-106 MEDIANTE
MÉTODOS MONTE CARLO
A. VICEDO, V. DE LA VARA, C. HUERGA, M. SÁEZ,
E. CORREDOIRA, A. SERRADA, M. TELLEZ DE CEPEDA
Fig. 1. Simulación de la geometría de la placa de Rutenio modelo CCA de EEBIG.
La verificación de los resultados obtenidos se realizó
comparando el porcentaje de dosis en profundidad en
agua (%PDD) con los datos de calibración que aporta
el fabricante (fig. 2) y midiendo experimentalmente el
%PDD mediante detectores de estado sólido (diodos
de electrones de Scanditronix). Las medidas experimentales se realizaron en cuba de agua RFA300, suspendiendo la placa y utilizando el software específico
que controla el movimiento del diodo.
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario La Paz. Madrid.
Introducción y Objetivos: Los retinoblastomas son
tumores malignos que aparecen en los primeros años
de vida del niño. Un tratamiento de radioterapia alternativo son las placas oftálmicas mediante fuentes encapsuladas. En nuestro hospital se usan placas de Ru206 emisores beta comercializadas por BEBIG.
Material y métodos: Se simuló un aplicador cóncavo
tipo CCA de 1,2 cm de radio que consta de una fina
capa de rutenio de 0,2 mm de espesor encapsulada
dentro de una cubierta de plata de alta pureza
(99,99%). El Ru-106 decae en Rh-106 con un periodo
de desintegración de 373 días, las partículas de interés
clínico proceden del decaimiento del Rh-106 en Pd-
Fig. 2. Comparación resultados %PDD fabricante-experimenles-Monte Carlo.
Dosimetría clínica
211
Resultados y conclusiones: En la fig. 2 se representan los resultados obtenidos de la dosis en profundidad en agua del aplicador obtenidos por métodos
Monte Carlo, experimentalmente con diodos de electrones y aportados en el certificado de calibración.
Los resultados obtenidos experimentalmente y mediante métodos Monte Carlo concuerdan razonablemente con los aportados del fabricante por lo que queda caracterizada la dosis en profundidad en agua del
aplicador CCA.
Palabras clave: Ru-106, Simulación, Monte Carlo.
2039
ANÁLISIS DE LAS TOLERANCIAS EN
LAS VARIACIONES DEL NÚMERO CT EN
EL CÁLCULO DE LOS TRATAMIENTOS
EN RADIOTERAPIA
J.M. GONZÁLEZ SANCHO, D. CRELGO ALONSO, P. SÁNCHEZ
GALIANO, J. VIVANCO PARELLADA, E. PARDO PÉREZ,
M. PÉREZ FERNÁNDEZ, A. VILLACÉ GALLEGO,
J. FERNÁNDEZ GARCÍA
te ρe comparando las distribuciones 2D de dosis. Se
ha estudiado también el efecto producido al reconstruir con dos filtros distintos las imágenes usadas para
el cálculo en un tratamiento de cáncer de pulmón sin
utilizar una calibración particularizada para cada uno.
En ambos casos se ha usado en la comparación el criterio del índice γ con el método de la máxima diferencia de dosis permitida (MADD) para tolerancias del
3% en dosis o 3 mm y del 1% en dosis o 3 mm.
Resultados y discusión: Además de reproducirse los
resultados publicados por otros autores en cuanto a la
variación de dosis en 1D, se ha observado que al aplicar el índice en el caso de los haces de fotones sobre
el maniquí, sólo variaciones considerables en ρe producen zonas donde se superan las tolerancias establecidas por el criterio, situadas más allá de la inhomogeneidad. Sin embargo, en el caso del tratamiento de
cáncer de pulmón, estas zonas aparecen claramente situadas en el PTV y en puntos concretos del pulmón
contralateral tanto al aplicar γ (1%, 3 mm) como γ
(3%, 3 mm). Incluimos dos figuras en las que están
representadas tanto la MADD como las zonas donde
no se cumple el criterio en este último caso (blanco).
Hospital Universitario Central de Asturias. Oviedo.
Introducción: Los algoritmos de cálculo en radioterapia toman como entrada la imagen digital obtenida
con algún tomógrafo computarizado de RX o MV. A
través de una calibración adecuada se obtiene la correspondencia entre los números CT de dicha imagen
y la densidad electrónica relativa (ρe), quedando reflejada en la curva de calibración. Es bien conocida la
dependencia de esta curva con los filtros de reconstrucción del tomógrafo entre otras cosas. Algunos autores han establecido tolerancias para las variaciones
en la curva CTvs. ρe, observando el impacto dosimétrico para haces de fotones y de electrones analizando
únicamente puntos del eje del haz. En el trabajo que
aquí se resume, se ha estudiado el efecto que tales variaciones producen en cortes axiales bidimensionales
cuando se calculan haces de fotones utilizando un algoritmo de superposición en 3D. Así mismo, se han
analizado dichas variaciones en un caso concreto de
tratamiento de cáncer de pulmón.
Material y métodos: Se ha utilizado el sistema de
planificación XiO v4.3.0 con el algoritmo de superposición para dos energías de fotones (6 MV, 18 MV).
Se han calculado haces de tamaño de campo 15 x 15
cm2 sobre un maniquí de tamaño 50 x 50 x 50 cm3
formado por tres secciones prismáticas transversales
de distintos espesores con una sección central con ρe
de hueso o de pulmón. Se ha variado sistemáticamen212
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Conclusiones: Dada la complejidad creciente actual
de la radioterapia, en los que tratamientos como la
IMRT, radiocirugía o tomoterapia son impartidos
con alto grado de exactitud, el impacto que en la distribución de dosis podría tener una calibración no
particularizada para cada filtro de reconstrucción
utilizado en el CT debería ser especialmente tenida
en cuenta.
Referencias
1. Thomas SJ. Relative electron density calibration of CT
scanners for radiotherapy treatment planning. Br J
Radiol 1994; 72:781-786.
2. Kilby W et al. Tolerance levels for quality assurance of
electrón density values generated from CT radiotherapy
treatment planning. Phys Med Biol 2002; 47: 14851492.
3. Jiang SB et al. On dose distribution comparation. Phys
Med Biol 2006;51: 759-776.
Palabras clave: Número CT, densidad electrónica.
tentes en nuestra base de datos. Además utilizamos un
modelo voluntario en el que probar todas estas inmovilizaciones, ayudados por los láseres de posicionamiento.
Las inmovilizaciones se fabricaron de manera que pudieran entrar en el gantry del TAC y así realizar una
simulación virtual. Para dar forma a los sistemas de
inmovilización se utilizaron bloques de corcho.
En el caso de que el tratamiento implique más de un
código, a cada uno de ellos se le asigna un peso lo que
proporciona una indicación sobre cuál de las posibles
inmovilizaciones es la adecuada.
Resultados: La estructura básica dio como resultado
el siguiente esquema:
●
Miembros superiores:
– SH=SBD
●
SH (articulación escapulohumeral); SBD (m.
deltoides).
●
Posición: Decúbito supino, hombros simétricos, brazos a lo largo del cuerpo, cabeza girada, bloque de porexpan brazo-tórax y sobre
hombro.
2040
ACTUALIZACIÓN, SISTEMATIZACIÓN Y
CODIFICACIÓN DE LA
INMOVILIZACIÓN DE EXTREMIDADES
PARA RADIOTERAPIA 3D
– SBE=SC=SBF
S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, M. DELGADO GIL2, M. ORTIZ
SEIDEL3
1Física
Médica y Protección Radiológica, 2Oncología Radioterápica,
Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Física y Protección
Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba.
Introducción: En el tratamiento con radioterapia de
patologías localizadas en las extremidades, tradicionalmente se ha inmovilizado conforme a las posibilidades de tratamiento anteriores a la aparición de la
RT3D. Hasta donde conocemos no se ha realizado una
investigación de cuáles son las mejores posiciones
considerando las opciones de incidencia no coplanar y
los paquetes musculares involucrados.
Nuestra intención fue sistematizar, codificar y objetivar la toma de decisiones sobre la inmovilización de
extremidades en radioterapia 3D en pacientes afectos
de sarcoma de partes blandas.
Material y métodos: Se crearon códigos que relacionaban paquetes musculares y articulaciones con distintos tipos de inmovilización. Para simplificar el proceso, los paquetes musculares se agruparon en una
codificación común en función de la accesibilidad de
los haces al área de tratamiento. Para la identificación
de estos grupos como los idóneos hemos realizado
una revisión bibliográfica así como de los casos exis-
●
SBE (m. extensores brazo); SC (articulación
codo); SBF (m. flexores brazo).
●
Posición: Decúbito supino, bloque de porexpan bajo brazo y cabeza girada.
– SAB=SBE
●
●
SAB (m. antebrazo); SBE (m. extensores brazo).
●
Posición: Decúbito prono, cabeza girada, brazo extendido, palma de la mano sobre mesa.
Miembros inferiores:
– IC
●
IC (articulación coxofemoral)
●
Posición: Decúbito prono, piernas abiertas y
bloque de porexpan medial.
– IMA= IMC
●
IMA (m. adductores); IMC (m. cuádriceps femoral).
●
Posición: Decúbito supino, pierna afecta en
adducción y bloque de porexpan bajo dicha
pierna.
– IMI=IR=IPF
●
IMI (m. isquiocrurales); IR (articulación rodilla); IPF (m. flexores pierna).
Dosimetría clínica
213
●
Posición: Decúbito lateral, pierna no afecta
flexionada, pierna afecta extendida y bloque
de porexpan bajo muslo no afecto.
– IPE=IPP=IP
●
IPE (m. extensores pierna); IPP (m. peroneo);
IP (pie).
●
Posición: Decúbito supino, pierna no afecta
flexionada y pierna afecta sujeta en zapato antirotatorio.
Discusión: Se ha mejorado el flujo de información
entre radiofísicos, médicos y técnicos, lo que nos está
posibilitando una mejor irradiación de las extremidades con menor número de complicaciones técnicas.
Palabras clave: Inmovilización, extremidades.
Resultados y discusión: De las pacientes que tenían
una previsión de dermatitis grado II para valores de
alta/Beta = 7,5 Gy y BED (para dermatitis) = 76 Gy7,5
en el modelo LQ en la zona de SSI, sólo el 15% la
presentan.
Todas las pacientes que desarrollaron dermatitis inesperadas en el pliegue submamario estaban sobredosificadas sólo un 5% en dicha zona.
Conclusiones: Los valores de alfa/beta = 7,5 Gy y
BED (dermitis) = 76 Gy7,5 en el modelo LQ, sin considerar el efecto del tiempo, nos aportan un nivel seguro para decidir si una dosimetría es adecuada respecto a dermatitis en cáncer de mama, excluyendo el
pliegue submamario.
En este última localización recomendamos analizar la
dermatitis para el mismo alfa/beta pero con una BED
(dermatitis) = 67 Gy7,5.
2041
ESTIMACIÓN DEL DIFERENCIAL EN EL
BED ENTRE EL PLIEGUE SUBMAMARIO
Y EL RESTO DE LA MAMA PARA
DERMATITIS EN MAMAS TRATADAS
CON SOBREIMPRESIÓN SIMULTÁNEA
INTEGRADA
S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, E. BAYO LOZANO2, M. ORTIZ
SEIDEL3, A.B. QUINTANA2
1Física
Médica y Protección Radiológica. 2Oncología Radioterápica.
Hospital Juan Ramón Jiménez. 3Física y Protección Radiológica.
Hospital Reina Sofía. Córdoba.
Introducción: En las técnicas de tratamiento radioterápico que sobreimpresionan parte de la mama de forma integrada en la profilaxis, preocupa especialmente
la dermatitis. La experiencia diaria parece indicar una
radiosensibilidad mayor en el pliegue submamario,
asociada seguramente a cuestiones como la humedad,
higiene, fricción, etc. Hemos querido analizar la incertidumbre en las predicciones radiobiológicas para
dermatitis en pacientes con cáncer de mama tratadas
con sobreimpresión simultánea integrada (SSI) en
nuestro centro y cuantificar el efecto del pliegue submamario.
Material y métodos: En un grupo de 14 pacientes
con cáncer de mama tratadas con SSI, se definió en
sus estudios tomográficos la hipodermis como un
contorno paralelo, situado 3 mm por dentro del contorno exterior. Analizamos la curva sobresaliente a la
hipodermis coincidente con la toxicidad, el tiempo total de tratamiento, el grado de dermatitis sufrido, la
localización de ésta y de la SSI, la curva de dermatitis
214
y la conexión o desconexión de dicha curva fuera de
la hipodermis. Posteriormente tanteamos valores de /
para el modelo LQ con los datos observados.
Palabras clave: Cáncer de mama, sobreimpresión simultánea integrada, dermatitis.
2042
IRRADIACIÓN CORONOANGULAR DE
TUMORES CEREBRALES DE
LOCALIZACIÓN FRONTAL
S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, D. MUÑOZ CARMONA2, M. ORTIZ
SEIDEL3
Médica y Protección Radiológica. 2Oncología Radioterápica,
Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Física y Protección
Radiológica, Hospital Reina Sofía. Córdoba.
1Física
Introducción: Proponemos una plantilla que define
incidencias, conformaciones e isocentro de haces con
distribución corono-angular para tratamientos de tumores cerebrales de localización frontal. Este diseño
produce un aumento de la homogeneidad sobre el
blanco y un fuerte gradiente de dosis en el exterior,
minimizando así las probabilidades de toxicidad habituales: alteraciones oculares del quiasma, cristalino y
retina, alteraciones de la función hipofisaria, alteraciones dérmicas, alopécicas, etc.
Material y métodos: La inmovilización del paciente
es clave para este tipo de tratamientos, por lo que reforzamos las máscaras termoplásticos habituales en
nuestro servicio, añadiendo yeso en su interior.
Posteriormente realizamos una simulación virtual. Se
escogen incidencias coronales maximizando el ángulo
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
entre haces para la semicircunferencia más craneal
que podamos definir en este plano. La definición de
las cuñas depende del rendimiento y la curvatura sagital de la calota. Los márgenes de conformación son de
3 mm alrededor de los blancos y de 5 mm en los bordes caudales. Cuñas, conformaciones y pesos son usados en la optimización.
Resultados y discusión: La plantilla de haces de
fotones de 6 MV resultante fue la siguiente, en donde la nomenclatura de cada campo es gantry-mesacolimador-cuña-peso: G270T180C180W45P1,
G270T135C180W30P1, G90T180C180W45P1,
G90T225C180W30P1, G90T270C270W30P1.8. La
orientación de la cuña a cero grados de colimador
es craneocaudal. Se obtiene una distribución homogénea que evita las áreas de riesgo.
Conclusiones: La distribución corono-angular de haces resume el manejo radioterapéutico de los tumores
frontales junto a las complicaciones más frecuentes
asociadas al tratamiento de los mismos.
mientos del corazón, hilios, carina, etc. El cálculo se
realiza sobre el CT de adquisición lenta ya que representa la distribución real de la posición de las estructuras anatómicas durante la irradiación.
En la reconstrucción sagital podemos observar que los
movimientos máximos cardiacos forman en esta visión mediastínica aproximadamente un triángulo. Los
lados de este triángulo que no son tangentes al esternón proporcionan las incidencias parasagitales y el
vértice más interno, el isocentro. A estos dos haces
parasagitales le añadimos un lateral derecho y un oblícuo posterior izquierdo con bloqueo esofágico. Todos
los campos llevan cuñas dirigidas a compensar el hecho de que no se introduce ningún campo PA. En ocasiones es conveniente segmentar el campo parasagital
craneocaudal para aumentar la homogeneidad del tratamiento.
Es un método que permite administrar dosis elevadas
de radioterapia con bajas probabilidades de toxicidad
aguda y tardía.
Resultados y discusión: La plantilla de haces de
fotones de 15 MV resultante fue la siguiente, en
donde la nomenclatura de cada campo es gantrymesa-colimador-cuña-peso: G30T270C270W45P.36,
G335T270C270W45P.26, G270T0C270W60P.23 y
G120T0C270W0P,15.
Palabras clave: Tumores cerebrales, irradiación coronoangular.
Se obtiene una distribución homogénea que evita las
áreas de riesgo.
Referencias
2043
IRRADIACIÓN PARASAGITAL PARA
PROFILAXIS MEDIASTÍNICA EN
CÁNCER DE PULMÓN
S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, D. MUÑOZ2, M. ORTIZ SEIDEL3
Médica y Protección Radiológica. 2Oncología Radioterápica.
Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Física y Protección
Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba.
1Física
Introducción: Cada vez es más frecuente el uso de
quimioterapia concomitante en el tratamiento radioterápico del cáncer de pulmón. Esto conlleva un aumento de las toxicidades cardiacas y esofágicas. Para resolver en buena medida este problema planteamos una
alteración de las técnicas estándar con una plantilla
que define incidencias, conformaciones e isocentro de
haces con distribución parasagital para profilaxis mediastínica en cáncer de pulmón.
Material y métodos: Para nuestro procedimiento utilizamos una técnica de fusión de CT de adquisición
rápida en inspiración contenida, con otro de adquisición lenta (scan time = 4s) en respiración libre. A partir de esta fusión conocemos la magnitud de movi-
1. Chapet O, Khodri M, Jalade P, N´guyen D, Flandin I,
D´hombres A et al. Potencial benefits of using non coplanar field and intensity modulated radiation therapy to
preserve the heart in irradiation of luna tumors in the
middle and lower lobes. Radiother Oncol 2006;80:333340.
2. Derycke S, De Gersem WRT, Van Duyse BBR, De Neve
WCJ. Conformal radiotherapy of stage III non-small
cell lung cancer: a class solution involving non-coplanar
intensity-modulated beams. Radiother Oncol 1998;
41:771-777.
Palabras clave: IMRT, no coplanar, pulmón, corazón.
2044
PROCEDIMIENTO DE MEDIDA DEL ITV
EN CÁNCER DE PULMÓN CON EL USO
DE LA FUSIÓN CT-CT
S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, D. MUÑOZ CARMONA2, M. ORTIZ
SEIDEL3
Médica y Protección Radiológica 2Oncología Radioterápica.
Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Física y Protección
Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba.
1Física
Introducción: Es conocido que el movimiento derivado del ciclo respiratorio afecta enormemente a la lo-
Dosimetría clínica
215
calización de los cánceres de pulmón. Existen publicaciones que refieren movimientos en estos tumores
por encima de 2,5 cm. Así mismo, existe una gran variabilidad entre pacientes, desde milímetros a centímetros, dependiendo de la localización del tumor o la
extensión del enfisema asociado.
En una simulación convencional con CT en respiración libre, la imagen es adquirida en una fase arbitraria. El uso de un margen estándar de PTV puede llevar a incluir más pulmón del necesario o a un error
balístico del blanco en ciertas fases del ciclo respiratorio. Por otra parte, la adquisición tomográfica puede
no reflejar correctamente la situación real del paciente
durante la irradiación, lo que produciría un cálculo
impreciso.
Del desarrollo de la 4D-CT podemos sacar conclusiones para una metodología de trabajo a través de la fusión que evite los problemas antes citados, esto es,
que nos permita la estimación de ITV.
Material y métodos: El proceso de medida del ITV
comienza con una simulación virtual con doble adquisición volumétrica de CT. Se realiza una inmovilización personalizada del paciente desde la mitad del tórax, hasta más allá de la cabeza. Se alinea al paciente
con los láseres, se marcan con dos BBs el ángulo de
Louis y el xifoides, y a la altura de cada uno de estos
puntos se añaden dos BBs en la línea media axilar del
paciente. Dos BBs más se sitúan sobre el molde.
Posteriormente se realiza una adquisición CT "lenta"
(scan time = tiempo de adquisición por vuelta = 4s).
Esta técnica produce una imagen borrosa del tumor y
del resto de la anatomía, que podemos interpretar como la distribución de las posiciones a lo largo de dos
ciclos respiratorios aproximadamente. A continuación
se realiza una adquisición "rápida" típica de radiodiagnóstico, con contraste, y en contención suave de
inspiración.
El radioterapeuta contornea los volúmenes, incluido
el GTV, sobre el CT "rápido" que muestra una imagen
más nítida y contrastada. Los BBs se usan como marcas fiduciales para fusionar el CT "rápido" sobre el
"lento" en el planificador Pinnacle v7.4. Finalmente,
el contorno del GTV aparece sobre su imagen emborronada en el CT "lento", lo que permite visualizar los
márgenes de movimiento tumoral.
contorneo en el CT "rápido" con contraste; en segundo lugar, un correcto cálculo sobre el CT "lento" que
representa una imagen muy cercana al estado del paciente durante la irradiación y que no se encuentra
distorsionada por la presencia de contraste.
Finalmente, se ha cumplido el objetivo del presente
trabajo al conseguir una buena estimación del ITV
personalizado para cada paciente.
Conclusiones: El estudio personalizado de los márgenes de ITV para pulmón aporta un conocimiento
esencial para la correcta definición del PTV, ya que
permite limitar la zona a irradiar a aquella realmente
necesaria. Ello permite en ocasiones aumentar la dosis manteniendo la toxicidad en niveles aceptables.
Referencias
1. Jin JY, Ajlouni M, Chen Q, Yin FF, Movsas B. A technique of using gated-CT images to determine internal target volume (ITV) for fractionated stereotactic lung radiotherapy. Radiother Oncol 2006;78:177-184.
2. Lagerwaard FJ, Van Sornsen de Koste JR, NijssenVisser MRJ, Schuchhard-Schipper RH, Oei SS Munne
A et al. Multiple "Slow" CT scans for incorporating
lung tumor mobility in radiotherapy planning. Int J
Radiat Oncol Biol Phys 2001;51:932-937.
Palabras clave: Pulmón, ITV.
2045
PROTOCOLO DE SIMULACIÓN DE
MEDULOBLASTOMA EN SUPINO CON
FUSIÓN CT-CT
S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, M. ORTIZ SEIDEL2, M. DELGADO
GIL3
1Física Médica y Protección Radiológica. Hospital Juan Ramón
Jiménez. Huelva. 2Física y Protección Radiológica. Hospital Reina
Sofía. Córdoba. 3Oncología Radioterápica. Hospital Juan Ramón
Jiménez. Huelva.
Introducción: La irradiación craneoespinal tradicionalmente se ha realizado en prono, con los inconvenientes que conlleva, como la dificultad para la sedación en niños o la incomodidad de la inmovilización,
lo cual produce una mayor incertidumbre de posicionamiento.
El cálculo se realiza finalmente sobre el CT "lento",
ya que representa una mejor aproximación a la situación real de los órganos durante la sesión de tratamiento.
Las mesas de tratamiento con tablero de carbono y los
métodos de simulación virtual existentes hacen posible actualmente el tratamiento en supino de estos pacientes siempre que no superen una altura, determinada por el tipo de mesa y de acelerador.
Resultados y discusión: Con los recursos de que disponemos se han conseguido los siguientes objetivos:
en primer lugar una buena calidad de imagen para el
En nuestro hospital hemos partido de la experiencia
de otros centros1 para adaptar y desarrollar un método
de inmovilización en supino para la irradiación
216
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
craneoespinal que, además de las ventajas referidas
anteriormente, reduce los tiempos de simulación y
tratamiento.
Así mismo, la fusión de un CT exclusivamente cerebral
con el CT de toda la cabeza y tronco, aportó una mejora en la calidad de las imágenes para el contorneo.
Material y métodos: Trabajamos para "gap" único
con las limitaciones de campo de 40 cm x 40 cm del
acelerador Siemens Primus, una SSD máxima de 120
cm, tablero de carbono de 80 cm más extensión para
cabeza-cuello y movimiento máximo de la mesa de 90
cm. Todo ello nos limita la aplicación de la técnica a
pacientes con estatura máxima de unos 165 cm.
Se inmovilizaron la cabeza y hombros con máscara
termoplástica, con un reposacabeza higroplástico que
permite la hiperextensión del cuello con objeto de evitar la inclusión de la orofaringe en la salida del campo
posterior espinal. Los BBs se colocaron en el nasium,
tres en la base del cuello y otro sobre el xifoides de
manera ortogonal con la ayuda de los láseres.
Se realizaron durante la simulación virtual dos adquisiciones CT, una primera con mayor precisión sobre el
SNC y una segunda que abarca cabeza y tronco. El
primero se usa para contornear los volúmenes para las
fases de profilaxis así como para el cálculo de la fase
de sobreimpresión. Los volúmenes contorneados allí
se trasladan al otro estudio mediante el módulo de fusión del sistema de planificación Pinnacle v7.4.
La primera fase del tratamiento se realiza con hemicampos laterales segmentados, para compensar la estrechez del cuello, y giro de colimador adecuado para el
ajuste al único campo posterior para la irradiación espinal, que se realiza a distancia SSD de 120 cm. Cada semana se varía el "gap" desde la base del cuello hasta
C1 una distancia igual a la longitud del cuello dividida
por el número de semanas de tratamiento de la fase de
profilaxis. Para la fase de sobreimpresión usamos la
técnica de la Universidad de Michigan2.
Resultados y discusión: Se ha conseguido un tratamiento más confortable para el paciente, mayor facilidad para la sedación, menos tiempo de inmovilización
y posicionamiento, y como fruto de todo ello, una mayor reproducibilidad.
El uso de la fusión permite un mayor conocimiento de
la dosis sobre el blanco de sobreimpresión y una mejor definición del volumen por parte de los radioterapeutas.
Referencias
1. Parker WA, Freeman CR. A simple technique for craniospinal radiotherapy in the supine position. Radiother
Oncol 2006;78:217-222.
2. Fukunaga-Johnson N, Sandler HM, Marsh R, Martel
MK. The use of 3D conformal radiotherapy (3D CRT)
to spare the cochlea in patients with medulloblastoma.
Int J Rad Oncol Biol Phys 1998;41:77-82.
Palabras clave: Meduloblastoma, supino.
2046
CONTROL DE DOSIS EN TIROIDES EN
PACIENTES CON ENFERMEDAD DE
GRAVES-BASEDOW TRATADOS CON 131I
L.C. MARTÍNEZ GÓMEZ1, E. LLORENTE HERRERO2,
C. RODRÍGUEZ RODRÍGUEZ1, R. GILARRANZ MORENO1,
M.J. MANZANAS ARTIGAS1
1Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario 12 de Octubre.
