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5/11/2018
Introduc c ion a La Fisic a de La Ra diote ra pia - slide pdf.c om
Introducción a la
física de la
radioterapia
Pedro Sánchez Galiano
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Introducción a la radioterapia
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1- Introducción
1.1- Estructura de la materia
1.1.1- Átomos y moléculas
1.1.2- Estructura atómica
1.2- Radiación electromagnética
1.2.1- Espectro electromagnético
1.3- Ionización y excitación
1.4- Radiactividad
1.5- Ley del inverso del cuadrado de la distancia
2- Interacción de la radiación ionizante con la materia
2.1- Interacción de los fotones con la materia
2.1.1- Capa hemirreductora y decimorreductora
2.1.2- Tipos de interacciones
2.2- Interacción de las partículas cargadas con la materia
2.2.1- Tipos de interacciones
2.2.2- Alcance
2.3- Interacción de los neutrones con la materia
3- Radiación: magnitudes y unidades
3.1- Magnitudes de uso general
3.2- Magnitudes de uso en protección radiológica
4- Fuentes de radioterapia externa
4.1- Rayos X de terapia
4.2- Unidad de Co60
4.3- Acelerador lineal de electrones
5- Características de los haces de fotones de radioterapia externa
5.1- Porcentaje de la dosis en función de la profundidad
5.2- Dosis en puntos fuera del eje
5.3- Definición del tamaño de campo
5.4- Curvas de isodosis
6- Características de los haces de electrones
6.1- Rango
6.2- Dosis en la piel y profundidad del máximo
6.3- Curvas de dosis en profundidad
6.4- Curvas de isodosis
6.5- Inhomogeneidades en el tejido
7- Dosimetría de técnicas sencillas
7.1- Interpretación de los datos de las unidades de tratamiento
7.1.1- Factor de calibración
7.1.2- Factor de retrodispersión
7.1.3- Factor de campo
7.1.4- Porcentaje de dosis en profundidad
7.1.5- Razón
tejidoaire (TAR) ydelrazón
7.1.6Factores
de modificación
haz máximo – tejido (TMR)
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7.1.7- Campo cuadrado equivalente
7.2- Haces de fotones
7.2.1- Técnica a distancia fuente piel fija
7.2.2- Técnica isocéntrica
7.3- Haces de electrones
8- Planificación de tratamientos
8.1- Haces simples
8.1.1- Alteración de las curvas de isodosis por la forma del contorno
8.1.2- Utilización de cuñas
8.1.3- Corrección para inhomogeneidades en el tejido
8.2- Combinación de haces
8.2.1- Dos haces opuestos
8.2.2- Pares de haces opuestos en ángulo recto
8.2.3- Pares de haces opuestos en otros ángulos
8.2.4- Campos angulados y pares con cuñas
8.2.5- Técnica con tres campos
8.2.6- Arcoterapia
8.3- El proceso radioterápico
9-Bibliografía
Pedro Sánchez Galiano. Unidad de radiofísica. Hospital Central de Asturias
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1- Introducción
En la Naturaleza existen la materia y la radiación electromagnética.
1.1- Estructura de la materia
1.1.1- Átomos y moléculas
La materia está compuesta por conjuntos de moléculas y puede presentarse en tres
estados (sólido, líquido o gaseoso). Las moléculas, a su vez, son uniones de átomos de
igual o distinto tipo. Las sustancias compuestas de átomos del mismo tipo se denominan
elementos y existen del orden de cien. Las sustancias compuestas de átomos de distinto
tipo se denominan compuestos, y existen millones de ellos. Por ejemplo, una molécula
de agua (compuesto) está formada por un átomo de oxígeno y dos de hidrógeno (H 2O),
una molécula de oxígeno (elemento) está formada por dos átomos de oxígeno (O2) y un
material como el hielo está formado por agua y pequeñas cantidades de otras moléculas.
Cuando se produce una reacción química, las moléculas iniciales se rompen y los
átomos se combinan de manera distinta, originando sustancias diferentes con
propiedades físicas y químicas diferentes. Se produce la ruptura de las moléculas pero
de los átomos, que permanecen inalterados.