Madrid. 2Servicio de Medicina Nuclear. Hospital de Fuenlabrada.
Fuenlabrada. Madrid.
Introducción: La dosis absorbida por el tiroides tras
la administración de una actividad A de 131I se puede
calcular mediante la expresión:
siendo M la masa captante del tiroides, C24 la actividad captada a las 24 horas (respecto de la actividad
administrada) y T1/2 el semiperiodo de eliminación.
Esta expresión se deduce del formalismo MIRD 11
asumiendo: un modelo de incorporación lineal hasta
las 24 horas y una liberación exponencial a partir de
entonces, una masa captante constante y un factor S
de deposición energética independiente de la masa. El
objetivo de este trabajo es calcular con qué grado de
aproximación este modelo permite predecir la dosis
administrada al tiroides en la fase terapéutica,
empleando para la masa, captación y semiperiodo valores medidos en un estudio previo para cada paciente.
Método: El estudio se ha realizado en pacientes hipertiroideos con enfermedad de Graves-Basedow.
Se suministra al paciente una pequeña cantidad de 131I
(250 µCi) y se le realizan dos gammagrafías tiroideas
AP, una al día siguiente de la administración y otra
transcurridos 6 días desde la administración. Las gammagrafías se obtienen en una gammacámara Millenium
MG (GE) con colimador plano-paralelo de alta energía,
situando el tiroides a 20 cm del detector. El tamaño de
campo es de 15 x 15 cm2. En estas mismas condiciones
se realiza la calibración del sistema para obtener la relación entre la tasa de cuentas obtenida en la imagen y
la actividad de 131I existente. La masa del tiroides se
calcula a partir del área del tiroides en la imagen y asu-
Dosimetría clínica
217
miendo que está formado por dos elipsoides de revolución. Para el semiperiodo de eliminación se ajusta exponencialmente la tasa de cuentas de las dos imágenes
separadas en el tiempo. La captación a las 24 horas se
obtiene a partir de la tasa de cuentas y la calibración
mencionada arriba. Una vez calculada la actividad necesaria para alcanzar la dosis prescrita se suministra al
paciente dicha actividad y se vuelve a realizar el mismo
protocolo de adquisición de imágenes (una gammagrafía al día siguiente y otra gammagrafía transcurridos 6
días), obteniéndose de nuevo masa, captación máxima
y semiperiodo de eliminación. Se calcula la dosis finalmente administrada y se compara con la dosis prescrita.
Resultados: Hasta el momento se ha realizado este
procedimiento para 61 pacientes. El histograma de las
desviaciones entre las dosis prescritas y las calculadas
en la fase terapéutica (∆) se muestra en la figura. En
la tabla se describen los parámetros de la distribución
(rango, promedio, mediana, valores intercuartiles y
percentiles 10 y 90).
Pacientes <∆> ∆min ∆max ∆10% ∆25% ∆50% ∆75% ∆90%
61
7% -58% 117% -25% -8% 4% 20% 31%
ESTRO AMPLIADO
CON CORRECCIONES POR
HETEROGENIDAD Y NORMALIZACIÓN
FUERA DE EJE PARA HACES
DE FOTONES DE ALTA ENERGÍA
S. LOZARES, P. SOTO, M.L. MARTÍN, F. MAÑERU, A. RUBIO
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica del Hospital de
Navarra. Pamplona.
Introducción: Se ha realizado una hoja de cálculo basada en Visual Basic de Excel para la verificación de
unidades de monitor en los tratamientos de todos los
pacientes de Radioterapia externa basadas en el protocolo ESTRO 19971,2, el cual es diferente al utilizado
por el sistema de planificación (SP) PCRT utilizado
en nuestro Hospital.
Además se ha extendido dicho protocolo introduciendo perfiles para corregir en normalizaciones fuera de
eje, así cómo correcciones por heterogeneidad en la
longitud de pulmón atravesado en tratamientos de tórax y similares.
Material y métodos: Siguiendo las recomendaciones
del protocolo se han realizado todas las medidas necesarias en un Saturno 43 para energías de fotones de 6
y 15 MV respectivamente.
Las medidas realizadas en el mini maniquí ESTRO
relativas a factores campo, factores bandeja, factores
bloque y las realizadas en la cuba de agua MP3 de
PTW han sido realizadas con la cámara de PTW de
0,6 cm3, los rendimientos con y sin cuña calculados
con la cámara Roos de PTW,
Los datos se han introducido en una hoja excel, utilizando para el cálculo macros de Visual Basic.
Se introducen manualmente los datos de cada campo,
existiendo la posibilidad de exportación automática.
Conclusiones: Con el procedimiento propuesto, las
dosis calculadas en fase terapéutica se ajustan a las
prescritas dentro de un intervalo del ±30% para el
80% de los pacientes.
Palabras clave: Tiroides, hipertiroidismo, dosis absorbida,
terapia, prescripción.
2047
VERIFICACIÓN INDEPENDIENTE
DE LOS CÁLCULOS DEL SISTEMA
DE PLANIFICACIÓN EN RADIOTERAPIA
EXTERNA BASADOS EN EL PROTOCOLO
218
Resultados y discusión: Los resultados obtenidos difieren en menos de 3% para campos normalizados en
el eje. Las diferencias con el SP son menores del 6%
para el resto de configuraciones, incluyendo campos
oblicuos y heterogeneidades en pulmón para el 95%
de los tratamientos realizados en el último año.
Las normalizaciones fuera de eje en los haces con cuña se han realizado mediante la introducción de unos
perfiles a varias profundidades3.
Conclusiones: La verificación de unidades de monitor en cada paciente es una tarea necesaria en la práctica diaria y representa un verdadero cálculo paralelo
cuando el algoritmo del SP es diferente del de verificación.
Las modificaciones añadidas al protocolo ESTRO representan un avance en los resultados obtenidos hasta
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
ahora en nuestro hospital, al ampliar el campo de acción de la verificación.
Se obtiene resultados similares en los tres mamógrafos empleados.
Referencias
Los resultados han sido comparados con los niveles
recomendados por el Protocolo Europeo.
1. Dutreix A, Bjarngard B, Bridier A, Mijnheer B, Shaw J,
Svensson H. Monitor unit calculations for high energy
photon beams. 1st edition. Brussels (Belgium). ESTRO
booklet nº3 1997.
2. Mijnheer B, Bridier A, Garibaldi C, Torzsok K,
Venselaar J. Monitor unit calculations for high energy
photon beams. Practical Examples.1st edition. Brussels
(Belgium).ESTRO booklet nº6 2001.
3. Smulders B. et al. Monitor unit calculations for wedged
asymmetric photon beams. Phys Med Biol 2002;
47:2013-2030.
4. Sontag MR, Cunningham JR. Corrections to absorbed
dose calculations for tissue inhomogeneities. Med Phys
1977;4:431-436.
Palabras clave: ESTRO, Unidades de Monitor, dosimetría
clínica, verificación, planificación.
Para todos los rangos de espesores, los resultados están por debajo de los valores aceptables y salvo para
los espesores más pequeños, también por debajo de
los niveles alcanzables.
Conclusiones: La puesta en marcha de un plan de garantía de calidad permite obtener imágenes de calidad suficiente para el cribado mamográfico manteniendo la dosis
glandular media por debajo de los límites establecidos.
Disponer de una amplia muestra de datos permite
analizar la evolución de los parámetros que definen la
calidad de imagen y actuar en consecuencia cuando se
detectan anomalías.
Referencias
2048
DOSIS GLANDULAR MEDIA IMPARTIDA
EN EL PROGRAMA DE DETECCIÓN
PRECOZ DEL CÁNCER DE MAMA
DURANTE EL PERIODO 2000-2007
F. MAÑERU, S. LOZARES, M.L. MARTÍN, P. SOTO, A. RUBIO
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológia. Hospital de Navarra.
Pamplona.
Introducción: Se ha realizado una recopilación y un
análisis de datos de dosis glandular media (DGM) recibida por las mujeres participantes en el programa de
detección precoz de cáncer de mama.
Material y métodos: En el Centro de Prevención del
Cáncer de mama se realiza, desde el año 2000 el registro de la técnica utilizada, el espesor de la mama
comprimida para cada proyección, la edad y la combinación ánodo-filtro de una mujer al día para cada uno
de los mamógrafos.
Se emplean tres equipos, dos fijos (G.E. Senographe
y G.E. DMR +) y uno móvil (G.E. Senographe). Se
crea una base de datos con los registros desde el año
2000 al año 2006 incluido. Se dispone de más de
5.000 registros.
1. European guidelines for quality assurance in breast cancer screening and diagnosis. Fourth edition. European
Commission. 2006.
2. Review of Radiation Risk in Breast Screening.
NHSBSP .Publication No 54; 2003.
3. Kruger RL, Schueler BA. A survey of clinical factors
and patient dose in mammography. Med Phys
2001;28:1449-1454.
4. Suleiman OH et al. Mammography in the 1990s: The
United States and Canada. Radiology 1999;210:345-351.
5. Burch A, Goodman DA. A pilot survey of radiation doses received in the United Kingdom Breast Screening
Programme. The British Journal of Radiology 1998;71:
517-525.
Palabras clave: Dosis glandular media, screening,
Protocolo Europeo, cribado mamgráfico.
2049
INDICADORES DE DOSIS EN
RADIOLOGÍA PEDIÁTRICA.
ESTIMACIÓN DE LA DOSIS EFECTIVA.
ANÁLISIS COMPARATIVO ENTRE
DIFERENTES EQUIPOS E
INSTITUCIONES
S. LOZARES, .S. MIQUELEZ, F. MAÑERU, M. L. MARTÍN,
P. M. SOTO
El cálculo de la DGM se actualiza a partir de la 4ª
edición del Protocolo Europeo.
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica. Hospital de
Navarra. Pamplona.
Resultados y discusión: Para una densidad óptica objetivo de 1,8 se obtiene una DGM de 1,29 mGy. La
dosis glandular media por proyección es 1,21 mGy
para las proyecciones cráneo-caudales y 1,33 para las
oblicuas.
Introducción: Desde 2004 se recogen datos que permiten estimar indicadores de dosis y la dosis efectiva
en el 95% de los pacientes pediátricos de esta comunidad. Esto permite comparar los resultados con las
referencias nacionales e internacionales existentes.
Dosimetría clínica
219
Material y métodos: La historia clínica informatizada (HCI) posee una ficha denominada TER en la que
se estima la dosis equivalente de cada proyección utilizando la DSE o el PDA como indicadores de dosis.
El uso de estos indicadores en conjunción con los datos existentes en los ficheros de la NRPB SR-279 y
los aportados por el documento NRPB-318 permiten
estimar la dosis efectiva. Se han comparado tanto indicadores de dosis como dosis efectiva.
Resultados y discusión: Los resultados se han empleado en dos fases. En la primera se ha comprobado
que las referencias que aparecen en los documentos
NRPB R-318 y NRPB W-14 establecen unos niveles
de referencia alcanzables. Nuestros resultados coinciden con lo presentado en estos estudios.
En la segunda fase, y a tenor de los resultados se ha
procedido a analizar los resultados por centro y por
equipo. Como consecuencia del análisis, se ha procedido a revisar la idoneidad de los aparatos que obtienen indicadores por encima del tercer cuartil.
Conclusiones: La recogida de los datos de prácticamente el 100% de los pacientes, que permiten elaborar indicadores de dosis en radiodiagnóstico pediátrico, es una tarea ardua. No obstante permite establecer
un control continuo sobre los aspectos técnicos que
controlan el proceso radiográfico, permitiendo mantener calidad diagnóstica suficiente, manteniendo la dosis de radiación que recibe el paciente dentro de límites alcanzables.
Referencias
1. Hart D, et al. Reference Doses and Patient Size in
Paediatric Radiology. NRPW-R318, 2000.
2. Hart D. et al. Doses to Patients from Medical X-Ray
Examinations in the UK. 2000 Review. 2000.
3. Huda W. Assessment of the problem: pediatric doses in
screen -film and digital radiography. Pediatr Radiol
2004;34: S173-S182.
4. Protección Radiológica 109. Guía sobre los niveles de
referencia para diagnóstico (NRD) en las exposiciones
médicas. Comisión Europea.
5. Gracia A et al. Relación entre dosis y edad en las exploraciones pediátricas de tórax AP/PA y columna total.
Rev Fis Med 2000;1:97-99.
Palabras clave: Indicadores de dosis, niveles de dosis, pediatría, niveles de referencia.
2050
REPERCUSIÓN DOSIMÉTRICA DEL
MODELADO DE LAS FUENTES EN
BRAQUITERAPIA PROSTÁTICA
220
J. GIMENO1, J. PÉREZ-CALATAYUD1, V. CARMONA1, F. LLISO1,
F. BALLESTER2, V. GONZÁLEZ1, D. GRANERO1
1Servicio de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 2Departament de
Física Atòmica, Molecular i Nuclear e IFIC. Facultat de Física.
Universitat de Valencia. Burjassot. Valencia.
Introducción: Una de las funciones descritas en el
formalismo TG-43 U1 es la Función de Anisotropía
F(r,θ) con la que se tiene en cuenta la anisotropía en
la distribución de dosis alrededor de la fuente. En
Braquiterapia (BT) prostática con fuentes permanentes no es viable el control de la orientación de
las mismas, aún más al utilizar el TAC para la realización del post-plan. Para este caso, el TG-43 U1
recomienda el uso del la función de anisotropía 1D
o factor de anisotropía θ(r) en la que se ha promediado la anisotropía para cada r. Uno de los tipos de
implantes más utilizados es el de semillas ligadas tipo "Rapid-Strand" (RS). En éstos, la orientación de
las semillas se mantiene predominantemente en la
dirección sagital al menos hasta absorberse el vicril,
suavizándose la misma posteriormente. Entre los
Radiofísicos se plantea el dilema de si modelar la
fuente como puntual, usando θ(r), o como lineal suponiendo la orientación perpendicular a la rejilla de
implante.
El propósito de este trabajo es la evaluación de la trascendencia dosimétrica del uso de estas dos opciones
de modelización.
Material y métodos: Para 60 implantes de próstata
mediante RS con fuentes de I-125 modelo 6711 de
Oncura se ha realizado el cálculo de la distribución de
dosis con ambos modelados de la fuente. Los volúmenes de las próstatas abarcan desde 18,95 cm3 hasta
70,81 cm3 con una media de 40,88 cm3. El cálculo se
ha realizado con el Sistema de Planif icación
Simuplan. Para cada modelado se ha evaluado los parámetros dosis-volumen en la próstata siguientes: V90,
V100, V150, V200, D70, D90, D100, así como la dosis máxima en la uretra.
Resultados y discusión: La modelización puntual
proporciona mayores valores en la distribución de dosis resultante que la modelización lineal-sagital, las
razones medias y rango de los parámetros anteriores
son: V90 (1,00, 1,00-1,01), V100 (1,01, 1,00-1,03), V150
(1,17, 1,07-1,35), V200 (1,18, 1,08-1,30), D70 (1,05,
1,03-1,07), D100 (1,06, 0,92-1,16). Lógicamente cuando el valor involucra a volúmenes mayores ambas modelizaciones se aproximan. La dosis máxima en la
uretra no varía significativamente, quedando siempre
bajo el límite 150% recomendado.
El parámetro terapéutico más importante, D90, sufre
una variación media del (1,04, 1,02-1,05). Se plantea
la discusión de qué modelización utilizar. Aunque
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
pueda depender de la proporción de semillas especiales frente a las enlazadas y sobre todo de la evolución
de la posición de las semillas tras el edema en su evaluación al mes, parece en principio más adecuado la
modelización como fuente lineal para los implantes
RS, por lo que debiera poder incorporarse en los
Sistemas de Planificación utilizados con estos tipos
de implantes.
Conclusiones: Los distintos parámetros dosis-volumen en función del modelado puntual o lineal sagital
de las fuentes muestran diferencias, siendo para el índice D90, principal evaluador de la calidad del implante, de aproximadamente un 5%. La incertidumbre en
este aspecto debiera considerarse en la evaluación clínica asociada. El modelado lineal sagital parece el
más representativo en los implantes tipo RS.
Palabras clave: Braquiterapia prostática, dosimetría clínica.
2051
SISTEMA DE RECONSTRUCCIÓN
BASADO EN LOS ESCANOGRAMAS DEL
TAC PARA EL SISTEMA DE
PLANIFICACIÓN PLATO-OMP
V. CARMONA1, J. PÉREZ-CALATAYUD1, F. LLISO1, J. GIMENO1,
F. BALLESTER2, D. GRANERO1, V. GONZÁLEZ1
1Servicio de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 2Departament de
Física Atòmica, Molecular i Nuclear e IFIC, Facultat de Física,
Universitat de Valencia. Burjassot. Valencia.
Introducción: Unas de las Unidades de tratamiento
de Alta Tasa y Tasa Pulsada (HDR-PDR) de Dosis
más extendidas son los microSelectron tipo v1 y v2
suministradas por Nucletron, utilizando el sistema
de Planificación (SP) PLATO para llevar a cabo la
dosimetría clínica. Los colpostatos, aplicadores vaginales de Fletcher-Williamson (FW), se utilizan
extensamente con estos equipos. Estos aplicadores
vienen provistos de un blindaje en sus extremos de
un material muy denso (densimet-17) el cual permite atenuar hasta el 50% de la dosis; es la versión
en HDR-PDR de los colpostatos blindados tradicionales de Fletcher-Suit-Delclos utilizados ampliamente en el pasado con fuentes de Cs-137 con el
fin de reducir la dosis en la vejiga y recto. La práctica totalidad de los SP han incor porado la
Braquiterapia (BT) basada en información TAC, en
la cual los catéteres y aplicadores se reconstruyen a
partir de un conjunto de cortes contiguos de TAC
en los que el usuario introduce las posiciones seña-
lando con el cursor en cada corte. El problema en la
reconstrucción con TAC cuando se utilizan estos
aplicadores blindados FW es que producen artefactos que dificultan enormemente la reconstrucción.
Se ha descrito en la literatura (Meli 1995, PérezCalatayud 1998, Yue 1999) la reconstrucción de las
fuentes en BT mediante escanogramas o Scout
Views Ortogonales (SVO) existentes en los TACs,
en los que se muestra la utilidad del método y su
adecuada incertidumbre. El propósito de este trabajo es incorporar la reconstrucción mediante SVO al
SP PLATO.
Material y métodos: Se ha aprovechado el hecho
de que las coordenadas del TAC se mantienen en el
SP. Se ha confeccionado una hoja de cálculo para
reconstruir el aplicador FW a partir de los SVO, a 0º
y 90º disponibles en los TACs, reconstrucción aplicable a cualquier tipo de catéter. La toma de coordenadas de ambos SV se realiza en la estación
Advantage Windows pudiendo realizarse también
directamente del monitor del TAC. La ventaja de este método es que las coordenadas del catéter así obtenidas son coordenadas referidas al TAC, es decir,
que se obtienen en el mismo sistema de coordenadas de todo el conjunto de imágenes. Los valores
obtenidos con la hoja de calculo se introducen en el
SP como "markers" en la rutina de "contorneo" dado que no contempla la posibilidad de introducir directamente las coordenadas de los catéteres. En la
rutina de reconstrucción resulta sencillo seguir las
posiciones de estos "markers" para ir indicando las
coordenadas de los catéteres.
Se han confeccionado diferentes maniquíes con objeto
de evaluar la incertidumbre del proceso.
Resultados y discusión: En este trabajo se muestran
ejemplos representativos paso a paso, tanto en el caso
de los aplicadores ginecológicos blindados como en
otros casos en los que la dirección del catéter se aproxima a la paralela a los cortes de CT. Se muestra un
caso ginecológico, otro caso de un implante de mama
en dirección transversal y un tercer de un implante de
vulva en dirección quasi vertical. La incertidumbre
global del proceso obtenida en las pruebas con maniquí se ha estimado en 1 mm.
Conclusiones: Este método resulta sencillo y factible
para los usuarios de PLATO y, no solamente para reconstruir colpostatos sino también para implantes
quasi paralelos a los cortes de TAC. Este método va a
incorporarse en el nuevo SP de Nucletron (Oncenta)
para BT.
Palabras clave: Braquiterapia, Reconstrucción, TAC,
Sistema de Planificación.
Dosimetría clínica
221
2052
ANÁLISIS DEL CONTROL DE CALIDAD
ASOCIADO A CADA PLAN EN IMRT
F. LLISO1, J. PÉREZ-CALATAYUD1, V. CARMONA1, J. GIMENO1,
F. BALLESTER2, V. GONZÁLEZ1, D. GRANERO1
1Servicio de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 2Departament de
Física Atòmica, Molecular i Nuclear e IFIC, Facultat de Física,
Universitat de Valencia. Burjassot. Valencia.
Introducción: En cumplimiento de las recomendaciones, en su mayoría de trasladar el plan a un maniquí,
en nuestro Centro se realizan las verificaciones dosimétricas requeridas en cada plan de IMRT, desde el
inicio del tratamiento de pacientes mediante esta modalidad en marzo de 2005. Teniendo en cuenta el acelerador utilizado, las pocas garantías, en nuestro
Centro, del proceso radiográfico, el tiempo de Unidad
requerido y la eficiencia del procedimiento, en su día
se estableció este control de la forma siguiente: 1)
Verificación del plan conjunto mediante cámara de ionización en un maniquí y 2) Verificación de la fluencia de cada haz mediante un array de microcámaras.
El propósito de este trabajo es el análisis de los resultados obtenidos mediante este procedimiento y la exposición de los criterios adoptados en nuestra práctica
Material y métodos: El acelerador utilizado es un
SLi (ELEKTA) con IMRT modalidad step and shoot,
realizándose la planificación inversa en el módulo del
Sistema de Planif icación (SP) PLATO ITP 1.1.8
(Nucletron), eventualmente se realiza un cálculo independiente en el SP HELAX-TMS 6.1B 2003
(Nucletron), el maniquí para las medidas con cámara
se ha diseñado para este fin (Gonzalez et al) y el
array con 729 microcámaras de sección 5 x 5 mm2 y
espaciado entre sus centros 10 mm, es el seven29
(PTW) con la aplicación Verisoft 3.1B (PTW). Esta
aplicación permite el análisis mediante el criterio
gamma de las distribuciones absolutas medidas y calculadas, mostrando el porcentaje de microcámaras cuyo valor está dentro del nivel de tolerancia previamente definido.
Cada plan se traslada al maniquí para la medida con
cámara y además, cada haz se traslada a otro maniquí
en el que se dispone el array a una profundidad de 5,5
cm, modificando todos los haces para que se administren a una angulación única del brazo, con incidencia
perpendicular al array.
Resultados y discusión: La diferencia entre las medidas con cámara en el maniquí y el cálculo, para una
muestra de 32 planes, ha resultado con un valor medio
de 0,96% y desviación 1,53% (k=1).
222
Para el caso del array, a continuación se describe el
criterio de aceptabilidad adoptado en la práctica teniendo en cuenta las limitaciones del modelado de las
transmisiones y penumbras por el SP, la repetibilidad
del acelerador, y el volumen de integración y resolución espacial del array. El criterio adoptado consiste
en pasar, en la comparación, primero el gamma 3%/3
mm (3/3) observando los puntos fuera del mismo que
deben cumplir el 5%/5 mm (5/5) y estar en zonas de
notable gradiente en la fluencia. Para la comparación
se excluyen los valores fuera del haz.
En una muestra de 144 haces, el porcentaje de puntos
que ha superado el 3/3 ha sido 80,8% (desviación
10,1%, k=1) y el de 5/5 94,0% (desviación 6,1%,
k=1). De los que no superan el gamm la práctica totalidad están situados en zonas de muy alto gradiente,
lo que se verifica con las utilidades de valores de punto o perfiles de la aplicación.
Inicialmente la técnica se aplicó a pacientes de próstata, ginecológicos y digestivos. Al extenderse en el número de pacientes, aparecieron casos en los que el número de segmentos requeridos para sus condiciones
se elevó notablemente. En las verificaciones se pusieron de manifiesto las limitaciones en el modelado de
la Unidad por el SP, obteniéndose desviaciones superiores a 3/3 en regiones de gradiente suave, por lo que
se rechazó el plan habiéndose adquirido un SP
Oncentra 1.5 (Nucletron) que sí las satisface.
Conclusiones: El procedimiento establecido en el
Centro para la verificación de cada plan en IMRT es
práctico, eficiente y permite cumplir las recomendaciones. Se ha mostrado el criterio adoptado en las
comparaciones de fluencias absolutas calculadas y
medidas.
Referencias
– González et al. Diseño de un maniquí para verificaciones dosimétrico-geométricas de un tratamiento con intensidad modulada. Física Médica 2001;2: 5-8.
2053
SISTEMA AUTOMATIZADO PARA LA
VERIFICACIÓN DOSIMÉTRICA DE LOS
SISTEMAS DE PLANIFICACIÓN
COMPUTARIZADA EN BRAQUITERAPIA
HDR
C. A. JÓDAR LÓPEZ, A. J. ORELLANA SALAS, J. C. RAMÍREZ
ROS, J. L. OSORIO CEBALLOS, G. ARREGUI CASTILLO
Hospital Universitario Virgen de las Nieves. Granada.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Introducción: En los tratamientos de braquiterapia, al
igual que ocurre en tratamientos de teleterapia, es recomendable disponer de un sistema de cálculo redundante
para verificar los tiempos calculados por el sistema de
planificación. Este tipo de verificación ayuda a detectar
un número importante de errores de procedimiento, tales como una selección inapropiada en el tipo y número
de fuentes, una prescripción errónea, y otros. En el
Hospital Univ. Virgen de las Nieves hemos elaborado
una hoja de cálculo Excel para la verificación de tiempos en tratamientos de braquiterapia HDR.
Para los casos sin optimización, los valores obtenidos
para los tiempos de parada coinciden con los obtenidos
utilizando el sistema de planificación computarizado
con diferencias menores del 3% en tratamientos ginecológicos. Las diferencias aumentan hasta el 5% cuando
se realizan cálculos en tratamientos de mama debido a
que nuestra hoja realiza el cálculo considerando catéteres paralelos y posiciones de parada simetrizadas respecto al plano central de los vectores. Pequeñas desviaciones de esta situación ideal pueden dar lugar a
variaciones importantes en las tasas de dosis calculadas.
Material y métodos: El sistema de planificación usado para braquiterapia de alta tasa con fuentes de 192I
es un Nucletron Plato Brachytherapy® (v.14.2.6). El
tratamiento, del tipo SSDS (Stepping Source
Dosimetry System) se realiza con un sistema de carga
diferida microSelectron-HDR. La fuente de 192I empleada es del tipo Microselectron-V2 con cápsula AISI 316L y se desplaza en el interior de un catéter, parando en intervalos de distancia preestablecida (2,5
mm, 5 mm o 10 mm) durante el tiempo necesario para
dar la dosis prescrita. Estos tiempos pueden ser iguales en cada parada o por el contrario, pueden ser modificados para ajustar óptimamente la isodosis de tratamiento al PTV.
Para los casos en los que se realiza optimización geométrica las diferencias entre nuestros cálculos y el sistema de planificación no aumentan significativamente
respecto al caso no optimizado.
El método de cálculo implementado en nuestra aplicación se basa en el propuesto en AAPM Report 841 para fuente única. Se hace aproximación de fuente puntual asumiendo que se satisface exactamente la
dependencia con el inverso del cuadrado de la distancia. En el cálculo se incluye la corrección por absorción y dispersión g(r) y la corrección de anisotropía,
F(r,θ), empleadas por el planificador para esta fuente.
La tasa de dosis en cada punto de evaluación, que denominamos puntos de dosis, se calcula como la suma
de las tasas de dosis suministradas por cada una de las
posiciones de parada de la fuente a ese punto. La tasa
de dosis base se calcula como promedio de las tasas
de dosis de todos los puntos de evaluación. A partir de
esta tasa de dosis base es posible calcular el tiempo de
parada, el cual, para el caso sin optimización, es el
mismo para todas las posiciones de la fuente.
La hoja incluye también la posibilidad de realizar optimización geométrica de distancia y de volumen2. En
ambos casos la optimización considera sólo las distancias entre las paradas, ponderando con la ley del
inverso del cuadrado.
Resultados y discusión: Se han comparado los resultados obtenidos con nuestra hoja de cálculo con los
suministrados por el planificador para tratamiento ginecológico vaginal (vector único) y tratamientos de
mama (cinco vectores).
Conclusiones: La hoja de cálculo desarrollada será una
herramienta valiosa en el control de calidad del procedimiento de braquiterapia HDR. A pesar de que en determinadas circunstancias las diferencias pueden superar el 5%, la concordancia es suficiente para detectar
errores de procedimiento, tales como errores en la delimitación geométrica del catéter o del cilindro, una actualización errónea de fuentes o de fechas, y otras.
En un futuro desarrollo la hoja se extenderá a tratamientos tridimensionales, mediante la implementación de un modelo de cálculo matricial completo en el
que se calculen independientemente todas las tasas de
dosis suministradas por cada posición de parada a cada punto de evaluación en posiciones no coplanares,
teniendo en cuenta los valores de radio y ángulo específicos para cada par fuente-punto. Esto permitirá,
además, ampliar la aplicación de la hoja a los tratamientos ginecológicos preoperatorios de cérvix con
sonda intrauterina.
Referencias
1. Rivard MJ, et al. Update of AAPM Task Group No. 43
Report: A revised AAPM protocol for brachytherapy
dose calculations. Med Phys 2004; 31 (3).
2. van der Laarse R, Prins T.P.E. Introduction to HDR
Brachytherapy Optimization. En "Brachytherapy from
radium to optimization" (ed. R.F.Mould et al.)
Nucletron Int. B.V., Veenendaal. The Netherlands. 1994
Palabras clave: Control de calidad, planificación computarizada, dosimetría clínica.
2054
BRAQUITERAPIA PROSTÁTICA
DINÁMICA EN TIEMPO REAL: ANÁLISIS
DOSIMÉTRICO MEDIANTE FUSIÓN CTMR EN LOS DÍAS 1 Y 30
Dosimetría clínica
223
J. RICHART1, J. PÉREZ-CALATAYUD2, S. RODRÍGUEZ1,
M. SANTOS1, F. BALLESTER3
1Servicio
2Servicio
de Radioterapia. Hospital Clínica Benidorm. Alicante.
de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 3Dpto FAMN.
Facultad de Física. Burjassot. Valencia.
Introducción: El uso en el quirófano de la dosimetría
dinámica en tiempo real en la braquiterapia prostática
(RTDB) ha introducido un gran impulso en la calidad
del implante. La implantación de los vectores viene
guiada en planos longitudinales, actualizándose su posición final permitiendo adaptar las semillas para optimizar la distribución final. Las posibles modificaciones
tras el implante son: cambios en la anatomía debidos a
la retirada de la sonda rectal, movimientos de la próstata
durante el implante y la evolución del edema. Es bien
conocido, refrendado en un notable número de publicaciones, la subjetividad en el contorneo de la próstata
mediante imágenes CT, por otro lado, la MR representa
la modalidad de imagen óptima para la definición de la
anatomía involucrada en los implantes de próstata.
El propósito de este estudio es realizar la comparación
de la distribución de dosis final obtenida en el quirófano
con la del día 1 y 30 para conocer los beneficios de esta
técnica y la influencia del edema, utilizando la fusión
CT-MR para la realización de la dosimetría post-plan.
Material y método: El estudio se ha realizado en
conjunto de 5 pacientes. Se utiliza el sistema de carga
diferida automática SeedSelectron (Nucletron) en
combinación con el SP SPOT-PRO (Nucletron). En
los días 1 y 30 tras el implante se han realizado CT y
MR en cada paciente fusionando ambas mediante el
software del SPOT. Esos dos post-planes se han comparado con los planes finales, una vez actualizadas las
posiciones de los vectores y optimizadas las semillas,
de quirófano basados en las imágenes de ultrasonidos.
Para cada plan, los parámetros evaluados han sido:
Próstata (Volumen, D90, D100, V100, V150, V200), Uretra
(V150, Dmax, D90), ésta última no se ha evaluado en el
día 30. Para el recto, se ha obtenido también D0.1 cc
en los planes de día 1 y 30.
Estos parámetros se han comparado en los tres planes
para evaluar:
1) La similitud del plan de quirófano con el del día 1,
para evaluar los efectos de movimientos eventuales
intra-implante y variaciones anatómicas. 2) La evolución de los parámetros dosimétricos debidos al edema, comparando los planes de los días 1 y 30. 3) La
mejora introducida con la técnica RTDB comparando
en plan final del quirófano con el del día 30, donde el
factor edema se ha minimizado.
Resultados: En este estudio, en el que está previsto
completarse con mayor número de pacientes, los resultados preliminares más representativos son:
224
El volumen de la próstata aumenta debido al edema
aunque finalmente el volumen del día 30 es cercano
al obtenido con ultrasonidos en el quirófano. El parámetro terapéutico más significativo D90 decrece significativamente en el día 1 respecto al plan del quirófano, recuperándose en el del día 30. El objetivo para
D90 en ORP es sobre 110-130% de la dosis prescrita
(PD), V150 de uretra se mantiene en todos los planes
con valores próximos a 0 cc. D0.1 en recto se mantiene del día 1 al 30, con valores máximos sobre 80-90%
de PD y una media de 57% de PD
Conclusiones: El esfuerzo invertido en adaptar el
plan con vectores-semillas en esta técnica contribuye
notablemente en la mejora de calidad del post-plan
del día 30 (actualmente plan de referencia en esta técnica). Se requieren más casos en este estudio para
evaluar la posibilidad de establecer una correlación
entre la distribución de dosis final en el quirófano y la
del recomendado post-plan al día 30.
Palabras clave: Braquiterapia, I-125, prostata, CT-MR.
2055
DOSIMETRÍA CLÍNICA EN IMPLANTES
HDR GINECOLÓGICOS. USO DE CT Y MR
J. RICHART1, J. PÉREZ-CALATAYUD2, S. RODRÍGUEZ1,
M. SANTOS1,G. MONTOLIU3, F. BALLESTER4
1Servicio
2Servicio
de Radioterapia. Hospital Clínica Benidorm. Alicante.
de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 3Servicio de
Radiodiagnóstico. ERESA-H. La Fe. Valencia. 4Dpto FAMN. Facultad
de Física. Burjassot. Valencia.
Introducción: Las últimas recomendaciones en
braquiterapia ginecológica de la ESTRO-GEC
(Haie-Meder 2005, Potter 2006) señalan la necesidad del uso de la MR para la definición de los volúmenes tanto de tratamiento como de los órganos
de riesgo; definen los volúmenes GTV, HR-CTV e
IR-CTV así como los diferentes parámetros dosisvolumen para evaluar el implante. Mientras que con
la RM se consigue una definición de volúmenes óptima, el problema en la práctica se presenta a la hora de reconstruir los dummy o catéteres de sonda y
colpostatos sobre los que optimizar las posiciones y
tiempos del implante; catéteres que sí se identifican
en el CT.
El propósito de este trabajo es la descripción del procedimiento establecido en este Hospital para la realización de este tipo de dosimetría clínica mediante la
fusión de ambas modalidades de imagen.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Material y métodos: Se utilizan los aplicadores ginecológicos compatibles CT-MR de fibra de carbono en
el sistema de HDR microSelectron (Nucletron). El CT
se adquiere en un equipo helicoidal con cortes contiguos de 3 mm, la MR se obtiene con técnica T2 y espesores de corte de 3 mm. El registro y fusión de imágenes se realiza en el Sistema de Planif icación
Eclipse 6.0 (Varian) utilizando las herramientas automáticas con ajustes finales manuales en las tres orientaciones. Mediante la fusión se traslada al conjunto de
imágenes de RM las coordenadas descriptivas de los
catéteres realizándose el contorneo de volúmenes y
definición de catéteres sobre éstas en el Sistema de
Planificación PLATO (Nucletron); tras ello se realiza
la optimización y cálculo del implante siguiendo las
recomendaciones ESTRO-GEC
Habitualmente se realizan dos aplicaciones y cuatro
sesiones, realizándose en ambas la dosimetría clínica
específica.
Resultados y discusión: En este trabajo, para este
procedimiento establecido en rutina, se describe el
mismo mostrándose las dificultades prácticas procedentes de la fusión para la identificación de las correspondencias de sonda y colpostatos, aunque hay
que destacar que la mejora de la RM respecto el uso
exclusivo de CT es muy notable en lo referente a volúmenes.
Conclusiones: Se presenta un procedimiento de combinación de CT y MR para el cumplimiento de las recomendaciones en braquiterapia ginecológica, describiendo con ejemplos ilustrativos las dif icultades
prácticas en el mismo.
Palabras clave: Braquiterapia, CT, MR, HDR.
la actualidad. Durante el proceso del implante, el volumen prostático puede aumentar debido al edema. La
intensidad de dicho edema tiene una gran variabilidad
y, es propio de cada paciente. El propósito de este estudio es comparar el volumen prostático en el quirófano, previo a la inserción de las agujas y posteriormente a la implantación de las semillas. La correlación
entre esta variación y algunos parámetros clínicos y/o
dosimétricos se estudia en un conjunto preliminar de
pacientes.
Material y métodos: Se ha incluido en este estudio
un grupo de 15 pacientes que fueron tratados mediante RTDB semillas de I-125. El sistema automático de
carga diferida SeedSelectron (Nucletron, The
Netherlands) fue utilizado junto al sistema de planificación TPS SPOT-PRO (Nucletron, The Netherlands)
para la realización y planificación del implante. Para
6 pacientes, RTDB fue el tratamiento exclusivo suministrando una dosis de 145 Gy. Los restantes 9 pacientes (riesgo intermedio) fueron tratados previamente
con radioterapia externa, suministrando con el implante una dosis de 100 Gy. 13 pacientes fueron previamente tratados con bloqueo androgénico. Previo a
la implantación se realizó una localización con ecografía, contorneándose el volumen prostático para obtener un plan actualizado tras la inserción de las agujas. Para este estudio, tras la implantación de las
semillas, una nueva ecografía fue realizada y la próstata contorneada de nuevo, comparándola con la previa a la inserción y así evaluar el edema producido
tras el procedimiento.
La variación fue correlacionada con el volumen inicial prostático, el número de agujas, la presencia o no
de bloqueo hormonal y la dosis suministrada.
Los datos fueron analizados con el programa estadístico SPSS.
Resultados y discusión: Los volúmenes iniciales oscilaron entre 11,5 y 39,5 cc, siendo el valor medio de
24,6 cc y la desviación estándar de 9,2 cc (k=1). El
número de agujas osciló entre 12 y 22 con un valor
medio de 17,7 y desviación estándar de 2,6 (k=1). El
aumento relativo del volumen osciló entre 2,2% y
47,8%, con un valor medio de 20,0% y desviación estándar de 13,7% (k=1).
2056
VARIACIÓN DEL VOLUMEN
PROSTÁTICO DURANTE
BRAQUITERAPIA DINÁMICA
PERMANENTE EN TIEMPO REAL
1Servicio
2Servicio
de Radioterapia. Hospital Clínica Benidorm. Alicante.
de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 3Servicio de
Radiodiagnóstico. ERESA-H. La Fe. Valencia. 4Dpto FAMN. Facultad
de Física. Burjassot. Valencia.
Cuando se analizó el incremento del volumen debido
al edema, no se encontró correlación estadísticamente
significativa con el número de agujas insertadas, con
la administración previa de RT externa ni con la presencia o no de bloqueo hormonal previo.
Introducción: El uso de la braquiterapia dinámica en
tiempo real (RTDB), se ha hecho extensivo debido a
que es la opción de tratamiento más recomendada en
A pesar del bajo número de pacientes en este estudio
preliminar, la impresión de la tendencia gráfica de los
datos está en conformidad con estudios previos.
J. RICHART1, J. PÉREZ-CALATAYUD2, S. RODRÍGUEZ1,
M. SANTOS1, F. BALLESTER4
Dosimetría clínica
225
Conclusiones: Aunque el edema varía de paciente a
paciente, ninguno de los parámetros analizados en este estudio mostró correlación significativa con este
hecho. Una muestra significativamente mayor de pacientes sería deseable para confirmar estos resultados.
Palabras clave: Braquiterapia, próstata, edema.
2057
PROTOCOLO DE CONTROLES
ASOCIADO A CADA TRATAMIENTO EN
IMRT DINÁMICA
J. RICHART1, J. PÉREZ-CALATAYUD2, S. RODRÍGUEZ1,
M. SANTOS1, F. BALLESTER3
1Servicio
2Servicio
de Radioterapia. Hospital Clínica Benidorm. Alicante.
de Radioterapia. Hospital La Fe. Valencia. 3Dpto FAMN.
Facultad de Física. Burjassot. Valencia.
Introducción: En nuestro Centro se ha implementado
la técnica de IMRT dinámica (dIMRT) desde Dic 06
habiéndose realizado hasta el momento 30 tratamientos y siendo la técnica ya establecida por defecto sobre todo para cabeza y cuello.
Resultados y discusión: Los resultados de las medidas con cámara en el maniquí cilíndrico para los 30
planes han sido:
Para los 157 haces analizados con el sistema de dosimetría portal todos los puntos cumplen el criterio 3%3 mm salvo puntos aislados en zonas de alto gradiente
que no superan 5%-5 mm. Un aspecto a considerar es
la estabilidad mecánica del sistema que debe verificarse frecuentemente con eventuales correcciones en
el centrado de las distribuciones.
Conclusiones: El procedimiento descrito ha resultado
eficiente y completo en el cumplimiento de las recomendaciones para la aplicación de la dIMRT.
Destacar la gran utilidad como herramienta dosimétrica del sistema portal, que claramente se completará de
forma excelente cuando se incorpore la dosis de salida tras el paciente.
Palabras clave: IMRT, dosimetría, dosimetría portal, planificación inversa.
2058
Las recomendaciones existentes para el QA de la
IMRT indican la realización de una verificación dosimétrica de cada tratamiento, lo que se realiza habitualmente trasladando el plan a un maniquí. En los diferentes Centros, el contenido y metodología de esta
verificación es diversa.
EVOLUCIÓN TEMPORAL DE LA
ACTIVIDAD EN CUERPO, TIROIDES Y
ORINA DE PACIENTES SOMETIDOS A
CDT CON I-131
El propósito de este trabajo es presentar el procedimiento establecido en nuestro Centro, teniendo en
cuenta las recomendaciones e instrumental disponible.
1Hospital U. Río Hortera. Valladolid. 2Hospital U. Ramón y Cajal.
Madrid. 3Universidad A. Zacatecas (México). 4Centro Investigaciones
Clínicas (Cuba). 5Becario Universidad de Valladolid
Material y métodos: El acelerador utilizado es un CLINAC-2100 CD (Varian), la dIMRT se aplica tanto con el
MLC80 como con el sistema de microMLC m3
(Brainlab) en función de la localización, tamaño y geometría del volumen de tratamiento. La planificación inversa se realiza con el SP BRAINSCAN (Brainlab). Para
los controles de cada plan se utiliza: 1) un maniquí cilíndrico de 20 cm de diámetro con alojamiento en su eje
para la cámara pin-point (PTW) y 2) aplicación de dosimetría asociada al sistema portal de imagen aSi-500.
Cada plan en cada tratamiento se traslada al maniquí
cilíndrico comparándose la dosis medida con la calculada. El plan del paciente, incluidos los ficheros de
dMLC, se exporta al SP Eclipse (Varian) donde se
realiza un cálculo de la fluencia en aire correspondiente a cada haz; con el sistema de imagen se realiza
una medida de dichas fluencias analizándose las diferencias según el criterio gamma.
226
R. BARQUERO1, N. FERRER2, J.Mª. SASTRE2, H. R. VEGACARRILLO3, L. TORRES4, M.A. COCA4, F. BASURTO5
El uso de I-131 en el tratamiento de restos tiroideos
de carcinoma tras su ablación quirúrgica es la terapia
oncológica más extendida de las realizadas en
Medicina Nuclear, (UNSCEAR_2000 and ICRP_94).
Material y métodos: Todos los días se realizan medidas de tasa del equivalente de dosis a 1 m y a 2 m
del paciente de cáncer diferenciado de tiroides
(CDT) sometido a tratamiento con I-131. Mediante
la simulación por Monte Carlo (MNPX, Briesmeister et al) del paciente sentado en la habitación de tratamiento se han obtenido factores de conversión de
la actividad en su cuerpo total y en el resto tirodeo, a
la tasa de dosis externa en torno al paciente (ver tabla).
Por otra parte se realiza un ajuste biexponencial de la
tasa de dosis experimental medida cada día con el
tiempo desde la administración, obteniendo así las dos
componentes (Martí-Vidal et al, North et al, Pahlka et
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
al) del aclaramiento de actividad de forma personalizada para cada paciente.
Una de dichas componentes, la más rápida, está relacionada con el aclaramiento general corporal a través
de la sangre de la actividad captada en la misma y en
otros fluidos corporales al sistema urinario lbfk, (body
fluilds to urinary system), mientras que la otra componente, la mas lenta, ltp (thyroid to plasma), está relacionada fundamentalmente con la eliminación al plasma de la actividad captada en el resto tiroideo, y del
plasma igualmente al sistema urinario del paciente.
Por lo tanto, dividiendo el valor en el origen de la componente lenta por el factor de conversión para cuerpo
total obtenido con MCNPX podemos obtener la actividad inicialmente captada en cuerpo total, Fwb*Aadm
en nomenclatura ICRP-53 y, análogamente, dividiendo
el valor en el origen de la componente rápida por el correspondiente factor de convesión mCNPX para fuente
puntual tirodea, podemos obtener Fthyr*Aadm.
Resultados y discusión: Conocida así la actividad
inicialmente captada en cada compartimento y su correspondiente constante efectiva de eliminación, se
determinan las correspondientes evoluciones temporales de actividad Aw y Athyr de cuyo conocimiento
se pueden derivar, de forma personalizada para cada
paciente, diferentes aspectos dosimétricos de estos
tratamientos.
En particular se pueden obtener las dosis efectivas en
cuerpo entero recibidas en cada tratamiento, si bien la
componente de médula roja en médula roja requiere además medidas sistemáticas de sangre del paciente. Aunque
también puede obtenerse una estimación conservadora de
la dosis absorbida en el resto tiroideo, el método no tiene
la suficiente resolución para determinar ésta con exactitud para lo que se requeriría además adquirir imágenes
con gammacámara del tiroides una vez aclarada la mayor
parte de la actividad corporal (5-7 días).
microSv/hGBq
2m
1m
puntual th
26
56
cuerpo
18
55
Además por diferencia entre la actividad total administrada y la suma de Aw y Athyr se puede conocer,
para cada instante de medida, la actividad instantánea
en el tanque de recogida de excretas urinarias asociada al paciente en tratamiento, con lo que puede hacerse un seguimiento en tiempo real de la actividad contenida en el mismo.
También puede derivarse con mucha exactitud la dosis
integrada a 1 metro del paciente desde el alta del mismo, ya que se conoce la constante efectiva lenta de
eliminación, que es la única que resulta de interés en
la PR de los familiares y allegados del paciente cuando éste abandona el hospital. Se incluye la evolución
de actividad para un paciente representativo al que se
le ha administrado una actividad de 3,78 GBq, (103
mCi) de I-131 para CDT.
Palabras clave: I-131, Carcinoma tiroideo, dosimetría de
pacientes en Medicina Nuclear
Dosimetría clínica
227
EFECTOS BIOLÓGICOS DE LA RADIACIÓN
Y PROTECCIÓN RADIOLÓGICA
3001
ESTUDIO ESTADÍSTICO DE LA
EFECTIVIDAD DE LOS TRATAMIENTOS
ONCOLÓGICOS RADIOTERÁPICOS
SOBRE UN AMPLIO ESPECTRO
DE PACIENTES VIRTUALES
O. SOTOLONGO GRAU1,2, D. RODRÍGUEZ PÉREZ1, J. A. SANTOS
MIRANDA3, J.C. ANTORANZ1,2
1UNED/Departamento Física Matemática y de Fluidos. Madrid.
2UNED/Laboratorio de Medida Avanzada por Imagen. Madrid.
3Servicio de Oncología Radioterápica. Hospital General Universitario
Gregorio Marañón. Madrid.
La radioterapia es uno de los métodos más usados en
el tratamiento del cáncer. De ahí la importancia de
modelar y entender el comportamiento de un tumor
bajo esta terapia. El objetivo de este trabajo es determinar la probabilidad de éxito de un tratamiento de
radioterapia en función de parámetros relevantes y
medibles del paciente, así como la aproximación al
valor óptimo de la dosis biológica efectiva (BED).
Se parte de un modelo de dinámica de poblaciones para
células tumorales y linfocitos1 al que se añaden los
efectos de un tratamiento radioterápico fraccionado. El
modelo de tratamiento radioterápico supone que con
cada dosis de radiación mueren una fracción dada de
linfocitos y otra de células tumorales pierde la capacidad de reproducirse, desapareciendo tanto por muerte
natural como por interacción con los linfocitos. La regresión tumoral (para tumores de pequeño tamaño, exclusivamente)2 se simula estocásticamente según una
distribución de probabilidad que depende directamente
de la eficiencia del sistema inmune (ISE) para mantener la homeostasis. La ISE se define a partir del estudio
de estabilidad del sistema sin tratamiento y se consideran sólo aquellos valores correspondientes a estados de
crecimiento ilimitado del tumor.
Se simula un tratamiento típico de radioterapia sobre cada uno de los pacientes virtuales generados. Para ello se
extraen los parámetros relevantes del paciente y los factores de supervivencia de linfocitos y células tumorales,
de distribuciones aleatorias dentro del rango fisiológico
de variación. Los tratamientos se evalúan seis meses después de su finalización, midiendo el tamaño del tumor y
observando si ha habido regresión o recrecimiento.
228
Los cálculos se hicieron sobre una base de 300.000
pacientes virtuales con sus respectivos tratamientos,
deduciéndose la probabilidad de éxito de la terapia
como la fracción de pacientes con un número de células tumorales igual a cero al finalizar ésta.
A partir de estos resultados es posible ajustar la probabilidad de éxito de la terapia como una función unívoca
de la ISE y la BED. El análisis de esta función determina dos curvas de BED, C1 y C2, que dividen el espacio
de variables en tres regiones separadas. Por debajo de
C1, la probabilidad de éxito es casi nula. Por encima de
C2, la probabilidad de éxito es casi constante.
En conclusión, es posible clasificar los pacientes de
acuerdo a su ISE y a la radiosensibilidad del tumor, pudiendo planificar un tratamiento optimizado e individualizado. Se determina un valor umbral de BED para
cada grupo de pacientes, a partir del cual el tratamiento
comienza a tener efecto, y un valor crítico a partir del
cual los resultados del tratamiento no mejoran significativamente. Por último, la dosis de radiación física de
un tratamiento debería acercar el valor de BED a esta
curva crítica (C2) tanto como sea posible, pero sin sobrepasarla. Se minimiza así la dosis de radiación, de
acuerdo al principio ALARA, al tiempo que se maximiza la probabilidad de éxito del tratamiento.
Referencias
1. Sotolongo-Costa O, Morales Molina L, Rodriguez Perez
D, Antoranz JC, Chacon Reyes M. Behavior of tumors
under nonstationary therapy. Physica D 2003; 178:242253.
2. Steel GG. Basic Clinical Radiobiology for Radiation
Oncologists, Great Britain (London): A Hodder Arnold
Publication;1993.
Palabras clave: Modelización, simulación, radioterapia,
pacientes virtuales.
3002
EFECTO EN LA INTERRUPCIÓN DEL
TRATAMIENTO DE RADIOTERAPIA
FRACCIONADA, SIMULADA POR
MÉTODOS DE MONTE CARLO
J.F. POVEDA1, M.C. PLAZAS2, H. MACHADO3
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
1Universidad
Nacional de Colombia - Instituto Nacional de
Cancerología. Departamento de Física, Ciudad Universitaria, Bogotá
2
Colombia. Universidad Nacional de Colombia, Departamento de
Física, Ciudad Universitaria, Bogotá Colombia. 3Instituto Nacional de
Cancerología. Física Médica, Bogotá Colombia
Introducción: Los métodos computacionales basados en
técnicas de Monte Carlo son útiles para abordar el efecto
en la interrupción del tratamiento en radioterapia fraccionada. Para estudiar la respuesta tumoral a la radiación, se
introduce la proliferación celular mediante el modelo de
Gompertz, adecuado para ajustar las curvas de crecimiento de tumores in vivo como in vitro. En la simulación se genera una población de tumores en la que se introduce aleatoriedad en los parámetros de crecimiento, la
radiosensibilidad de las células clonogénicas (o clonógenos), su número inicial, las dosis recibidas en cada fracción; y sometiéndola a un esquema de irradiación fraccionada en la que puedan producirse interrupciones.
Material y métodos: Se desarrolló un código en lenguaje C++, en el cual se incorpora un generador de números aleatorios RAN2, con el fin de generar las funciones de distribución de probabilidades necesarias
para el modelamiento de la formación, crecimiento y
disminución de los tumores. Partiendo de los datos1 de
la cinética de crecimiento y de la radiosensibilidad de
los esferoides multicelulares (MTS) de la línea celular
MCF-7 de cáncer de mama se realiza la simulación por
métodos de Monte Carlo para estudiar la proliferación
celular en esquemas de radioterapia fraccionada en los
cuales se presentan interrupciones en el tratamiento.
Basados en un modelo de cinética celular el cual incorpora dos elementos: uno relacionado con el crecimiento tumoral (modelo de Gompertz) y el segundo
con la supervivencia de células sometidas a radioterapia fraccionada (modelo lineal cuadrático).
Resultados y discusión: Se han efectuado simulaciones para analizar el efecto del tiempo total del tratamiento, generando interrupciones de una semana
completa en diferentes etapas.
En la figura se muestra la efectividad sobre el control
de la enfermedad mediante los esquemas de 5 fracciones por semana de 2 Gy (tratamiento estándar, línea a
trazos roja) y 7 fracciones por semana (línea punteada
negra), dado que al finalizar el tratamiento se consigue eliminar todas las células clonogénicas tumorales. Lo que no sucede cuando se interrumpe el tratamiento (líneas en colores).
Además se observa el crecimiento tumoral en los fines
de semana (picos) y durante la interrupción en el tratamiento, el modelo proporciona un "número aparente"
de clonógenos supervivientes (CS) al finalizar el tiempo inicial programado, pero este número no refleja el
valor del parámetro histológico correspondiente, sólo
se pretende tener en cuenta que un aumento del número de clonógenos produce efectos distintos según el
momento en que se produzca la interrupción.
Conclusiones: Los resultados que se obtienen mediante estos métodos de simulación, muestran que el
efecto de la interrupción del tratamiento es más importante cuanto más tarde se produce. Esto se debe
sencillamente, al efecto del aumento de la tasa de proliferación, de modo que una interrupción es más perjudicial cuanto mayor es el valor del número de clonógenos supervivientes presentes en el tumor.
Referencias
1. Guirado D. Radiosensibilidad de esferoides multicelulares. Universidad de Granada, 1998.
Palabras clave: Radioterapia fraccionada, radiosensibilidad, crecimiento tumoral, modelo de Gompertz, interrupción de tratamiento.
3003
CARGA DE TRABAJO Y FACTOR DE USO
BIDIMENSIONAL PARA BARRERAS
PRIMARIAS EN UNA SALA DEDICADA
A RADIOTERAPIA EXTERNA
D. JURADO, C. MUÑOZ
Servei de Física Mèdica i Protecció Radiológica. Institut Català
d'Oncologia-Hospital Dr. Josep Trueta. Girona.
Introducción: En el cálculo de blindajes para salas de
aceleradores lineales de electrones para radioterapia
externa, dos de los parámetros más relevantes son la
carga de trabajo (W) y el factor de uso (U). Las normas internacionales recomiendan valores de estos parámetros que intentan englobar de forma conservadora un amplio abanico de situaciones típicas de
tratamiento.
Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica
229
En este trabajo se recoge información detallada de los
campos impartidos en un periodo de 9 meses en una
sala en la que se realizan tratamientos de radioterapia
tridimensional conformada, registrados en la red de
gestión y tratamiento de radioterapia. A partir de esta
información se obtiene la distribución bidimensional
de dosis debida a radiación directa y se derivan los
parámetros W y U.
Material y métodos: En la sala estudiada se ubica un
acelerador Clinac 2100 C/D de Varian Medical
Systems, con haces de fotones de 6 y 18 MV de energía nominal. Los haces de electrones no se han tenido
en cuenta en este estudio.
Todos los tratamientos se han registrado en la red Varis
6.2 de Varian. Mediante el programa Infomaker 9.0 de
Sybase se ha recuperado la información referente a todos los campos tratados durante el periodo considerado.
A partir de estos datos, se obtiene el valor de W para
cada una de las energías de fotones.
Se ha desarrollado un programa en Visual Basic para
aplicaciones en una hoja Excel para proyectar cada
uno de estos campos sobre un cilindro centrado en el
isocentro del acelerador, cuyo eje longitudinal coincide con el de giro del brazo. El cilindro tiene 1 metro
de radio y 114 cm de longitud (tamaño máximo abarcado por el campo). La escala angular del cilindro (θ)
coincide con la del brazo. La dosis impartida por cada
campo en el punto ICRU se proyecta considerando la
angulación del brazo y la del colimador, la apertura de
cada una de las mandíbulas y la presencia de cuñas físicas o dinámicas. Las cuñas se han tratado utilizando
el valor nominal del ángulo de cuña como ángulo de
la modulación de la dosis, normalizando en el centro
del campo abierto. No se ha considerado la conformación del campo mediante multiláminas.
Una vez se han proyectado todos los campos, el resultado final es una estimación de la distribución de dosis en el cilindro debida a haz directo. Esta distribución se utiliza para estimar el factor de uso en cada
punto en función del ángulo de brazo y de la posición
del punto en el eje longitudinal U(θ, z).
Resultados y discusión: En el periodo considerado se
han realizado todos los tratamientos de radioterapia del
centro en esta sala, con un total de 22 horas de funcionamiento diarias en tres turnos a 5 pacientes por hora.
El valor de W obtenido es de 402 y de 428 Gy/semana
para fotones de 6 y 18 MV respectivamente.
El factor U(θ, z) se obtiene para las energías de 6 y 18
MV. En la siguiente figura se representa este factor
considerando ambas energías conjuntamente (resolución: θ = 1º, z = 1 cm):
230
Se observa que la distribución es muy dependiente de
las técnicas utilizadas. El valor de U(θ, z) no supera
0,26 en ningún punto y es negligible para valores absolutos de z superiores a 20 cm (10 cm en el isocentro). Las recomendaciones internacionales para el cálculo de blindajes sobreestiman estos valores, por lo
que el blindaje calculado estaría sobredimensionado.
Conclusiones: Se ha realizado un estudio de los factores W y U para radiación directa en las condiciones
particulares de nuestro centro. Existen diferencias significativas entre los valores obtenidos y los recomendados por las normas internacionales, que sobreestiman el blindaje en todos los puntos.
Palabras clave: Carga de trabajo, factor de uso, blindaje.
3004
ESTUDIO IN VITRO DEL EFECTO
RADIOPROTECTOR DEL PROPOLIS
MEDIANTE TÉCNICAS CITOGENÉTICAS
A. MONTORO1, J. F. BARQUINERO2, M. ALMONACID1,
G. VERDÚ3, J. SERRANO4, M. SAIZ4, J. I. VILLAESCUSA1.
1Servicio
2Servicio
de Protección Radiológica. Hospital la Fe. Valencia.
de Dosimetría Biológica, Departamentos de Biología Animal,
Vegetal y Ecología, y Biología Celular, Fisiología y Inmunología.
Universitat Autònoma de Barcelona (U.A.B). 3Departamento de
Ingeniería Química y Nuclear. UPV. 4Dietéticos Intersa. Torreserona.
Lleida.
Existen agentes químicos que modulan la respuesta de
los tejidos frente a las radiaciones. Estos compuestos
son de utilidad cuando muestran cierta selectividad,
ya sea protegiendo los tejidos sanos (radioprotectores)
o aumentando la sensibilidad de los tejidos a las radiaciones (radiosensibilizadores).
Una de las consecuencias de la interacción de las radiaciones ionizantes sobre las células es la inducción
de alteraciones cromosómicas. Esta relación de causalidad ha hecho que las alteraciones cromosómicas
sean consideradas como un buen indicador de exposición a radiaciones.
El propolis es la sustancia que vamos a evaluar. El
propolis es un producto de extraordinario interés para
la medicina e industria farmacéutica, al que se atribu-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
yen diversos efectos beneficiosos para la salud. De
entre las muchas propiedades propolis están el ser antioxidante y secuestrador de radicales libres.
El objetivo de este trabajo es la evaluación del efecto
radioprotector del propolis. Para ello se ha obtenido
un extracto etanólico de propolis (EEP) y se han irradiado muestras de sangre periférica con distintas condiciones, a distintas dosis de radiación en ausencia y
presencia de EEP y a una misma dosis de radiación,
en presencia de EEP a distintas concentraciones. Para
la evaluación se han analizado, utilizando técnicas citogenéticas, las alteraciones cromosómicas presentes
en linfocitos en primera división mitótica. Los resultados obtenidos muestran una disminución del número
de alteraciones totales tanto cuando irradiamos a una
dosis y distintas concentraciones de EEP, obteniendo
una protección frente al daño radioinducido de hasta
un 44%, como cuando irradiamos a distintas dosis en
presencia y ausencia de una concentración conocida
de EEP, obteniendo una reducción significativa de los
coeficientes lineal y cuadrático de la curva de calibración obtenida.
La concentración propuesta para radioprotección sería
entre 120-500 µg·ml-1, donde obtenemos una protección máxima observada frente al daño radioinducido
y no tenemos efecto citotóxico en los cultivos de linfocitos humanos no irradiados.
El efecto citotóxico se ha evaluado analizando el efecto del EEP en el ciclo de división celular, utilizando
dos índices, el mitótico y el de proliferación celular.
Para ambos índices el efecto citotóxico tiene lugar a
partir de concentraciones mayores de 750 µg·ml-1.
Palabras clave: Propolis, radioprotectores, dicéntricos, alteraciones cromosómicas, radiación gamma.
3005
factor de riesgo de cáncer de mama por exposición a
la radiación 4,2 veces superior al factor de riesgo promediado para todas las edades, siendo 1,8 veces superior para niñas de 5 años. Se han analizado datos de
más de 200 exploraciones realizadas en la sala de hemodinámica infantil del Hospital Gregorio Marañón
para estimar las dosis recibidas en dicho órgano, así
como el riesgo de cáncer de mama radioinducido en
función de estas dosis.
Material y métodos: Este estudio retrospectivo se ha
realizado a partir del producto dosis-área y del tiempo
de escopia registrado por el equipo digital. Para calcular la dosis en mama y la dosis efectiva se han utilizado las tablas de la NRPB-SR279. Se ha elegido la proyección Tórax PA para 70 kV y una capa
hemirreductora de 3,2 mm de Al como la que mejor
ajusta a las exploraciones. Para calcular el riesgo de
cáncer de mama se han utilizado los factores de riesgo
correspondientes descritos en la ICRP-60; el factor de
5 años para el grupo de edad de 0-10 años y el de 15
para pacientes de 10-20 años.
Resultados y discusión: En la figura aparecen los valores de dosis en mama obtenidos en función del grupo
de edad para 60 minutos de escopia; especificados como mínimo, 1er cuartil, mediana, 3er cuartil y máximo.
Las medianas de las dosis en mama para 60 minutos de
escopia oscilan entre 40 ± 29 mGy para pacientes menores de 1 año y 16 ± 19 mGy para pacientes entre 10
y 14 años. Las estimaciones medias de riesgo de cáncer
de mama para 60 minutos de escopia con las dosis calculadas son de 0,014% para niñas entre 10 y 14 años y
del 0,021% para pacientes mayores de 15 años. Al utilizar el mismo factor de riesgo, las estimaciones dependen únicamente de la dosis absorbida por la mama, que
es función de la cercanía de los órganos de riesgo al
haz; inversamente proporcional a la edad, y al utilizar
control automático de la exposición en todas las exploraciones, del espesor de la paciente, el cual se incrementa con la edad. Las dosis son de 4 a 10 veces superiores a los resultados publicados en trabajos similares
EVALUACIÓN DE LAS DOSIS Y
ESTIMACIÓN DEL RIESGO DE CÁNCER
DE MAMA RADIOINDUCIDO EN
INTERVENCIONES DE HEMODINÁMICA
PEDIÁTRICA
J.A. CALAMA SANTIAGO, M.Y. MOLINA LÓPEZ, J. M. PENEDO
COBOS, C. GONZÁLEZ RUIZ, F. SIERRA DÍAZ
Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General
Universitario Gregorio Marañón. Madrid.
Introducción: En las exploraciones de hemodinámica, la mama es uno de los órganos que mayor dosis recibe. La ICRP-60 muestra para niñas de 15 años un
Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica
231
sobre pacientes adultas sometidas a ablación por radiofrecuencia, mientras los valores de riesgo adicional son
hasta 25 veces superiores.
Conclusiones: La estimación del riesgo de inducción
de cáncer de mama es más elevado para pacientes pediátricas que para adultas. Este aumento se debe tanto
a diferencias en los factores de riesgo como en las dosis absorbidas por estas pacientes. A pesar de que el
riesgo es relativamente bajo comparado con la probabilidad de desarrollar un cáncer de mama de forma
natural (10%) y de la necesidad de utilizar este tipo de
terapia para tratar anomalías clínicas graves, es recomendable hacer uso de todos los métodos de protección radiológica necesarios para una correcta optimización de la dosis.
Palabras clave: Hemodinámica, Pediatría, mama, riesgo
Estocástico.
3006
ANÁLISIS DE LA IMPLANTACIÓN
DE UN PROCEDIMIENTO ESPECÍFICO
EN EXPLORACIONES CRANEALES
PEDIÁTRICAS DE TOMOGRAFÍA
COMPUTERIZADA
M.Y. MOLINA LÓPEZ, J.M. PENEDO COBOS, J.A. CALAMA
SANTIAGO, C. GONZÁLEZ RUIZ, F. SIERRA DÍAZ, R. ZANFAÑO
HIDALGO
Material y métodos: El estudio se ha realizado para
un equipo Philips MX8000, recogiendo datos característicos de las exploraciones de 29 pacientes: edad, kV,
mAs, pitch, espesor y número de cortes, con los que
se estiman las dosis en los diferentes órganos de riesgo y la dosis efectiva mediante el programa de cálculo
IMPACT. A partir del CTDIw medido en los controles
de calidad periódicos con un maniquí de cráneo, se
han calculado los valores del DLP para las diferentes
exploraciones. Conocidos estos valores, se han aplicado los factores establecidos en la ICRP-60 para determinar los riesgos estocásticos asociados. Los datos se
agrupan por intervalos de edad, siguiendo las recomendaciones del documento para exámenes de rayos
X en pediatría elaborado por la comisión europea.
Resultados y discusión: El cumplimiento del protocolo no se ha llevado a cabo correctamente en el caso
de 5 pacientes, en los que la técnica aplicada fue diferente a la establecida. Además en 2 casos no se corresponden los cortes con la línea supraorbitomeatal,
irradiando el protector de bismuto que protege el cristalino. Los valores medios de las magnitudes objeto
de estudio son los siguientes:
Grupo
Edad
1
< 18 meses
2
3
E CTDIw DLP
Riesgo
(mSv) (mGy) (mGy·cm) Cáncer (%)
1,87
24,1
275,7
0,030
18 meses-7 años 1,47
25,9
317,5
0,023
32,5
414,0
0,022
> 7 años
1,43
Servicio de Dosimetría y Radioprotección. Hospital General
Universitario Gregorio Marañón. Madrid.
Introducción: La tomografía computarizada (TC) en
pacientes pediátricos está indicada únicamente en determinadas patologías: traumatismo craneoencefálico,
retraso psicomotor, hipertensión craneal, etc. La dosis
recibida en esta práctica es significativamente mayor
que en los estudios convencionales, lo que viene en
detrimento de la especial radiosensibilidad de estos
pacientes. En nuestro hospital se ha implementado la
norma UNE-EN-ISO 9001:2000, y el procedimiento
específico PE-RAD-06 en el que se describe la metodología para la realización de estudios craneales en
pacientes pediátricos optimizando la dosis. Los aspectos que se analizan en este estudio son:
– Cumplimiento de la metodología establecida en el
procedimiento PE-RAD-06.
– Estimación de la dosis efectiva, producto dosis longitud (DLP) y CTDI ponderado (CTDIw) en cada
exploración.
– Evaluación de los riesgos estocásticos asociados.
232
La comparación de nuestros resultados con la bibliografía nos proporciona valores inferiores tanto en las
dosis efectivas como en el DLP y el CTDIw.
Conclusiones: La aplicación del protocolo contribuye
a obtener valores de dosis inferiores a los publicados
en otros estudios que no aplican protocolos específicos.
Aunque las estimaciones de riesgo son conservadoras,
se observa que en todos los casos, el riesgo de inducción de un cáncer fatal en cualquier localización es
muy bajo, y mucho menor que el riesgo de incidencia
natural de cáncer a lo largo de la vida de una persona
(20-30%).
Se indica la conveniencia de informar del detrimento
asociado al uso de radiaciones ionizantes en el documento de consentimiento informado, así como la valoración de técnicas alternativas.
Palabras clave: TC craneal, Pediatría, DLP, dosis efectiva,
riesgo estocástico.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
por componentes, que muestran las dosis en cada punto y permiten la visualización de las isodosis, elegidas
en la hoja de "visualización de isodosis".
3007
CÁLCULO DE SUPERFICIES DE
ISODOSIS EN BÚNKERES DE
RADIOTERAPIA
L.I. ZAMORA ARDOY1, C. FORASTERO RODRÍGUEZ1,
D. BURGOS TRUJILLO1, J.M. REINOSO COBO2
1Servicio
de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Clínico San Cecilio.
Granada. 2Unidad de Radiofísica. Complejo Hospitalario de Jaén.
Jaén.
Introducción: El cálculo de los blindajes en búnkeres
de Radioterapia se ha basado tradicionalmente en protocolos internacionales como la norma alemana DIN
6847. Estos protocolos proporciona reglas sencillas
para estimar las dosis tras los muros de un bunker utilizando factores de reducción, uso y ocupación, así
como los espesores decimorreductores para las diferentes energías de fotones, materiales y componentes
de la radiación, a saber: primaria de fotones, secundaria de fotones, terciaria, fugas, electrones (fundamentalmente frenado) y las diferentes componentes de
neutrones.
Con este trabajo hemos pretendido proporcionar una
herramienta que permita realizar un cálculo de dosis
equivalente en el plano definido por el isocentro,
usando conceptos del trasporte radiativo, así como la
visualización de las mismas en la forma más familiar
de superficies de isodosis, evitando así el engorro
del cálculo punto a punto, realizando un cálculo mucho más preciso y proporcionando una visión de
conjunto de la distribución de dosis en un plano significativo.
Material y métodos: El programa se ha desarrollado
en la aplicación Microsoft Excel, utilizando el "editor
de macros" que permite una programación visual
orientada a objetos en Visual Basic. Consta de una interfaz de introducción de datos básicos del cálculo
("datos cálculo") entre los que están las cargas de trabajo, modos, configuración de la cabeza,... una interfaz de introducción de la estructura del bunker ("datos
bunker"), a partir de las coordenadas de los vértices
de cuadriláteros y las hojas de resultado del cálculo
Nuestra aplicación tiene actualmente una extensión
aproximada de 10.000 líneas de código, e implementa
el cálculo de la dosis primaria de fotones en las cuatro
configuraciones básicas (LD, LI, AP y PA), la dosis
secundaria de fotones procedente de la interacción de
la primaria en las 4 configuraciones anteriores, más la
debida a la dispersión en el paciente, la terciaria procedente de las configuraciones de secundaria antes
descritas, la radiación de fugas directa y secundaria,
así como las dosis equivalentes debidas a neutrones
directos, componente dispersa y neutrones térmicos.
La dosis debida a campos de electrones (frenado fundamentalmente), se encuentra en desarrollo.
Resultados y discusión: Si bien los resultados obtenidos no son los definitivos, pues es necesario aún depurar el código y afinar algunos de los parámetros de
cálculo (coeficientes de atenuación y factores dependientes de los espectros energéticos fundamentalmente), se han comparado con los valores proporcionados
en un bunker real por la norma DIN 6847. Debido al
carácter de este resumen no es posible incluir todas
las componentes calculadas, por lo que hemos elegido
algunas significativas como son las debidas a la componente primaria de fotones en LD, la secundaria de
fotones, la componente de fugas directa (en la figura
1) y la directa de neutrones.
En la tabla se detallan las dosis en 3 puntos significativos de un bunker real calculados con la norma DIN
6847, frente a los resultados proporcionadas por nuestro programa para los mismos puntos (dosis anuales
calculadas para una carga semanal de 1250 Gy, y fotones de 18 MV).
Conclusiones: Los resultados preliminares muestran
diferencias de hasta dos órdenes de magnitud en la
componente secundaria de fotones tras el blindaje. La
norma DIN 6847 es un cálculo muy simplista, se hace
necesaria una comprobación más precisa de las dosis
que permita asegurar que el modelo implementado en
nuestro programa, como parece, es más realista que los
usados tradicionalmente en el cálculo de blindajes.
Tabla 1. Comparación en puntos significativos.
Primaria fotones LD
CÁLCULO DIN
6847
CÁLCULO
APLICACIÓN
Punto 1 1,26 mSv
Punto 1 1,44 mSv
Secundaria fotones
Fugas directa
Punto 2 1,3E-3 mSv
Punto 2 3,01 mSv
Punto 2
Punto 3 2,2E-4 mSv
Punto 3 3,59 mSv
Punto 3 8,7E-4 mSv
Punto 2 8,9E-5 mSv
Punto 2 11,8 mSv
Punto 2
Punto 3 0,2E-5 mSv
Punto 3 4,4 mSv
Punto 3 28E-4 mSv
Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica
Neutrones directa
------
233
Para TC, se han utilizado las isodosis suministradas
por el fabricante y alternativamente el cálculo mediante el CTDI según NRCP 147. Se ha calculado para plomo y hormigón.
Resultados: No se han encontrado diferencias dignas
de tener en cuenta entre los espesores obtenidos por
los dos métodos de cálculo utilizados, tanto para el
PET como para el TC. Sí, se ha encontrado que los
blindajes necesarios para la instalaciones PET y TC
por separado son muy diferentes en espesor si el material empleado es el plomo (18 mm y 2 mm respectivamente), mientras que en caso de utilizar hormigón
los espesores necesarios son del mismo orden (20 cm
y 18 cm respectivamente).
Fig. 1. Isodosis debida a fugas directa.
Palabras clave: Superficie de isodosis, blindaje.
Conclusiones: Los espesores obtenidos no varían significativamente con el método de cálculo empleado. En caso de utilizar plomo no es necesario considerar la aportación del TC, siendo suficiente los espesores obtenidos
para el PET, pero si se utiliza el hormigón, la incorporación del TC implica casi la duplicación de espesores.
Referencias
3008
PARTICULARIDADES DEL DISEÑO DE
BLINDAJES ESTRUCTURALES PARA
PET/TC
G. SÁNCHEZ CARMONA, F.J. LUIS SIMÓN, M. BAEZA
TRUJILLO, M. HERRADOR CÓRDOBA, A. UREÑA LLINARES,
A. SANTOS RUBIO
Servicio de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Universitario Virgen del
Rocío. Sevilla.
Introducción: El diseño de blindajes estructurales para una instalación del PET-TC presenta la complejidad
de que las mismas barreras deben atenuar radiaciones
de diferentes energías y procedencia. Mientras la emisión del fluor-18 es monoenergética, la del TC no lo
es. Esa diferencia se acentúa con los procesos de absorción y dispersión que sufren en el paciente y equipamiento antes de llegar a las barreras, y aumenta las
diferencias de comportamiento de los materiales usados para atenuar.
Material y métodos: Se efectúan cálculos de blindaje por procedimientos alternativos y para diferentes materiales, partiendo de una situación real de uso
de nuestra sala de exploración. Para PET, se ha utilizado el procedimiento habitual de cálculo considerando haz estrecho y el propuesto por la AAPM en el
TG108 que considera haz ancha y tiene en cuenta el
decay.
234
– Report AAPM Task Group 108. PET and PET/TC
Shielding Requirements. Medical Physics 2006;33 (1).
– Report NCRP 147. Structural Shielding Design for
Medical X-Ray. Imaging Facilities
– Guía de Seguridad 5.11 del Consejo de Seguridad
Nuclear
– PET/CT Site Planning and Shielding Design Melssa C.
Martin, M.S., FACR, FACMP, FAAPM. AAPM-SCC
Mid-Winter Meeting, February 2005
Palabras clave: PET/TC, blindaje.
3009
CARACTERIZACIÓN DE FACTORES
QUE INFLUYEN EN LA TASA DE DOSIS
RECIBIDA EN CRISTALINO Y MUÑECA
POR EL MÉDICO EN CARDIOLOGÍA
INTERVENCIONISTA
P.J. MANCHA MATEOS, X. PIFARRÉ MARTÍNEZ,
M.C. PAREDES GARCÍA
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Puerta de Hierro.
Madrid.
Introducción: El objetivo de este trabajo ha sido caracterizar diversos factores que pueden influir en la dosis
recibida por el médico en córnea y muñeca en cardiología intervencionista. Las variables estudiadas son:
1. La vía de abordaje, radial o femoral, que afecta a
la posición del médico respecto del paciente y de
la fuente de rayos X.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
2. La posición de la pantalla plomada protectora respecto del médico.
– Maniquí antropomórfico Rando (Alderson).
Conclusiones: Nuestros resultados muestran un amplio rango de variación de la tasa de dosis en función
de cada uno de los factores elegidos. A tenor de los
mismos, podemos concluir que la pantalla protectora
debe estar siempre lo más cerca posible del intervencionista y que deben evitarse ciertos ángulos del
gantry que aumenten la dosis sin un incremento significativo de la utilidad de la imagen que se obtiene. En
la elección de una técnica intervencionista u otra, hay
otras variables puramente clínicas que deben observarse, aunque es notable el aumento en la dosis en las
intervenciones mediante vía radial respecto a la dosis
mediante vía femoral.
– Pantalla plomada de techo con brazo articulado de
0,5 mm de espesor equivalente en Plomo.
Palabras clave: Cardiología intervencionista, dosis ocupacional, vía de abordaje.
3. Las diversas angulaciones del tubo de rayos que
principalmente se utilizan en este tipo de intervenciones.
Su importancia e influencia podrá ser determinada y
permitirá la optimización de los métodos de trabajo
en este tipo de intervenciones.
Material y métodos:
– Cámara RADCAL 20X5-1800.
– Equipo SIEMENS Coroskop HI-P.
Con el fin de aislar este estudio de otros factores
clínicos tales como las dificultades propias de cada
vía de abordaje, tamaño de paciente, experiencia
del facultativo, etc., optamos por realizar las medidas en condiciones de laboratorio, usando un maniquí antropomórfico como paciente. Las variables
antes citadas se estudiarán individualmente, permitiendo la caracterización de cada una de ellas por
separado.
Para medir la dosis, se utilizó la cámara de ionización,
situándola en las posiciones habituales de córnea y
muñeca tanto para las intervenciones por vía radial
como para las intervenciones por vía femoral. La tasa
de dosis en escopia se midió para cada uno de los factores de interés (posición de la pantalla y angulación
del tubo) en ambas posibilidades.
Resultados y discusión: De los datos obtenidos puede concluirse que existen sensibles diferencias en las
dosis recibidas por el médico tanto en córnea como en
muñeca según sea la vía elegida, la posición del tubo
y la posición de la pantalla.
Respecto a la vía elegida, se observan en la aproximación radial tasas de dosis en muñeca que son superiores en un orden de magnitud a las correspondientes
para vía femoral.
La tasa de dosis se ve también influida por la angulación del tubo de rayos. La caracterización realizada de
la tasa de dosis respecto al ángulo permite discriminar
entre ángulos con igual calidad diagnóstica pero con
tasas de dosis diferentes.
Por último, las medidas de la tasa de dosis en función
de la posición de la pantalla permiten concluir que ésta debe estar siempre que sea posible lo más cerca posible del médico, ya que se observa un incremento de
la dosis en función de la distancia al mismo.
3011
ESTIMACIÓN DE DOSIS A
TRABAJADORES CATEGORÍA B
MEDIANTE DOSIMETRÍA DE ÁREA
J.L. CARRASCO, I.J. SAINZ, A. PÉREZ, A. DÍEZ DE LOS RÍOS
Unidad de Radiofísica. Hospital Virgen de la Victoria. Málaga.
Introducción: El Art. 20 del Real Decreto 783/2001,
por el que se aprueba el Reglamento sobre protección
sanitaria contra las radiaciones ionizantes, establece
que se considerará trabajadores expuestos categoría B
a aquellas personas que por las condiciones en que se
realiza su trabajo es muy improbable que reciban dosis superiores a 6 mSv por año oficial o a 3/10 de los
límites de dosis equivalente a cristalino, piel y extremidades. Asímismo, el Art. 29 del mismo RD recoge
que "las dosis individuales recibidas por los trabajadores expuestos pertenecientes a categoría B se podrán estimar a partir de los resultados la vigilancia
realizada en el ambiente de trabajo, siempre y cuando
éstas permitan demostrar que dichos trabajadores están correctamente clasificados".
Desde el año 2003 y hasta el presente, con el fin de
aprovechar esta posibilidad recogida en nuestra legislación, y al tiempo llevar a cabo de forma óptima la
gestión dosimétrica, mantenemos activo un procedimiento de estimación de dosis a profesionales en los
quirófanos programados y de urgencias de nuestros
Centros, basado en dosimetría de área. Presentamos
los resultados de los últimos cuatro años que nos permiten concluir acerca de la idoneidad de esta sistemática para garantizar la seguridad radiológica de estos
profesionales.
Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica
235
Material y método: Hemos utilizado la dosimetría de
área proporcionada por el Centro Nacional de
Dosimetría, mediante dosímetros idénticos a los utilizados para la dosimetría individual. Cada dosímetro
consta de una lámina de aluminio anodizado con cuatro detectores de LiF:Mg,Ti, colocada entre dos láminas de plástico con cuatro filtros, envueltos todos
ellos en una bolsa de melinex aluminizado. A partir
de las lecturas de los cuatro detectores, se estiman las
dosis equivalentes profunda y superficial.
A cada arco quirúrgico utilizado en los distintos quirófanos de nuestros Centros, se le asignó dosimetría
de área con lectura periódica mensual. El dosímetro
se situó en la parte interior del arco, a 45º sobre la
horizontal intentando simular la posición aproximada del dosímetro de solapa sobre el tronco del trabajador.
El procedimiento de estimación de dosis al profesional a partir de los datos de dosimetría de área recogidos, asigna a cada individuo, de forma mensual, la suma de los valores recogidos en los dosímetros de área
que le aplican (arcos quirúrgicos que haya podido utilizar), corregida por factores de atenuación por blindaje (mandil plomado), distancia y carga de trabajo, y
aproximación a la décima de mSv. De esta forma se
obtienen estimaciones de dosis en función de la categoría y la especialidad del trabajador.
En todos los casos se asumieron las circunstancias
más conservadoras: un único trabajador lleva a cabo
todas las actuaciones con arcos quirúrgicos de su especialidad o categoría, su tronco está situado durante
toda la intervención a la distancia más próxima a la
que puntualmente pueda estar y la atenuación del
mandil plomado es la mínima posible (teniendo en
cuenta los mandiles plomados utilizados y las energías de haz de RX implicadas).
Discusión y resultados: En la circunstancia más desfavorable, en la que un mismo especialista hubiera
realizado todas las intervenciones con los arcos de los
quirófanos de nuestros Centros, encontrándose su
tronco situado durante todas las intervenciones a distancia del paciente igual a la que separa paciente y dosímetro de área (aproximadamente 50 cm) la dosis
equivalente profunda promedio anual estimada sería
igual a 1,07 mSv [valores anuales respectivos: 1,2
mSv (2006), 0,8 mSv (2005), 1,0 mSv (2004), 1,3
(2003)]. La dosis equivalente profunda mensual máxima estimada fue de 0,2 mSv, y con un valor medio de
dosis equivalente profunda mensual de 0,08 mSv.
Los valores obtenidos pueden ser considerados como
cota superior de la dosis que pudiera haber recibido
un trabajador cualquiera en los quirófanos de nuestros
236
Centros, dados los supuestos extremadamente conservadores asumidos.
Conclusiones: A partir de los resultados obtenidos
concluimos que la clasificación como expuestos categoría B de los trabajadores de los quirófanos programados y de urgencias es adecuada, puesto que entendemos que es improbable que reciban dosis superiores
a 6 mSv anuales en su actividad.
Además la utilización de la dosimetría de área y el
procedimiento de estimación de dosis a profesionales
expuestos categoría B, nos permite garantizar la seguridad radiológica de estas instalaciones, optimizando
los recursos (reducción de dosímetros individuales,
control radiológico no dependiente del adecuado uso
de dosímetro por parte del profesional), e incluso de
forma adicional, llevar a cabo un seguimiento del funcionamiento de cada uno de los arcos quirúrgicos.
Palabras clave: Trabajadores expuestos categoría B, dosimetría área.
3012
DOSIMETRÍA EXTERNA EN LA
MANIPULACIÓN DE RADIOFÁRMACOS
BASADOS EN RA223
V. DE LA VARA, A. VICEDO, R. PLAZA, C. HUERGA, M. SÁEZ,
E. CORREDOIRA, M. TÉLLEZ DE CEPEDA, L.M. MARTÍN
CURTO
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario La Paz. Madrid.
Introducción: El objetivo de este estudio es la determinación mediante métodos Monte Carlo de la dosis
externa debida a la radiación beta y gamma a la que
se pueden ver sometido el trabajador profesionalmente expuesto (PPE) que manipule el radionúclido
Ra223.
La dosimetría externa de esta fuente emisora mayoritariamente de partículas alfa (95%) de corto alcance
(< 0,1 mm en tejido y 4-6 cm en aire) que serían frenadas por el vial presenta sin embargo algunos aspectos importantes que deben ser considerados:
– El Ra223 es también emisor gamma, siendo los
más probables los picos de 269 keV y de 154 keV.
– En la cadena de desintegración aparecen radionúclidos hijos, emisores beta y gama, destacando el
pico gamma de 271 keV del Rn219 y de 351keV
del Bi211, la emisión beta del Pb211 de energía
media 449 keV y del Tl207 con una energía media
de 491keV.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Material y métodos: Mediante métodos Monte Carlo,
simulamos un vial que contiene cloruro de radio de actividad 6MBq. Se obtuvo las curvas de isodosis en contacto con el vial y a diferentes distancias para poder
calcular la dosis absorbida en las distintas partes del
cuerpo. La tasa de dosis a 10 cm de la fuente obtenida
teóricamente es de 5,68 mGy/h y la obtenida experimentalmente con un dosímetro digital Polimaster fue
de 10 mGy/h. Se compararon estas medidas con las obtenidas mendiante métodos Monte Carlo.
Resultados: El acuerdo obtenido entre la simulación
y los datos teóricos confirman que suponiendo que al
administrar una inyección se invierte en torno a 60 segundos, la dosis que puede recibir en manos el personal que administra la actividad es de aproximadamente unos 0,1 mGy por cada paciente, siendo menor en
el resto del cuerpo.
Palabras clave: Radio 223, simulación, Monte Carlo.
3013
CARACTERÍSTICAS Y DISTRIBUCIÓN
DE DOSIS EQUIVALENTE EN UNA SALA
DE TOMORRADIOTERAPIA
M.J. ROT, M.J. GARCÍA, C. MÍNGUEZ, M. BROSED,
J.M. DELGADO
Departamento Radiofísica. Clínica La Milagrosa. Grupo IMO.
Madrid.
Introducción: Una de las ventajas de un equipo de
tomoterapia helicoidal es que los niveles de exigencia
en los blindajes requeridos para el bunker, se ven disminuidos por la existencia, para el haz primario, de
una protección de plomo de 14 cm de grosor que reduce de forma muy significativa el espesor necesario
para la construcción de las barreras primarias. Sin
embargo, los procedimientos utilizados generan unos
niveles de emisión que hacen que la radiación de fuga
adquiera una mayor importancia. Para la obtención de
la Licencia de la Instalación, deben realizarse unos
supuestos compatibles con la carga de trabajo y con
los valores de emisión establecidos en las normas internacionales que no se adaptan exactamente a la forma de ejecutarse este tipo de procedimientos.
TomoTherapy Hi-ArtTM que lleva incorporado un acelerador lineal de 6 MV en un estativo capaz de girar
360 grados alrededor del isocentro. Un sistema de
colimación permite la obtención de tres tipos de campos rectangulares de tamaños 1 x 40, 2,5 x 40 y 5 x 40
cm a nivel del isocentro. El haz es modulado por un
colimador multiláminas binario compuesto por 64 láminas con un tiempo de desplazamiento de 20 ms. El
sistema gira sincronizado con el desplazamiento de la
mesa de tratamiento, produciendo una disposición helicoidal de miles de haces pequeños sobre el paciente
a tratarse. Los haces tienen unas dimensiones mínimas de 6 x 10 mm, correspondientes a la anchura de
la lámina y a la apertura mínima del colimador.
Se analizaron los elementos constructivos y las posibilidades de emisión de radiación secundaria, para la
estimación de los posibles niveles de dosis equivalente. Para ello, se evaluaron específicamente las características del tamaño más grande de campo disponible y
la posible reducción debida a la modificación de la radiación primaria, por efecto del factor de modulación
y el pitch.
Los niveles de radiación en la sala se midieron con
una cámara de ionización esférica de 30 cc Standard
Imaging, situada a diferentes distancias del isocentro
de la máquina, tomado como punto de referencia. Con
ello se generó un mapa de la distribución de niveles
de emisión.
Resultados y conclusiones: De la evaluación de las características de Protección Radiológica utilizadas se observa una reducción muy significativa de las barreras
primarias, tanto en espesor como en longitud, debido
entre otras razones a la limitación del tamaño de campo. Los niveles de radiación de fugas son compatibles
con los indicados por el fabricante y la protección de la
trayectoria del haz desde el blanco fue compatible con
lo establecido en las regulaciones existentes.
Palabras clave: Blindajes, Tomoterapia.
3014
El objetivo del presente trabajo es la evaluación de los
cálculos a realizar en el diseño de blindajes, las consideraciones necesarias y su compatibilidad con medidas realizadas directamente.
MODELO RADIOBIOLÓGICO PARA LA
ESTIMACIÓN DE LA DOSIS BIOLÓGICA
LIMITANTE DE LA MUCOSITIS EN
CÁNCER DE CABEZA Y CUELLO
LOCALMENTE AVANZADO TRATADO
CON RADIOQUIMIOTERAPIA
Material y métodos: Para la realización del estudio
se utilizó un sistema de tomoterapia helicoidal
S. VELÁZQUEZ MIRANDA1, J. GÓMEZ-MILLÁN2, M. ORTIZ
SEIDEL3, E. MONTERO2
Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica
237
1Física
Médica y Protección Radiológica. 2Oncología Radioterápica.
Hospital Juan Ramón Jiménez. Huelva. 3Física y Protección
Radiológica. Hospital Reina Sofía. Córdoba.
Introducción: Los fraccionamientos alterados y la
quimioterapia concomitante tienen cada vez más protagonismo en los tratamientos radioterápicos de cabeza y cuello, en los que la mucositis aparece como un
efecto secundario agudo limitante de la dosis final de
tratamiento.
Nuestro objetivo fue encontrar un modelo radiobiológico para un tratamiento en dos fases, basado en los
parámetros radiobiológicos propuestos por Fowler1 y
en la hipótesis de que cierta distribución de dosis tridimensional fuera predictiva de toxicidad limitante en
pacientes tratados con RTQT. De ser cierto el modelo,
podría utilizarse para predecir toxicidades, evitarlas
modificando alguna de sus variables o pautar nutrición enteral por gastrostomía en aquellos pacientes
que la vayan a precisar.
Material y métodos: El primer paso era calcular la dosis biológica efectiva (BED) durante la primera fase del
tratamiento para la laringe-hipofaringe en el área del
PTV en el que se fuera a realizar la sobreimpresión, localizando la isodosis mayor que seccionara el órgano en
más de 5 cortes, de espesor 3 mm y tomados cada 3
mm. El siguiente paso conjuga la propiedad aditiva del
BED para distintas fases, con el valor absoluto dado por
Fowler et al.1 para la mucositis intolerable en fraccionamientos alterados y con la hipótesis de que la toxicidad
vendría representada tridimensionalmente por la superficie de la isodosis que seccionara la laringe-hipofaringe
en 5 cortes consecutivos de 3 mm cada 3 mm. El último
paso era calcular cuál era esa isodosis que de ser superada causaría una toxicidad intolerable.
Para comprobar el modelo, contorneamos la laringofaringe de un grupo de pacientes tratados en nuestro servicio durante dos años, calculamos la dosis biológica
efectiva de las dos fases a partir de la isodosis más alta
que la secciona en al menos 5 cortes consecutivos.
En cada uno de los pacientes verificamos si apareció o
no toxicidad grave en la mucosa. Cotejamos la toxicidad
real frente a la esperada según nuestro modelo mediante
una tabla de contingencia, aplicando el test de χ2.
Resultados y discusión: Analizamos 26 pacientes tratados con RTQT radical: 30,8% nasofaringe, 26,9%
orofaringe, 34,6% laringe y 7,7% hipofaringe. El
15,4% fueron T2, el 53,8% T3, el 30,8% T4. Un
65,4% de N0, N2a un 3%, N2b un 7,7%, N2c un
7,7% y N3 15%.
En 21 pacientes de los 26 analizados, el modelo predice correctamente la aparición de mucositis grave (8
pacientes con toxicidad grado 4 y 13 sin ella). En 5
238
pacientes el modelo no predice la toxicidad real
(p=0,002).
En el 84,6% de los pacientes la predicción teórica
coincidió con la clínica.
Conclusiones: El modelo tiene alta capacidad predictiva. Permite seleccionar qué pacientes son candidatos
a nutrición enteral por gastrostomía antes de iniciar el
tratamiento. Utilizando el modelo podemos estudiar
qué fraccionamientos, tiempos y número de sesiones
debemos administrar para obtener a priori una BED
que no sobrepase a la limitante establecida por el modelo, evitando así toxicidades.
Referencias
1. Fowler JF, Harare PM, Leborgne F, Leborgne JH. Acute
radiation reactions in oral and pharyngeal mucosa: tolerable levels in altered fractionation schedules. Radiother
Oncol 2003; 69:161-168.
Palabras clave: Reacciones agudas, mucosa oral, tolerancia, tumores de cabeza y cuello.
3015
REVISIÓN DE LAS CONDICIONES
DE PROTECCIÓN RADIOLÓGICA
EN PACIENTES CON CARCINOMA
DE PRÓSTATA TRATADOS MEDIANTE
IMPLANTES PERMANENTES
DE SEMILLAS DE 125I
L.C. MARTÍNEZ GÓMEZ, C. RODRÍGUEZ RODRÍGUEZ,
R. GILARRANZ MORENO, M.J. MANZANAS ARTIGAS,
P. FERNÁNDEZ LETÓN
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario 12 de Octubre. Madrid.
Introducción: Los implantes permanentes de semillas de 125I son en la actualidad una de las alternativas
para el tratamiento del carcinoma de próstata en sus
estadios menos avanzados. Aunque son muchas las
ventajas clínicas que tienen asociadas, presentan el inconveniente de que en el momento del alta los pacientes son portadores de material radiactivo. Por ello a
los pacientes se les entrega unas recomendaciones para minimizar las dosis que reciben las personas de su
entorno, estén o no directamente implicadas en su cuidado y confort. El objetivo de este estudio es realizar
una revisión de las condiciones de protección radiológica asociadas a estos pacientes, a partir de la experiencia acumulada durante los tres años en los que estos implantes se realizan en nuestro Hospital, y su
comparación con las recomendaciones de la ICRP
(Publication 98, 2006) publicadas con posterioridad al
inicio de esta técnica en nuestro centro.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Material y método: Al término de la intervención en
la que se realiza el implante, se mide la tasa de dosis
en varios puntos en el entorno del paciente. El detector empleado es un Victoreen 450P calibrado a 30
keV y para una distancia fuente-detector típica de los
implantes (15 cm). Las medidas se han realizado a
cinco centímetros de la superficie del abdomen en las
direcciones posteroanterior y lateral, y a cinco centímetros y un metro del periné. Estas medidas se han
validado comparándolas con la tasa de kerma calculada considerando la TKRA total de las semillas implantadas, la profundidad del implante, la atenuación
en el tejido y la distancia al punto de cálculo. Para
evaluar las condiciones de protección radiológica de
los familiares y miembros del público se han determinado los equivalentes de dosis efectiva comprometida
a 1 metro. A partir de esta magnitud se estiman las
dosis que puedan recibir las personas que convivan
con el paciente.
Resultados y discusión: La tabla recoge el acuerdo
entre las medidas y los cálculos teóricos. El número
de pacientes medido ha sido 87. La figura presenta
el histograma de la dosis comprometida calculada a
1 m del paciente en dirección AP. El percentil del
90% es de 0,7 mSv. Estos valores son semejantes a
los encontrados por otros autores en estudios dosimétricos a los familiares de los pacientes (Michalski
et al., 2003)
Prof.
Dist. <Tasa Kerma> Tasa Kerma
próstata próstata
Med.
Calc.
(cm) -detector (µGy/h)
(µGy/h)
(cm)
Contacto Periné 6
11
350
322
Contacto Abd.
10
15
38
35
Contacto Lat.
14
19
6,3
4,4
Conclusiones: Las personas en el entorno del paciente no reciben dosis superiores a una fracción del fondo, por lo que no es necesario que tomen precauciones especiales en su vida normal. Sí es necesario que
conozcan que son portadores de este material para
otras consideraciones. Esto coincide con las recomendaciones de la ICRP al respecto.
Palabras clave: Braquiterapia, próstata, semillas, protección radiológica.
3016
INCIDENTES EN ACELERADORES
LINEALES DE USO MÉDICO
P. MUÑOZ1, P. LORENZ2, M.L. RAMÍREZ2
de Inspección de Instalaciones Radiactivas. 2Área de
Instalaciones Radiactivas Médicas. Consejo de Seguridad Nuclear.
Subdirección General de Protección Radiológica Operacional.
Madrid.
1Área
Introducción: La finalidad de esta presentación es
analizar que los incidentes acaecidos en los aceleradores desde el año 1993 hasta el año 2006, de los que se
tiene constancia, para promover que las "lecciones
aprendidas", puedan ayudar a otros a evitar la repetición de los mismos errores, mejorar los sistemas de seguridad de las instalaciones e instaurar con base mejores prácticas promoviendo la cultura de seguridad.
Resultados: El 90,9% de los incidentes informados al
CSN desde el año 1993 hasta el año 2006 se deben a
una irradiación accidental de personal de la instalación radiactiva o ajeno a la misma a consecuencia de
su permanencia inadvertida en el interior del bunker
del acelerador. Por el alto porcentaje de este tipo de
incidente se procede a su análisis.
En ninguno de ellos ha existido una sobreexposición
real, debido a la pronta detección del suceso y consecuente actuación, bien por el propio implicado, actuando sobre sistemas de parada de emergencia/apertura de puerta del bunker, o bien por el personal que
se encontraba manejando el acelerador, que lo detecta
a través del circuito de TV o percibiendo algún sonido
procedente del interior del bunker.
Los incidentes han tenido lugar generalmente a primera hora de la mañana, cuando se realizan las comprobaciones diarias, o bien por la tarde después de
producirse el cambio de turno.
Se ha constatado que el personal que estaba manejando el acelerador cuando se produjo el incidente eran:
Técnicos de mantenimiento de la casa suministradora,
Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica
239
operadores del equipo y Radiofísicos. En alguno de
los casos este personal no disponía de la licencia de
operador/supervisor reglamentaria.
En cuanto a las personas que han sufrido la irradiación accidental fueron: Personal ajeno a la instalación
sin formación alguna en protección radiológica, técnicos de mantenimiento de la casa suministradora y
operadores del equipo.
Hay que destacar que, en dos instalaciones, se ha repetido el mismo incidente en dos ocasiones. Por otra parte en ninguna de las instalaciones se disponía de detector de "última presencia" en el interior del bunker.
Discusión: Del análisis de este tipo de incidente se
deriva que sus causas se han debido a:
– Fallo en el control de acceso al bunker del acelerador.
– Incumplimiento por el personal de operación del
Reglamento de Funcionamiento de la instalación.
– Fallo en la formación del personal de operación sobre el uso de sistemas de seguridad.
– Fallo en los procedimientos de trabajo de los técnicos de mantenimiento de las empresas suministradoras de aceleradores lineales.
– Exceso de confianza por parte de todos (personal de
mantenimiento, operadores y radiofísicos) en la realización de las tareas, con la consiguiente relajación.
Conclusiones: De lo anteriormente expuesto se concluye que los fallos detectados son siempre debidos a
errores humanos por lo que es fundamental asegurar
una formación adecuada del personal, incluyendo en
la misma las conclusiones derivadas de los incidentes
ocurridos en las instalaciones.
Es necesario mejorar la CULTURA DE SEGURIDAD con ayuda de las "lecciones aprendidas" por lo
que hay que promover el intercambio de información
entre todos. En este sentido se destaca la necesidad de
comunicar los incidentes al Consejo de Seguridad
Nuclear, en cumplimiento de la Instrucción Técnica
Complementaria sobre Notificación de Sucesos.
Palabras clave: Acelerador, incidentes, cultura de seguridad.
3017
ACTIVIDADES BRAPHYQS: DATOS DE
RADIOPROTECCIÓN PARA NUEVAS
FUENTES EN BRAQUITERAPIA
240
J. GIMENO1, D. GRANERO1, J. PÉREZ-CALATAYUD1,
V. GONZÁLEZ1, F. BALLESTER2, E. CASAL2, R. CASES2,
J. VENSELAAR3
1Servicio de Radioterapia. Hospital Universitario La Fe, València.
2Departamento de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Facultat de
Física. Universitat de València, Burjassot. 3Dept. Clin. Physics, Dr. B.
Verbeeten Instituut. LA Tilburg. The Netherlands.
Introducción: Las características de los radionucleidos utilizados en braquiterapia de alta tasa de dosis
(HDR) y tasa de dosis pulsada (PDR) combinan una
actividad específica alta con emisión de fotones de
energías relativamente bajas, la mayoría menores de
100 keV, y un periodo de semidesintegración apropiado para un cambio de fuente regular en la unidad.
Entre estos radionucleidos están el clásico Ir-192 y el
nuevo Yb-169, y también otros prometedores como
Tm-170, W-181, Gd-153, Sm-145 y Ce-144 cuyo uso
puede ser considerado en nuevos equipos de carga diferida. La introducción de equipamiento con estas
fuentes permitiría que los espesores requeridos de los
materiales usados en barreras de protección fueran
menores en comparación con los que se usan para
fuentes convencionales de Ir-192 y Cs-137, por ejemplo, en las paredes de los búnkeres de aplicación y en
los recipientes de contención y transporte. Sin embargo, la complejidad de los espectros de estos isótopos y
la escasez de datos de radioprotección en el rango de
baja energía en la literatura hace difícil la determinación del espesor de material de protección requerido
en el diseño de muros protectores. El objetivo principal de este trabajo es obtener estos datos para los radionucleidos citados. Este trabajo se enmarca dentro
de las actividades de BRAPHYQS de GEC-ESTRO.
Material y métodos: Con ayuda del método Monte
Carlo, se han obtenido datos básicos necesarios para el
diseño de salas de tratamiento de braquiterapia HDR y
PDR. Los resultados se presentan en forma de curvas de
transmisión con geometría de haz ancho a través de paredes de hormigón y de plomo, a partir de las cuales se
pueden determinar los valores de la capa hemi-reductora
(HVL) y capa décimo-reductora (TVL). También se presenta una expresión analítica para el cálculo del espesor
necesario de hormigón y plomo para cualquier combinación de distancia, límite de dosis, ocupación y carga de
trabajo. Además, se evalúa el efecto potencial de la atenuación causada por el paciente, para establecer si dicho
factor es significativo en los cálculos de blindajes.
Resultados y discusión: A partir de estos datos, se
presenta un informe en forma de valores de HVL y
TVL tanto para hormigón como para plomo. Los valores de HVL para hormigón son: 65 mm (Ir-192), 32
mm (Yb-169), 20 mm (Ce-144), 20 mm (Tm-170), 20
mm (W-181), 14 mm (Gd-153) and 8 mm (Sm-145).
Para plomo: 2,8 mm (Ir-192), 0,25 mm (Yb-169),
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
0,13 mm (Ce-144), 0,17 mm (Tm-170), 0,14 mm (W181), 0,08 mm (Gd-153) y 0,06 mm (Sm-145).
Además, la atenuación debida al paciente en una aplicación ginecológica típica, varía entre 0,5 (Ir-192) y
0,2 (Sm-145) dependiendo del radionucleido.
Conclusiones: Los radionucleidos estudiados son de interés para un uso futuro en braquiterapia HDR y PDR.
Se han obtenido las curvas de transmisión de haz ancho
a través de hormigón y plomo, utilizando métodos de
Monte Carlo, y se han calculado los valores de la HVL
y TVL a partir de dichas curvas. Es significativa la reducción en el valor de HVL correspondiente a los radionucleidos estudiados respecto al valor para el Ir-192.
Palabras clave: Protección Radiológica, HVL, TVL,
Braquiterapia.
3018
INFLUENCIA DE LAS CONDICIONES
DE IRRADIACIÓN DE CULTIVOS
CELULARES EN LA DISTRIBUCIÓN
DOSIMÉTRICA DE LAS MUESTRAS
R. RODRÍGUEZ ROMERO, L. NÚÑEZ MARTÍN,
P.J. MANCHA MATEOS, J.C. MEDRANO GONZÁLEZ DE PRADO,
P. SÁNCHEZ RUBIO, A. QUINTANA PAZ
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Puerta de Hierro.
Madrid.
Introducción y objetivos: El estudio de las fracciones
de supervivencia celular en función de la dosis en investigación oncológica, requiere la irradiación de series de
muestras y cultivos celulares. En general, la literatura al
respecto no revela las condiciones de los experimentos
en que se producen las irradiaciones, por ello y por la
necesidad de acotar las incertidumbres o márgenes de
dosis que se pueden encontrar y la posible influencia de
los mismas en los resultados, se plantea en este trabajo
evaluar dicha influencia estudiando las distribuciones
dosimétricas que pueden darse en función de distintas
condiciones de irradiación que pueden presentarse.
Material y método: Generalmente las muestras celulares
se suelen irradiar en las propias planchetas donde se las
cultiva. Dichas planchetas son cajas de plástico provistas
de alojamientos cilíndricos o pozos (multi-well) separados por espacios huecos. El procedimiento de irradiación
habitual para este tipo de experimentos consiste en irradiar las planchetas con un campo de irradiación extenso
en una unidad de Co-60, en donde las células se encuentran adheridas a la base de cada pozo, en los cuales se
añade una pequeña cantidad de medio acuoso, lo que supone que el espesor a irradiar es de unos 3 mm. Dada la
falta de equilibrio electrónico presente en las condiciones
de irradiación por la existencia de aire entre los pozos y
por el reducido espesor de las muestras, se propone rellenar los huecos entre los pozos con un gel de alto contenido en agua, y aumentar el espesor rellenando con 2 ml de
medio acuoso por pozo, lo que produce aproximadamente 1 cm de espesor. Para evitar la falta de equilibrio electrónico lateral en los bordes externos de la plancheta, se
ha fabricado un maniquí de metacrilato (PMMA) de 20 x
24,5 x 6 cm3 con un alojamiento central para la plancheta, cubriendo el conjunto con placas de PMMA para conseguir compensar el efecto de build-up.
El estudio consistió en comparar ambas situaciones,
con y sin compensación de la falta de equilibrio electrónico, simulando una irradiación tanto para haces de
Co-60 como de RX de 6 MV, calculándola en un planificador CMS XiO V 4.3.1, utilizando los estudios
de TC realizados con un equipo GE Helicoidal Hi
Speed / Zxi. El campo de radiación era de 15 x 20
cm2 y se colocó el punto de cálculo a la mitad del espesor del volumen líquido del pozo impartiendo una
dosis de 2 Gy a dicha profundidad.
En ambos casos, se registró el valor de la dosis central
de cada pozo a tres profundidades: próxima a la superficie del líquido, a mitad del mismo y en su base.
Asimismo se generaron perfiles de dosis para analizar
la homogeneidad dentro de cada uno de los pozos y
evaluar así la influencia del gel y la presencia de material en los laterales.
Resultados y discusión: La máxima discrepancia entre los valores de dosis se corresponde a la diferencia
entre la dosis en los pozos situados en los bordes de la
plancheta respecto a los pozos centrales. Dichas diferencias junto con las que se producen en los diferentes
planos se presentan en la siguiente tabla:
% Dosis Centro / Periferia
Profundidad
Planos Pi
P Superior
P Medio
P Inferior
SIN MANIQUÍ
Co - 60
6 MV
10% (-4 %)
11% (-12 %)
4% (-)
3% (-)
4% (-2 %)
2% (3 %)
(% Dosis P Medio/ Pi)
CON MANIQUÍ
Co - 60
6 MV
4% (1 %)
1% (1%)
4% (-)
1% (-)
4% (-2 %)
1% (-1 %)
Efectos biológicos de la radiación y protección radiológica
241
Es de observar que mientras que con Co-60 podemos
tener diferencias entre el 2% y el 4% en los pozos
más centrales (con maniquí y sin maniquí), para los
RX de 6 MV, tenemos el 2% con maniquí que puede
transformarse en el 15 % si no lo utilizáramos.
Conclusiones: Ya que las isodosis con Co-60 muestran una inhomogeneidad en el plano y un gradiente
en profundidad que podemos conseguir del 4%, puede
considerarse su uso para la irradiación adecuada de
las muestras celulares, teniendo en cuenta este resulta-
242
do. Sin embargo en el caso de utilizar RX de 6 MV,
dado que si no empleáramos el maniquí podemos encontrar diferencias del 15%, debemos recomendar su
utilización al objeto de que nos uniformice la distribución de dosis a un nivel menor del 2%. Respecto al
contenido de líquido por pozo, no resulta crítico si se
garantiza la compensación externa del equilibrio electrónico, mediante placas de PMMA colocadas encima
de las planchetas.
Palabras clave: Irradiación células, inhomogeneidad dosis.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
FORMACIÓN Y DOCENCIA, RADIACIONES NO
IONIZANTES Y OTRAS
4001
PROPUESTA DE POSTGRADO EN FÍSICA
MÉDICA EN LA UNIVERSIDAD
NACIONAL DE EDUCACIÓN A
DISTANCIA
J.C. ANTORANZ1,2, M. MAR DESCO2, C. SANTA MARTA1,
D. RODRÍGUEZ PÉREZ1, M. DESCO3
1UNED/Departamento Física Matemática y de Fluidos. Madrid.
2UNED/Laboratorio de Medida Avanzada por Imagen. Madrid.
3Laboratorio de Imagen Médica. Hospital General Universitario
Gregorio Marañón. Madrid.
Es difícil determinar el momento histórico del nacimiento de la Física Médica (FM), aunque podría decirse que es a partir del siglo XVII cuando el pensamiento científico empezó a jugar simultáneamente un
papel importante en el desar rollo de Física y
Medicina.
Tal como def ine la Sociedad Española de Física
Médica (SEFM), la FM es la aplicación de los métodos de la Física a las Ciencias de la Salud. Esta simbiosis desempeña una importante función en la asistencia sanitaria, investigación biomédica y
prevención.
El rápido crecimiento de la FM en las últimas décadas
permite que hoy abarque sobre todo los campos de la
radiología de radiaciones no ionizantes (ultravioleta,
radiofrecuencia y láser) y de la ecografía (con ultrasonidos). Cubre áreas en ciencias de la computación y
de la electrónica, de reciente introducción en la práctica médica, por lo que en ella trabajan junto a matemáticos, ingenieros electrónicos e informáticos.
En EE.UU., la American Association of Physicists in
Medicine (AAPM) cuenta con más de 5.000 miembros. En España la SEFM también con más de 300.
A pesar de que la mayoría de los físicos médicos trabajan en el campo de las radiaciones ionizantes (el de
mayor tradición histórica), se puede decir que éstos
colaboran con los médicos en casi todos los campos
de la medicina. Electrónica médica y bioingeniería
clínica son áreas en gran desarrollo en muchos hospitales y centros de investigación. Sin embargo, las posibilidades de formación específica dentro de la universidad española son muy limitadas.
En octubre de 2006, la Facultad de Ciencias de la
UNED apoyó un proyecto de postgrado en FM, presentado por el departamento de Física Matemática y
Fluidos de la facultad, estando implicados, además,
todos los departamentos de las Secciones de Físicas y
de Matemáticas de la Facultad de Ciencias, el departamento de Inteligencia Artif icial de la ETSI
Informática y el Laboratorio de Imagen Médica del
Hospital General Universitario Gregorio Marañón de
Madrid (HGUGM). Este proyecto ha sido presentado
en diciembre de 2006 por el Rectorado de la UNED
para su evaluación por la ANECA. Éste es el paso
previo impuesto por el Consejo de Gobierno de la
UNED para su presentación ante el Ministerio de
Educación y Ciencia (MEC).
No es el primer caso en el mundo de enseñanza de la
FM a distancia1. Universidades norteamericanas como
Georgia Tech o Duke, australianas como RMIT en
Melbourne, británicas como Leeds, etc. mantienen
con éxito este tipo de enseñanzas. Estos cursos, sus
recomendaciones y nuestra experiencia tras un máster
de Tecnología e Instrumentación Biomédica (MTIB),
que se impartió durante cuatro años junto con la
Universidad Politécnica de Madrid y el HGUGM de
Madrid, han sido la base del proyecto presentado al
MEC.
El enfoque del Máster en Física Médica tiene dos facetas muy diferenciadas: perfil profesional, y perfil
académico/investigador. El perfil profesional está dirigido a alumnos que deseen concursar en las convocatorias de Físico Interno Residente (FIR). Otros destinatarios son los licenciados empleados en los
servicios de Electromedicina de los hospitales públicos, o de los servicios de mantenimiento en hospitales
de dispositivos no implantables, o bien en los departamentos de investigación y desarrollo de dispositivos
médicos o biomédicos en compañías de desarrollo y
construcción de grandes equipos médicos. El perfil
académico/investigador, está orientado a la realización de una tesis doctoral. Los itinerarios a seguir son
diferentes en cada perfil considerado. La novedad en
este postgrado es la introducción de un Curso de
Adaptación Curricular (CAC) basado en la experiencia adquirida durante el MTIB, de nivelación de conocimientos que proporcionará las herramientas para
que los estudiantes, cualquiera que sea su origen, do-
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
243
minen un lenguaje común y dispongan de unos conocimientos suficientes en física, matemática aplicada y
medicina.
Es importante dar un tratamiento especial a las prácticas a distancia que se prepararán para los alumnos. Es
en este punto donde se hace muy importante la colaboración con el HGUGM.
Se espera una respuesta para finales de junio de 2007.
Si ésta fuese afirmativa, el postgrado comenzaría en
octubre de 2008.
Referencia
1. Johnston P, Trapp J. A medical physics masters by distance education: The RMIT experience. The Australian
Institute of Physics Congress in Brisbane, Australia, december 2006. http://www.aipc2006.com/abstract/
147.htm (en prensa).
Palabras clave: Enseñanza reglada, Postgrado, Máster,
Bolonia.
4002
ADAPTACIÓN DE PENELOPE PARA EL
USO DE UNA NUEVA BASE DE DATOS
DEL OIEA SOBRE ESPACIOS DE FASE DE
ACELERADORES LINEALES Y UNIDADES
DE COBALTOTERAPIA
M.A. DUCH1, J. SEMPAU1, J.M. FERNÁNDEZ-VAREA2
Universidad Politècnica de Catalunya. Barcelona. 2Facultat de
Física (ECM). Universidad de Barcelona.
1INTE,
Introducción: La simulación Monte Carlo (MC) de
problemas relacionados con la radioterapia externa
suele dividirse habitualmente en dos fases con el fin
de optimizar los tiempos de cálculo. En una primera
fase se caracteriza el campo de radiación creado por
la fuente (acelerador lineal, unidad de 60Co) en cierto
plano, por ejemplo después de atravesar las mandíbulas. Para ello se almacena el "estado" de las partículas
que llegan a dicho plano (carga, energía, posición, dirección, etc) en un fichero informático (phase-space
file o PSF). En etapas posteriores se simula el transporte de las partículas almacenadas en el PSF a través
de los modificadores del haz adicionales que hubiere
y del objeto irradiado.
La base de datos de PSFs del OIEA: Para generar
PSFs realistas es necesario disponer de información
muy detallada sobre la geometría y composición de los
elementos que componen los cabezales de tratamiento
244
(información que debe ser proporcionada por los fabricantes de los mismos), así como de una amplia experiencia en el uso de programas MC y en las técnicas de
validación más apropiadas. A fin de facilitar el proceso y evitar la repetición del costoso cálculo de un PSF
por varios investigadores, el Organismo Internacional
de la Energía Atómica (o IAEA, en sus siglas en inglés), siguiendo las recomendaciones de un comité de
expertos del que formaba parte uno de los autores de
este trabajo, inició un proyecto cuyo objetivo es crear
una base de datos (DB) pública de PSFs de aceleradores lineales y unidades de 60Co para aplicaciones en
radioterapia externa1. Esta DB se formará con las
aportaciones realizadas por la propia comunidad científica, para lo cual se han definido los criterios que
empleará la comisión del OIEA encargada de evaluar
los PSFs presentados. De particular relevancia será el
nivel de validación experimental que se haya llevado a
cabo. Para compatibilizar las aportaciones de grupos
distintos, el OIEA ha definido un formato estandarizado y flexible. Se podrá generar y leer PSFs de acuerdo
a dicho formato gracias a un conjunto de rutinas informáticas públicas y de código abierto desarrolladas por
el propio OIEA en C++ y Fortran.
Adaptación a PENELOPE: El sistema de simulación MC PENELOPE2 permite el transporte acoplado
de fotones, electrones y positrones en un amplio rango energético. PENELOPE, que cuenta con varios
centenares de usuarios en todo el mundo, ha sido extensamente empleado en la simulación de aceleradores lineales y unidades de cobalto. Resulta pues de
particular relevancia el poder disponer de las herramientas necesarias para que un usuario de PENELOPE pueda generar PSFs de acuerdo a las especificaciones del OIEA. Con este objetivo nuestro grupo ha
realizado las adaptaciones necesarias a penEasy, un
programa principal genérico para PENELOPE desarrollado por Sempau3, a fin de que el usuario final
pueda generar y leer PSFs en formato OIEA sin necesidad de conocer los detalles de los interfaces de las
rutinas del OIEA ni de PENELOPE.
Conclusión: En este trabajo se describirá el proyecto
del OIEA para crear una base de datos pública de PSFs
de aceleradores lineales y unidades de cobalto. Se pondrá el énfasis en el formato estandarizado y en los criterios de evaluación propuestos. También se presentará
la adaptación del programa penEasy/PENELOPE para
leer y escribir PSFs de acuerdo con dicho formato.
Referencias
1. IAEA Nuclear Data Section, Phase-Space Database for
External Beam Radiotherapy, Technical Report INDC
(NDS)-0484,
Vienna
2006.
Véase
http://nds121.iaea.org/send_phsp/phsp.htmlx.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
2. Salvat F, Fernández-Varea JM, Sempau J, PENELOPE2006, A Code System for Monte Carlo Simulation of
Electron and Photon Transport, OECD-NEA 2006, Issyles-Moulineaux, France.
3. Sempau J, penEasy, a structured main program for PENELOPE, (to be submitted). Disponible gratuitamente
desde http://www.upc.es/inte/downloads/penEasy.htm.
Palabras clave: Simulación Monte Carlo, PENELOPE,
phase-space file.
4003
ELECCIÓN DE PROTOCOLOS PARA LA
GESTIÓN DE LOS ERRORES
GEOMÉTRICOS EN RADIOTERAPIA
MEDIANTE SIMULACIÓN MONTE
CARLO
C. MUÑOZ, D. JURADO
Servei de Física Mèdica i Protecció Radiològica. Institut Català
d'Oncologia-Hospital Dr. Josep Trueta. Girona.
Introducción: Existen numerosos protocolos para la
gestión de los errores geométricos (sistemáticos y
aleatorios) durante el tratamiento en radioterapia.
Estos pueden ser "on-line" o "off-line". Debido a la
mayor repercusión de los errores sistemáticos en la
definición del margen para obtener el PTV a partir del
CTV y a la menor carga de trabajo asociada, los protocolos más utilizados en la práctica clínica son estos
últimos, que se basan en modelos estadísticos.
Los protocolos simulados son: Corrección Inicial (CI),
"No Action Level" (NAL) y "Shrinking Action Level"
(SAL). Se elige el número sesiones (n) para NAL y el
número máximo de sesiones (nmáx) y el nivel de acción
inicial (α) para SAL. El programa permite estimar el
error sistemático para cada paciente y dirección, para
su posterior corrección, como la media o bien mediante
"Adaptive Maximum Likelihood" (AML).
Se obtiene el error sistemático residual (si,r) para cada
paciente y dirección, lo que permite determinar el
error sistemático promedio residual para el grupo (µr)
y la desviación estándar de dicho valor (∑r) una vez
aplicado el protocolo. En el caso del SAL, se obtiene
también el número promedio de sesiones y correcciones a realizar. A partir de δ y ∑r se obtiene el margen
de CTV a PTV empleando definiciones existentes en
la bibliografía.
Resultados y discusión: Los resultados obtenidos para ∑r en el caso de CI y NAL coinciden con las expresiones analíticas correspondientes. En el caso de SAL,
los resultados coinciden con los obtenidos en la literatura. Un criterio razonable para elegir una estrategia
de corrección u otra es optar por la que conduzca a
una menor ∑r, considerando a la vez el número de sesiones empleadas. A modo de ejemplo, en la figura se
presentan histogramas de frecuencia del error residual
(5.000 pacientes) en una de las direcciones para tres
protocolos y el grupo de pacientes que se describe. En
este caso se puede observar que el protocolo más eficiente es NAL de 3 sesiones, estimando la corrección
a realizar con AML.
Se ha desarrollado un programa de simulación Monte
Carlo de los protocolos más empleados como herramienta para evaluar la eficiencia de cada modelo de
decisión, así como la obtención de la configuración
óptima de sus parámetros, a partir de los datos de
cualquier grupo de pacientes. Por último, los resultados permiten obtener el margen CTV-PTV una vez
aplicado el protocolo en cuestión.
Material y métodos: El código se ha implementado
mediante Visual Basic para aplicaciones sobre hoja de
cálculo Excel. El programa simula los errores geométricos para todos los pacientes simulados, parámetro
que se escoge libremente, a lo largo de las diferentes
sesiones de tratamiento.
Los datos de entrada necesarios correspondientes al grupo de pacientes de estudio son: el error sistemático promedio (µ), la desviación estándar de dicho valor (∑) y el
promedio del error aleatorio (δ) en cada dirección: medio-lateral (ml), cráneo-caudal (cc) y antero-posterior
(ap). En todos los casos se supone que la distribución de
errores es gaussiana y que no existen derivas temporales.
Palabras clave: Errores geométricos, protocolos de
corrección, Monte Carlo.
4004
SOBRE LAS TOLERANCIAS EN EL
AJUSTE DEL CAE EN RADIOLOGÍA
COMPUTERIZADA
Formación y Docencia, Radiaciones no ionizantes y otras
245
I. MODOLELL1, I.J. SAINZ2
1Radiofísica y Protección
Barcelona. 2Radiofísica y
Radiológica. Instituto Catalán de Oncología.
Protección Radiológica. Hospital
Universitaro Virgen de la Victoria. Málaga.
La incorporación de los sistemas digitales en radiografía convencional nos ha llevado a cambiar el método de trabajo en cuanto a la calibración de los sistemas de control automático de exposición, CAE. El
CAE debe ajustarse para que la señal en el fósforo sea
suficiente para obtener una buena calidad de imagen
para cualquiera que sea el espesor del paciente y kVp
seleccionado.
Como ya ha sido publicado por algunos autores utilizar los fósforos convencionales y la densidad óptica
como parámetro para su ajuste no parece ser un método fiable debido a la diferentes respuestas en energías. En publicaciones del Task Group 10 de la
AAPM se recomienda un método de ajuste del CAE,
que se ha extendido bastante, que puede llevar a una
situación contradictoria, ya que lleva a inconsistencias al ser aplicado a distintos fabricantes, e incluso
para un mismo fabricante es dependiente de la exposición en el fósforo. El método recomendado propone utilizar el índice de exposición como parámetro a
mantener constante con los kVp y el espesor del maniquí dentro de los límites de operatividad clínica.
Incluso Samei et al. (2001) proponen un rango aceptable de variabilidad de un 10-15% en las distintas
condiciones.
De acuerdo a las expresiones matemáticas para los
indicadores de exposición de los distintos fabricantes, presentadas en ese mismo artículo, y suponiendo tolerable una variación en el índice de exposición en un porcentaje 100r, obtendríamos unas
variaciones en la exposición recibida por el fósforo
distintas para cada fabricante, según presentamos
en la tabla 1.
El motivo de la inconsistencia es pues, muy claro, la
variación de la exposición en el fósforo cuando uno
permite al indicador de exposición variar un determinado porcentaje no sólo no es la misma, sino que presenta importantes diferencias.
Primeramente, los indicadores LgM de AGFA y EI de
Kodak presentan una variación de la exposición en el
fósforo que es dependiente del valor concreto de la
exposición usada, por lo que fijar un valor de tolerancia en el indicador de exposición no nos fija una tolerancia constante en la variación de la exposición.
En segundo lugar, la variación de la exposición tiene
una dependencia funcional manifiestamente distinta
con respecto a la tolerancia en el indicador de exposición, con la única excepción de los indicadores LgM
de AGFA y EI de Kodak. Además, los valores numéricos que toman todos ellos son muy diferentes, lo que
significa que una misma tolerancia para el indicador
de exposición conduce a tolerancias muy distintas en
la exposición en el fósforo.
En tercer lugar, la dependencia de la variación de la
exposición con la variación en el indicador de exposición no es lineal en ningún caso, lo que significa que
una tolerancia de un +10% o un -10% no se corresponden con tolerancias idénticas pero de distinto signo para la variación de la exposición del fósforo, además, para el caso concreto de LgM de AGFA y EI de
Kodak, también existirá una dependencia con el valor
concreto que tome la exposición.
En cuarto lugar, en el caso de los fósforos de AGFA y
el indicador LgM, éste depende también de la velocidad seleccionada en el panel de control digital, con lo
que todos los valores de tolerancias obtenidos van a
ser distintos en cuanto a tolerancia de la exposición en
el fósforo según el valor de la velocidad seleccionada,
además, los resultados obtenidos con el indicador
SAL del mismo fabricante no son coherentes con los
obtenidos con el LgM.
Finalmente, entendemos que la variable a controlar en
el caso del CAE es la exposición recibida por el fósforo, ya que ésta es una variable que se puede definir
para cualesquiera de los fabricantes presentes en el
mercado. Este es uno de los tres métodos recomendados en el borrador del informe del Task Group 116
"Recommended Exposure Indicator for DR". De esta
manera el ajuste del CAE no depende de muchas va-
Tabla 1. Variación de la exposición en el fósforo (E) para una variación del indicador de exposición (I) en un
porcentaje de 100r.
Equipo
AGFA
Fuji
Kodak
246
Indicador
Variación de la exposición
(E' /E-1)
(E'/E -1)
de exposición
(E'/E -1)
r = (I'/I-1) = 0,1
r = (I'/I-1) = 0,15
SAL
(2+r)r
0,21
0,3225
LgM
(9,9037cBE)r-1
1,258 (cBE)0,1-1
1,410(cBE)0,15-1
S
-r/(1+r)
-0,091
-0,1304
EI
(0,01E)r-1
0,631E0,1-1
0,501E0,15-1
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
riables que no deberían influir; si lo que hacemos es
fijar una tolerancia en la exposición recibida por el
fósforo, para cada indicador de exposición podemos
hallar la tolerancia equivalente, de acuerdo a su definición del indicador de exposición y realizar un ajuste
consistente y válido para cualquier fabricante y cualquier valor concreto de la exposición recibida por el
fósforo.
te cuádricas de los detectores de Ge (fig. 1). Por otro
lado, se ha emplado penMesh para simular la generación de imágenes de rayos x de las arterias coronarias,
a través del maniquí antropomórfico (Segars 2001) teselado representado en la fig. 2.
4005
NUEVAS HERRAMIENTAS PARA LA
DESCRIPCIÓN DE GEOMETRÍAS
COMPLEJAS CON PENELOPE:
APLICACIÓN A LA MODELIZACIÓN DE
MANIQUÍS ANTROPOMÓRFICOS
A. BADAL1,2, J. SEMPAU1, I. KYPRIANOU2, A. BADANO2
Universidad Politècnica de Catalunya. Barcelona. 2CDRH,
Food and Drug Administration. USA.
1INTE.
Introducción: El programa Monte Carlo PENELOPE
(Salvat et al 2006), junto con el conjunto de subrutinas geométricas PENGEOM, permiten la simulación
del transporte de fotones, electrones y positrones en
objetos limitados por superfícies cuádricas (planos,
esferas, cilindros, conos, etc). En el campo de la física
médica, no obstante, los objetos a simular se conocen
frecuentemente en términos de pequeños paralelepípedos homogéneos (los denominados voxels) obtenidos mediante una tomografía computerizada. En otras
ocasiones la superficie de los objetos se puede describir mediante superfícies arbitrarias teseladas con
triángulos de tamaño variable, usando la técnica adoptada por ciertos programas de diseño por ordenador
(CAD). Ambos tipos de objetos, voxels y redes de
triángulos, no están contemplados en PENGEOM. A
fin de superar estas limitaciones, nuestro grupo ha desarrollado dos nuevos códigos de simulación, penVox
y penMesh.
Material y métodos: PenVox permite el uso de PENELOPE en geometrías voxelizadas, incluyendo la
inserción de objetos limitados por cuádricas en el interior del universo de voxels. PenMesh, por otro lado,
permite la descripción de objetos complejos mediante
redes de triángulos que definan volúmenes cerrados.
Resultados: En el marco de una intercomparación organizada por el Ciemat (CONRAD 2006), se ha modelizado con penVox una medida in vivo de 241 Am.
Para ello se ha empleado un maniquí voxelizado de
una rodilla humana y la descripción detallada median-
Fig. 1
Fig. 2
Conclusiones: La comparación de los resultados obtenidos con penVox y penMesh para los dos ejemplos
planteados muestra que ambos paquetes funcionan según lo esperado. Los tiempos de cálculo son similares
a los que se obtienen con la utilización del paquete
standard PENGEOM. Estas nuevas herramientas permitirán realizar simulaciones complejas de interés en
física médica modelizando con precisión tanto el
cuerpo del paciente como las fuentes y/o detectores
de su entorno.
Referencias
– Salvat F, Fernández-Varea JM, Sempau J. PENELOPE,
A Code System for Monte Carlo Simulation of Electron
and Photon Transport, OECD-NEA 2006, Issy-lesMoulineaux, France.
– EU Coordinated Network for Rad. Dosim. (WP4 & 5),
Intercomparison on Monte Carlo modelling for in vivo
measurements of Americium in a knee phantom, 2006,
www.eurados.org/conrad/montecarlo.htm.
– Segars P. Development and Application of the New
Dynamic NURBS-based Cardiac-Torso (NCAT)
Phantom, 2001, The University of North Carolina (tesis
doctoral), USA.
Palabras clave: Simulación Monte Carlo, PENELOPE.
4006
EVALUACIÓN DE LA UTILIDAD DE DOS
ALGORITMOS DE REGISTRO
DEFORMABLE MONITORIZACIÓN DE
TRATAMIENTOS EN RADIOTERAPIA EN
CÁNCER DE PRÓSTATA
B. RODRÍGUEZ VILA1, E.J. GÓMEZ AGUILERA1, F. GARCÍA
VICENTE2
Formación y Docencia, Radiaciones no ionizantes y otras
247
1Universidad
Politécnica de Madrid/Grupo de Bioingeniería y
Telemedicina, Madrid. Servicio de Radiofísica. 2Hospital de La
Princesa. Madrid.
Introducción: Existen diversos efectos secundarios
asociados con la radioterapia, incluyendo el sangrado
rectal1 y la hematuria1, derivados de la inevitable radiación sobre el recto y la vejiga. El uso de algoritmos
disponibles en la actualidad en el software comercial
de planificadores de radioterapia, permite la cuantificación de los movimientos de la próstata y la reducción considerable del volumen radiado, pero las grandes deformaciones de los órganos de alto riesgo,
como el recto y la vejiga, siguen suponiendo un obstáculo para una reducción adicional de los márgenes de
radiación.
El uso de algoritmos de registro deformable permitiría
establecer una correspondencia anatómica entre el TC
usado en la planificación y los diversos TC que se
usasen para la monitorización del tratamiento, y al
mismo tiempo simular la deformación de la anatomía
pélvica de manera más precisa que el actual software
comercial3.
Material y métodos: Se ha evaluado la utilidad para
la monitorización de tratamientos en radioterapia en
cáncer de próstata de dos algoritmos de registro deformable basados en el método Demons: el algoritmo
clásico4, y el algoritmo con fuerzas simétricas [5]. El
método registra dos TC minimizando de forma iterativa la diferencia en intensidad entre las imágenes. Para
la validación se han analizado los resultados obtenidos por los dos algoritmos mediante dos métricas de
disimilitud distintas, que nos han permitido cuantificar objetivamente la mejora resultante, y se han analizado visualmente las imágenes obtenidas. Las pruebas
se han realizado sobre cuatro casos de estudios representativos: traslación de la próstata, deformación de la
vejiga, deformación del recto y uso de un agente de
contraste radiológico.
Resultados y discusión: La introducción del registro
deformable, con independencia del algoritmo usado,
supone un descenso de más de un orden de magnitud
en la métrica de disimilitud basada en la suma de diferencias cuadradas frente a resultados de registro rígido. Ambos algoritmos de registro deformable incrementan el coeficiente de correlación hasta valores
cercanos a la unidad, aunque el algoritmo con fuerzas
simétricas consigue mejores resultados en los cortes
tomográficos originalmente más dispares. Cuando se
realiza la evaluación visual de los resultados se aprecian significativas mejoras con el uso del algoritmo
de fuerzas simétricas. Ambos registros distorsionan
enormemente el resultado cuando se introduce un
agente de contraste radiológico.
248
Conclusiones: Aunque los resultados obtenidos
por los dos algoritmos son relativamente parecidos
en cuanto a los valores de métrica de disimilitud, el
algoritmo Demons con fuerzas simétricas se ha
mostrado capaz de modelar de una manera más
exacta las deformaciones de los órganos de interés,
a costa de un tiempo de computación mucho más
alto.
Referencias
1. Zapatero A, García-Vicente F, Modolell I, Alcántara P,
Floriano A, Cruz-Conde A, Torres JJ Pérez-Torrubia A.
Impact of mean rectal dose on late rectal bleeding alter
conformal radiotherapy for prostate cancer:dose-volume
effect. Int J Radiation Oncology Biol Phys 2004; 59:
1343-1351.
2. Zapatero A, García-Vicente F, Floriano A, Marín A.
Late urinary morbidity after high-dose conformal radiotherapy for prostate cancer: absence of dose-volume effect? Radiat Oncol 2006; 81 (Supplement 1):
S424.
3. Rodríguez-Vila B, Gómez EJ, Rodríguez S, GarcíaVicente F. Sistema de registro deformable de estudios
tomográficos para seguimiento de tratamientos en radioterapia en cáncer de próstata. XXIV Congreso Anual
de la Sociedad Española de Ingeniería Biomédica (CASEIB 2006), Pamplona. (ISBN: 84-9769-159-8).
4. Thirion JP. Image matching as a difusion process: an
analogy with Maxwell´s demons. Medical Image
Analysis 1998; 2: 243-260.
5. Thirion JP. Fast Non-Rigid Matching of 3D Medical
Images. Institut National de Recherche en Informatique
et en Automatique, nº 2547, Mayo 1995 (ISSN: 02496399).
Palabras clave: Registro deformable, radioterapia, cáncer
de próstata.
4007
UTILIZACIÓN DE RADIACIÓN
IONIZANTE PARA REDUCIR LA
CONTAMINACIÓN BIOLÓGICA EN
MEMBRANAS POLIMÉRICAS PARA
PROCESOS DE FILTRACIÓN
R. DE LARA1, P. GALÁN MONTENEGRO1,2, J. BENAVENTE1,
M. VÁZQUEZ1, S. ESCALERA1, A. MUÑOZ1
1Grupo de Caracterización Electrocinética en Membranas e Interfases.
Departamento de Física Aplicada I. Universidad de Málaga. 2Servicio
de Radiofísica Hospitalaria. Hospital Regional Universitario Carlos
Haya. Málaga.
Introducción: El "ensuciamiento" (o fouling) de
membranas utilizadas en los procesos de separación
con disoluciones de interés en el campo farmacéutico, sanitario y biotecnológico, debido a la adsorción/deposición de partículas en la superficie de la
membrana es uno de los principales problemas que
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
presenta su utilización en procesos de separación de
mezclas líquidas1. Las condiciones de temperatura,
concentración, carga y pH comunes en esos procesos,
así como el material de la membrana, también pueden favorecer un tipo particular de ensuciamiento relacionado con la contaminación bacteriana (bio-fouling).
En este trabajo se ha estudiado la contaminación
en la superficie de una membrana de material biodegradable (polietilentereftalato) como resultado
del contacto con disoluciones acuosas en condiciones ambientales (20ºC) mediante la variación de
ciertos parámetros asociados a la contaminación
(número de transporte iónico, resistencia eléctrica
y capacidad de la membrana), comparándose los
valores obtenidos con muestras irradiadas y sin
irradiar.
Material y método: Se ha utilizado una membrana
porosa simétrica de polietilentereftalato obtenida por
bombardeo iónico y posterior revelado químico en el
Laboratorio de Filtros Nucleares (Instituto Shunikov,
Academia de Ciencias Rusa, Moscú), con un espesor
de (10 ± 1) µm, radio de poro de (140 ± 5) Å y densidad de poros de 3x1013 m-2 de membrana. La membrana se ha irradiado en una unidad de 60Co en el
Hospital Carlos Haya de Málaga2 a una dosis de 10
Gy. Los parámetros estudiados se han obtenido a partir de medidas del potencial de membrana y de espectroscopia de impedancias realizadas con disoluciones
de KCl a distintas concentraciones tanto para las
muestras irradiadas (PTE-Ir10) como para las no irradiadas (PTE).
Resultados y discusión: Los resultados muestran:
4008
FÍSICA MÉDICA EN LOS ESTUDIOS DE
CIENCIAS FÍSICAS
DE FRUTOS-BARAJA JM, RUIZ-BUENO A DE BLAS-SIMÓN R,
AGULLA-OTERO MM, MATEO-LAGUNA D, HERNANDOGONZÁLEZ I, COBOS-HERNÁNDEZ JC
Hospital Clínico Universitario. Facultad de Ciencias. Universidad de
Valladolid.
Introducción: La Radiofísica Hospitalaria es una especialidad sanitaria, englobada dentro de la Física
Médica, que se ocupa de medir y valorar las radiaciones, con el fin de contribuir a la correcta planificación, aplicación e investigación de las técnicas radiológicas que la Física pone a disposición de la
Medicina. Familiarizar a los alumnos de la licenciatura de Ciencias Físicas con este campo se considera
importante tanto para que relacionen parte de lo
aprendido en el Plan de estudios reglado como para
mostrarles un posible campo profesional desconocido
para muchos. Además de la Radiofísica Hospitalaria
existen otros campos de la Física Médica que se deben mostrar para ofrecer una visión global de la especialidad. El propósito de este trabajo es analizar los
resultados de una encuesta de evaluación docente de
una actividad dirigida a estos grupos de estudiantes.
Material y métodos: Las encuestas ofrecidas preguntaban para cada una de las conferencias, sobre la calidad e interés de la exposición, los aspectos más valorados y peor considerados, puntos de posible mejora y
conclusiones personales.
Resultados y discusión:
i) Un aumento de la resistencia y la capacidad de la
membrana, y una disminución del número de transporte catiónico en función del tiempo de contacto
con la disolución acuosa.
ii) Efectos interfaciales característicos de sistemas
asimétricos; ambos efectos se reducen de forma
significativa con la membrana irradiada, obteniéndose una reducción en la contaminación biológica
concordante con la menor concentración atómica
de nitrógeno en la superficie de la muestra irradiada determinada mediante el análisis de los datos
de espectroscopia de fotoelectrones de rayos X correspondientes a la superficie de las membranas
PTE y PTE-Ir10.
Referencias
1. Mulder, M. Basic Principles of Membrane Technology.
The Netherlands. Kliwer Academia Publishers; 1991.
2. Casado J, Martínez de Yuso MV, Galán Montenegro P,
Benavente J. Rev Fis Med 2006; 7:11-16.
Conclusiones: Por lo que se refiere a la evaluación
que realizan los alumnos de la actividad, y desde el
punto de vista positivo piensan que se les ha abierto
una vía de trabajo que no conocían, la relación de la
Física con la Medicina, el trabajo de los físicos, con
Formación y Docencia, Radiaciones no ionizantes y otras
249
competencias propias, en los hospitales. Desde el
punto de vista de aspectos en los que la actividad puede mejorar citan, entre otros, el escaso tiempo y la
concentración de la actividad, el no haber visitado servicios del hospital, el haberlo realizado en un día semi-lectivo y el no haber entregado documentación
complementaria. Como sugerencias para mejorar la
actividad, aluden sobre todo a la conveniencia de realizar la actividad en varios días dedicando más tiempo
a cada parte, la necesidad de entregar guiones y otra
documentación y a ser posible de forma previa.
También se les pregunta por las conclusiones personales que pueden extraer de la actividad, y en las que se
repite la utilidad de la física desde el punto de vista de
utilidad para la sociedad y la necesidad de enfocar la
Medicina y otras ciencias desde un punto de vista
multidisciplinar. Las actividades formativas en Física
para las Ciencias de la Salud, unidas a otras que relacionen los estudios reglados con las necesidades de la
Sociedad, son un complemento fundamental al Plan
de Estudios de la carrera de Ciencias Físicas.
desarrollo del proyecto con respecto a resonancia
magnética.
"Optimage" viene a apoyar el grupo de trabajo de garantía de calidad en resonancia magnética creado para
la aplicación del reglamento gran ducal de 12 de junio
de 2004 fijando las normas de garantía de calidad para un servicio de diagnóstico médico trabajando con
un tomógrafo de resonancia magnética en el Gran
Ducado de Luxemburgo.
El trabajo de grupo permitirá poner en ruta la aplicación de un programa de garantía de calidad como la
proposicion de un sistema común de seguridad.
Funcionamiento: El grupo ha sido compuesto por las
diferentes partes que están implicadas en el funcionamiento de un servicio de diagnóstico de Resonancia
Magnética:
* EHL: Entente des hôpitaux luxembourgeois (donde
se encuentran incluidos los expertos en física médica).
* Hospitales con equipo de resonancia magnética
(Asistentes técnicos médicos, ATM y médicos).
4009
PROYECTO "OPTIMAGE": PROGRAMA
AUTOMATIZADO DE CALIDAD DE
IMAGEN EN DIAGNÓSTICO MÉDICO, Y
GRUPO DE TRABAJO DE GARANTÍA DE
CALIDAD EN RESONANCIA MAGNÉTICA
DEL GRAN DUCADO DE LUXEMBURGO
O. KAPHAMMEL, A. JAHNEN, F. SHANNOUN,
REPRESENTANTES DEL GRUPO DE TRABAJO DE GARANTÍA
DE CALIDAD EN RESONANCIA MAGNÉTICA DEL GRAN
DUCADO DE LUXEMBURGO
* Ministerio de Sanidad (División de la radioprotección).
* Centro de Investigación Público Henri Tudor (donde se desarrolla el projeto OPTIMAGE).
Para desarrollar la realización del programa de garantía de calidad, el trabajo del grupo ha sido dividido de
la siguiente forma:
1. Nivel Suministrador:
1Entente
des hôpitaux luxembourgeois/ Cellule de Physique-médicale,
13-15, Luxembourg, Luxembourg. 2Centre de Recherche Publique
Henri Tudor, Luxembourg, Luxembourg. 3Ministère de la
Santé/Division de la Radioprotection. Luxembourg.
a: conocer los diferentes programas de AQ ya desarrollados en cada máquina por el suministrador y
aprovechar su utilización.
El projecto Optimage se trata de un programa informático automatizado de calidad de imagen en diagnóstico médico. Este programa LIBRE basado sobre
la herramienta de imagen ImageJ está constituido de
diferentes módulos desarrollados para los diferentes
sistemas de imagen y procedimientos de control de
calidad.
b: colaboración próxima al suministrador para intentar desarrollar al máximo las posibilidades de cada
programa.
Estos módulos cubren la imagen en tomografía computerizada, radiodiagnóstico convencional digital, mamografía, medicina nuclear y resonancia magnética.
La presentación se concentrará sobre la implementación de funciones del módulo dedicada a la resonancia magnética. Se presentaran los diferentes modos
de acción y sus funcionalidades, así como el futuro
250
2. Nivel A:
a. Aplicacion de tests de constancia que permitirá un
seguimiento de las variaciones principales de la calidad de imagen del sistema y permitirá reaccionar antes de que el problema sea detectado clínicamente.
i. Periodicidad semanal
ii. Personal implicado en la realización de los
tests: ATM (asistentes técnicos médicos).
iii. Aplicación de un software independiente a la
máquina (Projecto Optimage).
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
3. Nivel B:
a. Aplicacion de test de aceptación, de referencia y
seguimiento de problemas que permitirá la búsqueda de las razones de posibles errores detectados en
el nivel A de constancia. Un seguimiento cuantitativo por curvas de tendencia.
i. Frecuencia de medida
ii. Personal implicado en la realización del test:
EPM (Expertos en Física Médica)
iii. Aplicación de un software independiente de la
máquina (Projecto Optimage)
iv. Colaboración con otros grupos de trabajo para
encontrar la mejor combinación software-fantoma.
4010
DISEÑO DE UN DEPARTAMENTO DE
RADIOTERAPIA TELETERÁPICA
L. NÚÑEZ, J.C. MEDRANO, M.C. ISPIZUA, R. RODRÍGUEZ
Servicio de Radiofísica. Hospital Universitario Puerta de Hierro.
Madrid.
Introducción: Las compras de equipamiento radioterápico usualmente han adolecido de planteamientos
parciales y de una visión limitada de lo que es una
realidad muy compleja.
Generalmente la importancia de las unidades de radiación ha eclipsado la del equipamiento dosimétrico, a pesar de que el correcto funcionamiento de las primeras es
subsidiario del segundo. Adicionalmente una instrumentación o diseño inadecuados puede originar disfuncionalidades graves como son las ocupaciones excesivas de
las salas de tratamiento por tareas de control.
En el presente trabajo se recoge el análisis y el diseño
de un centro radioterápico a crear en un hospital de
nueva planta, donde se demandaba relacionar todo el
equipamiento necesario para los servicios de radioterapia y radiofísica. Tal ejercicio obligó a un ejercicio
de racionalización de todas las tareas que el proceso
radioterápico requiere hacer en un departamento que
debe de proyectarse para los años futuros, y el estudio
consiguiente de los elementos que lo hicieran posible.
Material y métodos: La definición de los elementos
precisados, requirió el establecimiento de unos objetivos mínimos a perseguir con el diseño del nuevo departamento. Estos fueron:
Unidades de tratamiento adaptadas para abordar tanto
problemas complejos como sencillos garantizando
una alta exactitud, fiabilidad y confort en los tratamientos.
Sistemas de control que permitan una verificación de
los tratamientos y de las unidades de radiación sencilla y eficiente, y que minimicen los tiempos de ocupación de las salas de tratamiento.
Disponer de un sistema de comunicaciones que integre las tareas de planificación radioterápica, de dosimetría física y clínica, la gestión de los trabajos dosimétricos y la organización global del trabajo del
departamento.
La materialización de tales objetivos se concretó en la
formulación contenida en dos concursos públicos, uno
dedicado a los sistemas o unidades de tratamiento, simulación e información/comunicación y otro dedicado al equipamiento dosimétrico físico y clínico, concebidos ambos de forma que debían de estar
vinculados entre sí e integrados en la red general hospitalaria y sus sistemas HIS y RIS.
Resultados y discusión: La configuración del departamento está realizándose en la actualidad en base a
una red de comunicaciones integrada con la general
del hospital, contando operativamente con dos sub-redes principales: la red de planificación y tratamiento
y la red de control dosimétrico.
A) En la red de planificación y tratamiento están incluídos:
Tres aceleradores lineales y una unidad Tomotherapy
con sus correspondientes sistemas de IGRT y "respiratory gating"; sistema de información clínico (Record
& Verify, agenda, historiales clínicos), servidores DICOM y HL7 y sistema robotizado de back up.
Un sistema de planificación general de RT (20 estaciones multifunción con cuatro licencias con capacidad para IMRT, IGRT, Respiratory Gating y conexión
a la red hospitalaria) y cinco para contorneo y evaluación de planificaciones. Sistema de cálculo redundante independiente de las UM. Un sistema de planificación de Radiocirugía (2 estaciones con capacidad
IMRT, IGRT y Respiratory Gating). Un sistema de
planificación para Tomotherapy.
Elementos de los aceleradores y de los planificadores
que participan en el sistema de control de los tratamientos: control de las planificaciones y dosimetría in vivo.
B) En la red de control dosimétrico se contempla:
Un sistema de registro y documentación dosimétrica
global.
Sistemas de dosimetría absoluta (uno por acelerador).
Sistemas de control de calidad de los aceleradores
(uno por acelerador).
Formación y Docencia, Radiaciones no ionizantes y otras
251
Sistemas de adquisición de datos para los sistemas de
planificación (water phantom).
Elementos del sistema dosimétrico que participan en
el sistema de control de los tratamientos: planificaciones (un panel de dosímetros 2D) y dosimetría in vivo
(uno por acelerador), combinado con los elementos
correspondientes de la sub-red de planificación y tratamiento.
Conclusiones: Se ha conseguido diseñar una configuración de unidades de tratamiento e instrumentación
para radioterapia que permitirá:
Ejecutar tratamientos con gran fiabilidad y exactitud,
utilizando modalidades de IMRT soportadas por sistemas IGRT, "respiratory gating", controles dosimétricos de las planificaciones y dosimetría in vivo.
Disponer de un sistema de control de calidad de los
aceleradores ágil y que permite realizar los controles
de la forma más completa y eficiente, ocupando de
forma mínima las unidades de tratamiento.
Estructurar la organización del departamento en base
a las soluciones tecnológicas existentes basadas en la
multifuncionalidad de las estaciones de trabajo y a la
multiaccesibilidad de las diferentes aplicaciones existentes o convergentes en el departamento.
Palabras clave: Planificación, Instrumentación en radioterapia, Control de calidad, Eficiencia.
4011
ACTIVIDADES BRAPHYQS:
CONFECCIÓN DE UNA PÁGINA WEB
CON DATOS DOSIMÉTRICOS
CONSENSUADOS PARA LAS FUENTES DE
BRAQUITERAPIA
F. BALLESTER1, J. PÉREZ CALATAYUD2, D. GRANERO2,
M. CARLES1, E. CASAL1, R. CASES1, J. VENSELAAR3
1Universitat de Valencia-IFIC, Burjassot. Valencia. 2Hospital
Valencia. 3Dept. Clin. Physics. Tilburg. The Netherlands.
La Fe.
Introducción: Como datos de entrada de cada modelo de fuente en los sistemas de planificación de braquiterapia, lo ideal es introducir una matriz de distribución de tasa de dosis obtenida por un método
apropiado y publicada en alguna de las revistas internacionales del campo de la física médica, ya sea en
coordenadas rectangulares, polares o usando el formalismo del TG43, en lugar de generarlas por el algoritmo del propio sistema de planificación. Al abordar el
problema, el usuario puede encontrarse en alguna de
las siguientes situaciones: (1) Sólo existe una publica252
ción con datos concretos de la fuente considerada; en
este caso no hay más opción que considerar estos datos. (2) Existen varias publicaciones con datos dosimétricos de la misma fuente; en este caso, el usuario
se enfrenta a la decisión de elegir uno de los conjuntos o combinar los resultados de las distintas publicaciones. En este segundo caso puede ocurrir que distintos usuarios sigan criterios diversos, por lo que para
una misma fuente pueden adoptarse distribuciones de
tasa de dosis distintas.
El TG-43 (y posteriormente el TG-43U1) de la AAPM
abordó este problema para las fuentes de baja tasa de
I-125 y Pd-103 y para las semillas de Ir-192. Nuestro
objetivo fue estudiar las publicaciones sobre los distintos modelos de fuentes usadas en braquiterapia para proporcionar datos dosimétricos coherentes y completos para cada uno de los modelos de fuentes de los
radionucleidos Cs-137, Ir-192, Co-60, Cs-131, … recogiendo aquellos que consideramos mejores, indicando las referencias, y siempre primando los datos
obtenidos mediante cálculos por Monte Carlo.
Posteriormente, los datos se introdujeron en un libro
EXCEL y se pusieron en una página web:
http://www.uv.es/braphyqs.
Material y métodos: El criterio que se siguió fue el
siguiente. Para los modelos de fuentes de I-1025 y Pd103 se tomaron los datos consensuados por el TG-43
y TG-43U1 que pueden hallarse en el Radiological
Phycis Center http://rpc.mdanderson.org. Para los
modelos de fuentes con un solo conjunto de datos elegir ese conjunto. Para los modelos de fuentes con datos en varias publicaciones se estudiaron en detalle todas las publicaciones y elegimos aquellos datos de
una sola publicación que, según nuestro criterio, eran
los más coherentes y completos. Todo el conjunto de
datos con un libro EXCEL para cada modelo de fuente (en total 54 modelos distintos) se puso a disposición de los usuarios en la página web
http://www.uv.es/braphyqs.
Resultados y discusión: Esta página empezó a ser
conocida entre los radiofísicos de braquiterapia y el
grupo BRAPHYQS de la ESTRO se interesó por el
tema al ver las ventajas que presenta que se use un
mismo conjunto de datos para un modelo de fuente
dado por todos los usuarios. El grupo BRAPHYQS
formo un conjunto de expertos para consensuar los
datos. Como consecuencia de ello, la ESTRO ha
adoptado nuestro planteamiento de la cuestión, y ha
consensuado un conjunto de datos para cada fuente
que pueden encontrarse en http://www.estro.be.
Conclusiones: Como consecuencia de estas actividades, ha surgido una colaboración1 entre la ESTRO y
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
la AAPM para consensuar los datos dosimétricos de
las fuentes de braquiterapia (en alta tasa, baja tasa y
en tasa pulsada) y se espera que ambas instituciones
pongan a disposición de los usuarios los mismos datos
en sus páginas web.
Referencias
1. Li Z, Das RK, DeWerd LA, et al. Dosimetric prerequisites for routine clinical use of photon emitting brachytherapy sources with average energy higher than 50 keV.
Med Phys 2007; 34:37-40
Palabras clave: Braquiterapia, dosimetry, LDR, HDR,
PDR.
4012
CARACTERIZACIÓN DEL SISTEMA DE
CONTROL POSTURAL HUMANO
USANDO LA TÉCNICA "DETRENDED
FLUCTUATION ANALYSIS"
M.T. BLÁZQUEZ1, M. ANGUIANO1, F. ARIAS DE SAAVEDRA1,
A.M. LALLENA1, P. CARPENA2
1Departamento de Física Atómica, Molecular y Nuclear. Universidad
de Granada. 2Departamento de Física Aplicada II. Universidad de
Málaga.
Introducción: El sistema de control postural (SCP) humano integra varios mecanismos que previenen la caída tanto en condiciones estáticas como dinámicas. En
general se tiene en cuenta información proveniente de
los sistemas propioceptivo, vestibular y visual. Estos
tres sistemas incluyen un procedimiento de realimentación que permite un adecuado funcionamiento del SCP
incluso en el caso de que alguno de ellos falle.
Una herramienta muy útil para investigar este complejo sistema es el estabilograma, que es una medida del
comportamiento temporal del centro de presión (CdP)
de una persona situada encima de una plataforma de
fuerza.
Aunque una parte importante de las investigaciones
realizadas hasta ahora mediante estabilogramas se ha
restringido a un análisis estadístico sencillo de las trayectorias del CdP, sus características dinámicas tienen
una importancia fundamental, incluso en el caso de
que el individuo se encuentre en pie y parado.
Material y métodos: En este trabajo se hace uso de
una técnica de análisis, el "detrended fluctuation
analysis" (DFA) para estudiar el comportamiento de
las series temporales de la posición del CdP correspondientes a un conjunto de datos experimentales que
incluye 20 medidas para cada uno de los 20 sujetos (13
mujeres y 7 hombres) que forman el grupo analizado.
Las medidas fueron realizadas con una plataforma de
fuerza Satel, con los sujetos en pie y en condiciones
estáticas. Se realizaron dos tipos de medidas: con ojos
abiertos (oa) y ojos cerrados (oc). Cada medida se prolongó durante 51.2 s, repitiéndose 10 veces, en días diferentes, para estudiar su reproducibilidad y consistencia. La frecuencia de muestreo fue de 40 Hz. Se
obtuvieron las correspondientes series temporales de
la posición del CdP en las direcciones x e y.
La técnica DFA ha sido utilizada, en los últimos, años
para estudiar señales temporales biológicas, entre las
que cabe destacar por los resultados obtenidos los estudios de las secuencias de latidos cardíacos. La principal ventaja del DFA frente a otras técnicas de análisis es que permite descubrir la presencia de
correlaciones de largo alcance, incluso en series temporales de carácter no estacionario y, simultáneamente, evita detectar las correlaciones espúreas, debidas a
artefactos de tipo estadístico, que aparecen cuando se
utilizan otras metodologías, como la de autocorrelación o la de alcance reescalado. Además el DFA es
muy insensible a la longitud de la serie analizada, lo
que no ocurre con otros métodos que resultan deficientes cuando las series son cortas.
El DFA se basa en analizar las fluctuaciones de la serie temporal respecto del comportamiento medio de la
misma en intervalos de tamaño variable, T, escogidos
a lo largo de la misma. El resultado del análisis es una
función característica del tamaño del intervalo que se
comporta como F(T)~ Tα. Los exponentes característicos α determinan las propiedades básicas de la serie.
Así, si α=1,5, el movimiento corresponde a una sucesión de incrementos aleatorios no correlacionados, es
decir, el paseo aleatorio clásico. Si α<1,5 se dice que
la señal es antipersistente, mientras que si α>1,5, se
dice que la señal es persistente.
Resultados y discusión: Los principales resultados
obtenidos son los siguientes:
1. No hemos encontrado diferencias entre los resultados obtenidos bajo las condiciones oa y oc. Esto
indica que el DFA no es capaz de dilucidar el papel
que la información visual juega en este experimento o que dicho papel es irrelevante en las condiciones del mismo.
2. Tampoco se encuentran diferencias entre los resultados obtenidos en las dos direcciones analizadas,
x e y.
3. Las trayectorias del CdP muestran un comportamiento persistente para valores pequeños de T (altas frecuencias). Este comportamiento cambia a
antipersistente para valores grandes de T (bajas
frecuencias)
Formación y Docencia, Radiaciones no ionizantes y otras
253
4. Todas las funciones F obtenidas muestran a bajo
T un exponente característico α=1,79±0,01. Este
es un resultado novedoso que sugiere la existencia de un mecanismo fisiológico oculto. Hemos
hecho la hipótesis de que este exponente constante en la región persistente se debe a reflejos periféricos controlado por la espina dorsal, tal como
el reflejo miotático que puede verse como un me-
254
canismo de control local que actúa a altas frecuencias.
5. El exponente característico para T grande resulta
ser α=1,0±0,2. Esta región se asume que está controlada por el sistema de control postural a través
de mecanismos de lazo cerrado complejos que utilizan la información visual, vestibular y somatosensorial y que actúan a baja frecuencia.
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Índice de Autores
Autor, Comunicación
Abella R., 1010
Agulla Otero M.M., 1061, 2035, 4008
Alcibar-Arechuluaga Artaza C., 1064
Algara M., 1002, 2002, 2008
Almansa J.F., 1071, 1073, 1095, 2033
Almonacid M., 3004
Alonso C., 1028, 1029
Alonso Arrizabalaga S., 1039, 1040, 1041, 2018,
2019, 2036
Álvarez A., 1047
Álvarez D., 1079, 1080
Anguiano M., 1006, 1054, 4012
Angulo E., 1071, 1073, 2033
Antolín San Martín E., 1022, 1023
Antoranz J.C, 3001, 4001
Arias de Saavedra F., 4012
Arjona Gutiérrez J., 1063
Armas S., 2034
Arráns Lara R., 2013
Arregui Castillo G., 1114, 2053
Arrocha F., 1047
Artigues M., 1010
Avilés Lucas P., 1042, 1053
Badal A., 4005
Badano A., 4005
Baeza Trujillo M., 1066, 1083, 2028, 3008
Ballester F., 1108, 1109, 1110, 1111, 1112, 2050,
2051, 2052, 2054, 2055, 2056, 2057, 3017, 4011
Baños M.C., 1092
Bardaji E., 1010
Barquero R., 2058
Barquinero J.F., 3004
Basurto F., 2058
Bayo Lozano E., 2041
Bea J., 1092
Béjar Navarro M.J., 1022, 1023
Beltrán M., 2031, 2037
Benavente J., 4007
Benito M., 2025
Benito Bejarano M.A., 1078
Benlloch J.M., 1012, 1077
Blázquez M.T., 4012
Bodineau Gil C., 1056, 2027
Boulé T.P., 2013
Brosed M., 3013
Brosed Serreta A., 1026, 1042, 1053
Brualla González L., 1039, 1040, 1041, 2018, 2019,
2036
Buades M.J., 1081
Bueno G., 1052
Autor, Comunicación
Burgos Trujillo D., 3007
Cabello Murillo E., 1099, 1101
Cabrera P., 2007
Cabrera García A., 1083
Calama Santiago J.A., 1059, 3005, 3006
Calvo J.F., 1048, 1049, 1050, 2023
Calzada S., 1032, 1033, 1034
Calzado Cantera A., 2026
Cámara Turbí A., 1063, 1081, 1091
Campayo J., 1082
Canellas Anoz M., 2005, 2015
Cano Soler M.C., 2020
Cañadas M., 1005
Capela M., 1015
Capuz Suárez B., 1022, 1023
Carabante M.D., 2014
Carballo González N., 2029, 2030
Carles M., 4011
Carmona V., 2050, 2051, 2052
Carpena P., 4012
Carrasco P., 1113
Carrasco Rodríguez J.L., 1036, 1037, 1065, 2016,
2017, 3011
Carrascosa C., 1051, 1052, 2024
Carrera Magariño F., 1096, 1097
Carrilero V., 1012
Carvajal M.A., 1054, 1055
Casado Villalón F.J, 1056, 1062, 2027
Casal E., 1108, 1109, 1110, 1111, 1112, 3017, 4011
Casals J., 1048, 1049, 1050, 2023
Cases R., 3017, 4011
Castedo J.J., 1074
Castro I., 1071, 1073, 2033
Castro Novais J., 1099, 1100, 1101
Castro Tejero P., 1008, 1009, 1013, 1020
Catalán Acosta A., 2034
Catret J.V., 1012
Cayón P., 1034
Chapel Gómez M.L., 1035, 1093, 1094
Chaves A., 1015
Chevalier del Río M., 1070, 1072
Chica U., 1006
Cobos-Hernández J.C., 4008
Coca M.A., 2058
Colmenares Fernández R., 1022, 1023
Colom R., 1012
Conles I., 1079, 1080
Contreras González J.L, 1076
Correcher C., 1012
Corredoira E., 2038, 3012
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
257
Autor, Comunicación
Crelgo Alonso D., 2032, 2039
Crispín V., 1109
Cruz L., 2002
De Blas R., 1028, 1029, 2021
De Blas Simón R., 2035, 4008
De Frutos Baraja J.M., 2035, 4008
De la Vara V., 2038, 3012
De la Vega J.M., 1018
De Lara R., 4007
De los Dolores V., 1109
De Sena Espinel E., 1059, 1060
Del Castillo A., 2025
Delgado J.M., 1046, 1051, 1052, 1057, 1085, 1084,
1087, 1088, 1089, 1090, 2022, 2024, 3013
Delgado Gil M., 2040, 2045
Desco M., 4001
Desco M.M., 4001
Díaz Fuentes R., 1099, 1100
Diez de los Ríos A., 3011
Dorado P., 1044, 1045
Dorado Rodríguez M.P., 2027
Duch M.A., 2009, 4002
Embid M., 1005, 1107
Enmark M., 1113
Eraso A., 1048, 1049, 1050, 2023
Escalera S., 4007
Espinosa M.M., 1107
Eudaldo T., 1113
Fa X., 2031
Falcón C., 1077
Fandiño J.M., 1116
Fayos F., 1016
Fernández C., 1115
Fernández D., 1044, 1045
Fernández Bordes M., 1061
Fernández Cerezo S., 1064
Fernández García J., 2032, 2039
Fernández Letón P., 1099, 1101, 3015
Fernández Varea J.M., 1117, 4002
Fernández-Velilla E., 1002, 2002, 2008
Ferrando Sánchez A., 1099, 1100, 1101
Ferreiros N., 2031, 2037
Ferrer M., 1014
Ferrer N., 2058
Ferrer Gracia C., 1008, 1009, 1013, 1020
Figueira R., 1027
Flores E., 1010
Flores J., 1002
Font Gómez J.A., 1019, 2006, 2010
Forastero Rodríguez C., 3007
Foro P., 1002, 2002, 2008
Fuentes Gallardo M.I., 2013
258
Autor, Comunicación
Fuertes Grasa F., 2006
Gadea R., 1012
Gagliardi G., 2009
Galán Montenegro P., 1062, 4007
Gallardo S., 1007
García A., 2003
García M., 1048
García M.J., 1057, 1084, 1085, 1087, 1088, 1089,
1090, 3013
García M.T., 1039, 1041, 2018, 2036
García P., 1079, 1080
García Gómez S., 1064
García Hernández T., 2019
García Martínez M.A., 1092
García Pareja S., 1054, 1062
García Repiso S., 1024, 1025, 2011
García Romero A., 1019, 2005, 2010
García Vicente F., 1008, 1009, 1013, 1020, 1076,
4006
Garrido Ll., 1048, 1049, 1050
Geleijns J., 2026
Gil A., 1074
Gilarranz Moreno R., 2046, 3015
Gimeno Olmos J., 1001, 1108, 1109, 1110, 1111,
1112, 2050, 2051, 2052, 3017
Ginjaume M., 2009
Gómez A., 1115
Gómez E., 1046, 2022
Gómez F., 1011, 1115
Gómez M., 1044, 1045
Gómez Aguilera E.J., 4006
Gómez Cores S., 1025, 2011, 2012
Gómez Llorente P., 1061
Gómez-Millán J., 3014
González A., 1081
González A.J., 1012
González A.M., 1026, 1042
González J.M., 2032
González González J., 2020
González Leitón A., 1053
González Leyba M., 1035, 1093
González López A., 1058, 1063
González Pérez V., 1001, 1108, 1109, 1110, 1111,
1112, 2050, 2051, 2052, 3017
González Ruiz C., 3005, 3006
González Sanchís A., 2019
González Sancho J.M., 2039
González-Castaño D., 1011 , 1115
González-Castaño F.J., 1115
Granero Cabañero D., 1001, 1108, 1109, 1110, 1111,
1112, 2050, 2051, 2052, 3017, 4011
Gras Miralles P., 1001
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Guerrero Alcalde R., 1073, 1095, 1098
Guirado Llorente D., 1106, 1018, 1054, 1055
Guix B., 2014
Gultresa J., 2037
Hartmann G.H., 1011
Hermida M., 2031, 2037
Hernández O., 2034
Hernández V., 1010
Hernández Armas J., 1105, 2034
Hernández Suárez F., 1105
Hernández Vitoria A., 1019, 2003, 2006, 2010
Hernando González I., 1061, 4008
Herrador Córdoba M., 1066, 1083, 2007, 2028, 3008
Herrero V., 1012
Huerga C., 2038, 3012
Iborra M.A., 1071, 1073, 2033
Infante Utrilla M.A., 1024, 2011, 2012
Ispizua M.C., 1116, 4010
Jahnen A., 4009
Jerez Sainz I., 2016, 2017
Jiménez J., 2015
Jiménez R., 2008
Jiménez Alarcón J.I., 1035, 1093, 1094
Jiménez Rojas R., 1024, 1025, 2011, 2012
Jódar López C., 1003, 1004, 1114, 2053
Jornet N., 1017 , 1113
Juan X.J., 1030, 1031, 1032, 1033, 1034
Jurado D., 3003, 4003
Juste B., 1007
Kaphammel O., 4009
Koubychine Y., 1014
Kyprianou L., 4005
Lacruz M., 1002, 2002, 2008
Lagares J.I., 1107, 1116
Lallena Rojo A.M., 1003, 1004, 1006, 1018, 1031,
1036, 1037, 1043, 1054, 1055, 1065, 1106, 4012
Lardiés D., 2015
Larrea L.M., 1092
Lax I., 2009
Leal Plaza A., 2013
Lerche C.W., 1012
Linares Doblado R., 1024, 1025, 2012
Lizuain M.C., 1028, 1029, 2021
Llansana J., 2037
Lliso F., 2050, 2051, 2052
Llorente M., 2025
Llorente Herrero E., 2046
Llorente Manso M., 2029, 2030
Lopes M.C., 1015
López E., 1092
López F., 1091
López J., 1032, 1033, 1034
López J., 1115
López J.L., 2008
López Bote M.A., 1024, 1025, 2011, 2012
López Fernández A., 1099, 1101
López Lara Martín F., 2035
López Medina A., 1027, 1067, 1068, 1069
López Sánchez F., 1058
López Sánchez M., 1027, 1067, 1068, 1069
López Tortosa M., 1070, 1072, 2026
Lorenz P., 3016
Lozano J., 1002, 2002, 2008
Lozares S., 1102, 1103, 1104, 2047, 2048, 2049
Luis Simón F.J., 1066, 3008
Luque Japón L.A., 1105
Machado H., 3002
Macías Jaén J., 1044, 1045, 2027
Mancha Mateos P.J., 3009, 3018
Manzanas Artigas M.J., 2046, 3015
Mañeru F., 1102, 1103, 1104, 2047, 2048, 2049
Mañes A., 1048, 1049, 1050, 2023
Marcos Pérez P., 1067, 1069
Marín B., 1082
Marqués Fraguela E., 1059, 1060
Martín M.L., 1102, 1103, 1104, 2047, 2048, 2049
Martín Curto L.M., 3012
Martín Rincón C., 1059, 1060
Martín-Viera J. A., 1056
Martínez Gómez L.C., 1100, 2046, 3015
Martínez Ortega J., 1021
Martínez Roviera I., 1117
Martínez-Olmos A., 1055
Mata F., 1046, 2022
Mateo B., 1056
Mateo Laguna D., 2035, 4008
Mateo Rodríguez B., 1062
Mateos J.C., 2007
Mayo P., 1082
Medrano González de Prado J.C., 1116, 3018, 4010
Meiriño I., 1034
Melgar J., 1047
Membribe I., 1002, 2002, 2008
Méndez I., 1113
Méndez Villafañe R., 1075
Mendiguren M.A., 1079, 1080
Mendoza J., 1005
Mesa Pérez J.A., 1098
Miguel B., 1117
Millán Cebrián E., 2003, 2005
Mínguez Aguilar C., 1057, 1076, 1084, 1085, 1087,
1088, 1089, 1090, 3013
Mínguez Gabiña P., 2001
Miquelez S., 1103, 1104, 2049
Miró R., 1007
Modolell I., 1028, 1029, 1038, 2021, 4004
Molina López M.Y., 3005, 3006
Montero E., 3014
Índice de Autores
259
Montes Fuentes C., 1059, 1060
Montoliu G., 2055
Montoro A., 3004
Mora C., 1012
Mora F.J., 1012
Moral Sánchez, 2034
Morán Penco P., 1070, 1072
Morant Echevarne J.J., 1070, 1072
Moreno Sáiz C., 1056, 1062, 2027
Morillas Pérez M.D., 1064
Morís Pablos R., 1022, 1023
Mouriño J.C., 1115
Muller K., 1010
Munar A., 1012
Muñiz J.L., 1107
Muñoz A., 4007
Muñoz C., 3003, 4003
Muñoz I., 1047
Muñoz J., 2037
Muñoz P., 3016
Muñoz Carmona D., 2042, 2043, 2044
Navarrete Campos S., 2006
Núñez Cumplido E.J., 1105
Núñez Martín L., 1107, 1116, 3018, 4010
Núñez Martínez L., 1019, 2003, 2005, 2010
Ordóñez Márquez J., 1022, 1023
Orellana Salas A.J., 1003, 1004, 1114, 2053
Orero A., 1077
Ortega P., 2015
Ortiz A., 1044, 1045
Ortiz M.J., 2007
Ortiz Seidel M., 1106, 1096, 1097, 2040, 2041, 2042,
2043, 2044, 2045, 3014
Osorio Ceballos J.L., 1114, 2053
Pacheco M. T., 1079, 1080
Pallerol R., 1017
Palma A.J ., 1054, 1055
Palma J.D., 1091
Palma Copete J. D., 1063
Panettieri V., 2009
Pardo Pérez E., 2032, 2039
Paredes García M. C., 3009
Pascual A., 1082
Pavia J., 1077
Pavón N., 1012
Pedrero D., 1057
Pedrero de Aristizábal D., 1024, 1025, 2011, 2012
Pellejero S., 1103, 1104
Pena J., 1011, 1115
Penedo Cobos J. M., 3005, 3006
Peraza C., 1046, 1051, 2022, 2024
Perdices J.I., 1018
Pérez A., 3011
Pérez L., 1008, 1009, 1013, 1020
260
Pérez Calatayud J., 1108, 1109, 1110, 1111, 1112,
2050, 2051, 2052, 2054, 2055, 2056, 2057, 3017,
4011
Pérez Fernández M., 2032, 2039
Pérez Moreno J.M., 1099, 1100, 1101
Pérez Rozos A., 1036, 1037, 1065, 2016, 2017
Picon C., 1028, 1029, 2021
Pifarré Martínez X., 3009
Pino C., 1017, 1113
Pino F., 1077
Pinza Molina S., 1064
Pizarro Trigo F., 2006
Planes Meseguer D., 1039, 1040, 1041, 2018, 2019,
2036
Plaza R., 3012
Plazas M. C., 3002
Pombar M., 1115
Porras I.J., 1030, 1031, 1043
Poseryaev A., 1014
Poveda J. F., 3002
Prezado Alonso Y., 1059, 1060
Puchades V., 1046, 2022
Puxeu J., 1010, 1028, 1029, 2021
Quera J., 1002, 2002, 2008
Quintana A. B., 2041
Quintana Paz A., 1116, 3018
Quiñones L., 1071, 2033
Raba J. I., 1079, 1080
Ramírez M. L., 3016
Ramírez Ros J.C., 1003, 1004, 1114, 2053
Ramos Ramírez S., 1064
Rascón Caballero Á., 1042, 1053
Reig A., 1002, 2002, 2008
Reinoso Cobo J.M., 2020, 3007
Ribas M., 1017, 1113
Richart J., 2054, 2055, 2056, 2057
Rigla J.P., 1014
Rivas Ballarín M. Á., 2003, 2010
Rodenas F., 1082
Rodríguez D.A., 1115
Rodríguez N., 1002, 2002, 2008
Rodríguez R., 4010
Rodríguez S., 2054, 2055, 2056, 2057
Rodríguez Pérez D., 3001, 4001
Rodríguez Rodríguez C., 1099, 1100, 1101, 2046, 3015
Rodríguez Romero R., 3018
Rodríguez Vila B., 4006
Roé N., 1077
Rojas S., 1077
Romero R., 1116
Ros D., 1077
Ros L., 1092
Roselló Ferrando J.V., 1039, 1040, 1041, 2018, 2019,
2036
Física Médica. Vol. 8. Núm. 1, Mayo 2007
Autor, Comunicación
Autor, Comunicación
Rot M.J., 1057, 1084, 1085, 1087, 1088, 1089, 1090, 3013
Roure F., 1014
Rubio A., 1102, 2047, 2048
Rubio Ayllón C., 1094
Ruiz A., 2025
Ruiz J.C., 1032, 1033, 1034
Ruiz P., 2003
Ruiz Bueno A., 2035, 4008
Ruiz López M.A., 1022, 1023
Ruiz Manzano P., 2010
Ruiz Pomar J., 1019, 2005, 2010
Sabariego M.P., 1043
Sáez Beltrán F., 1078
Sáez C., 2031, 2037
Sáez J., 2031
Sáez M., 1016
Sáez M., 2038, 3012
Sainz I.J., 1065, 3011, 4004
Saiz I.J., 1036, 1037, 1038
Saiz M., 3004
Salgado Fernández M., 1027, 1067, 1068, 1069
Salvadó Artells M., 1072, 2026
Salvador Gómez F.J., 1027, 1067, 1068, 1069
Samblas J., 1084
Sánchez E., 1052, 2024
Sánchez F., 1012
Sánchez J.M., 1074
Sánchez P., 1116
Sánchez R., 1016
Sánchez Carmona G., 1066, 1083, 2028, 3008
Sánchez Galiano P., 2032, 2039
Sánchez Jiménez J., 1019, 2005, 2006, 2010
Sánchez Rubio P., 3018
Sánchez-Doblado F., 1011, 1039, 1041, 2013, 2036
Sancho I., 1028, 1029, 2021
Sancho P., 2032
Santa Marta C., 4001
Santos A., 1007
Santos A., 1032, 1033, 1034
Santos M., 2054, 2055, 2056, 2057
Santos Miranda J. A., 3001
Santos Rubio A.J., 1066, 1083, 2028, 3008
Sanz X., 1002, 2002, 2008
Saornil A., 2035
Sastre J.M., 2058
Sebastia A., 1012
Sempau J., 2015, 1002, 4005
Seoane A., 2031, 2037
Serrada A., 2038
Serrano J., 3004
Sevillano Martínez D., 1008, 1009, 1013, 1020
Shannoun F., 4009
Shvedunov V., 1014
Sierra Díaz F., 3005, 3006
Solana V., 1051, 2024
Soriano A., 1012
Soto P.M., 1102, 2047, 2048, 2049
Sotolongo Grau O., 3001
Suero M. A., 1044, 1045
Tato de las Cuevas F., 1035, 1093
Teijeiro García A., 1027
Téllez de Cepeda M., 2038, 3012
Tello J.I., 2014
Terrón León J.A., 1044, 1045, 2027
Tobarra-González B., 1058, 1063, 1081, 1091
Torres J., 1073, 1074, 1095
Torres J.J, 1008, 1009, 1013, 1020
Torres L., 2058
Torres M., 1052
Torres Cabrera R., 1061
Tripero J., 1051, 2024
Tuset Castellano J., 2020
Ureña Llinares A., 1066, 1083, 2028, 3008
Valgoma A., 1079, 1080
Van der Laarse R., 1109
Vázquez M. I., 4007
Vázquez Galiñanes A., 1060, 1061
Vázquez Rodríguez J.A., 1027, 1067, 1068, 1069
Vega-Carrillo H.R., 2058
Velázquez Miranda S., 1096, 1097, 1106, 2040, 2041,
2042, 2043, 2044, 2045, 3014
Venselaar J., 3017, 4011
Verdú G., 1007, 1082, 3004
Vicedo A., 2038, 3012
Vicente Toribio T., 2029, 2030
Vidal L.F., 1012
Viera Joge J.C., 2029, 2030
Vilches M., 1003, 1004, 1018, 1054, 1055
Villacé Gallego A., 2032, 2039
Villaescusa Blanca, J.I., 1001, 3004
Viñals P.M., 1002, 2002, 2008
Vivanco Parellada J., 2032, 2039
Wennberg B., 2009
Zamora Ardoy L.I., 3007
Zanfaño Hidalgo R., 3006
Zapata J.C., 1074
Índice de Autores
261