1.1.2- Estructura atómica
Los átomos tienen una estructura compleja, pero de forma simplificada, se considera
que están constituidos por una parte central muy pequeña en donde se concentra casi
toda la masa atómica, denominada núcleo atómico, y por una envoltura externa de la
que dependen las propiedades químicas, denominada corteza atómica.
El núcleo atómico está formado por partículas más pequeñas (nucleones). Existen dos
tipos, protones y neutrones. Ambas tienen prácticamente la misma masa, pero los
protones tienen carga eléctrica positiva mientras que los neutrones no están cargados. El
número de protones de un átomo se conoce como número atómico, y la suma de
protones y neutrones como peso atómico. Así un átomo de cobalto 60 (Co60) tiene
número atómico 27 (27 protones) y peso atómico 60 (33 neutrones => 60 nucleones).
La corteza está formada por electrones, que tienen una masa muy pequeña y carga
eléctrica negativa.
Estosunseelectrón
disponen
alrededor
del núcleo
distintas
capas.
energía
necesaria
para arrancar
a un
átomo depende
de en
la capa
en que
estéLa
situado.
En un átomo neutro (carga eléctrica nula) existen igual número de protones que de
electrones. Cuando en un átomo no es igual el número de electrones que de protones,
éste está cargado eléctricamente, positiva o negativamente, y se denomina ion.
Dos átomos de un mismo elemento tienen igual número de protones y electrones, y dos
átomos de elementos distintos tienen distinto número de protones y de electrones.
Dos átomos de un mismo elemento que tengan distinto número de neutrones tienen el
mismo comportamiento químico (forman las mismas moléculas), ya que éste viene
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determinado por la corteza atómica, pero distintas propiedades físicas (densidad,
radiactividad,...). Se denominan isótopos del mismo elemento.
e
e
p
e
p
n
p
n
e
Helio neutro −
p
n
p
n
n
e
He24
Helio neutro −
e
He 23
Ion
negativo
(Tritio )
Hidrógeno
e
e
p
n
Hidrógeno
de
−
H 13
e
p
n
(Tritio ) H 13
n
Hidrógeno
( Deuterio ) H 12
p
Hidrógeno
H 11
1.2- Radiación electromagnética
La radiación electromagnética es una propagación de energía a través del espacio sin
necesidad de soporte material. Posee características típicas del movimiento ondulatorio,
como la reflexión, la refracción o la difracción, y características propias del movimiento
de partículas, como ocurre en el efecto fotoeléctrico o en el efecto Compton. Esto se
conoce como la naturaleza dual (onda - partícula) de la radiación electromagnética. Las
“partículas” componentes de la radiación electromagnética se denominan fotones. La
relación entre la naturaleza ondulatoria y la corpuscular es:
E = h• f
donde E es la energía de cada fotón, f la frecuencia de la onda asociada y h una
constante universal.
Todas las ondas, independientemente de su naturaleza, se caracterizan por su longitud
de onda y su frecuencia. Del mismo modo el movimiento de una partícula se caracteriza
por su energía cinética y su cantidad de movimiento. Al referirnos a la radiación
electromagnética utilizaremos ambos conjuntos de magnitudes.
La unidad de medida de la frecuencia es el hertzio (Hz) que es igual a un ciclo por
segundo. La unidad de medida de la energía en la escala atómica es el electrón-voltio
(eV) que es igual a la energía cinética adquirida por un electrón al ser acelerado en un
campo eléctrico con una diferencia de potencial de un voltio. También se utilizan sus
múltiplos kilo (mil) y mega (un millón). P.e.: 1 MeV = 1.000.000 eV.
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1.2.1- Espectro electromagnético
Frecuencia Longitud
(Hz)
de onda
1.0 x 105
3.0 x 1010
3.0 x 1012
3.0 x 1014
4.3 x 1014
7.5 x 1014
7.5 x 1014
3.0 x 1016
Propiedades
Energía
del fotón
3 Km
413 peV Ondas de radio. Desde la onda larga hasta la onda
ultracorta de Radar. Se producen en las oscilaciones
eléctricas y se detectan por equipos electrónicos
(antenas). Pasan a través de los aislantes y son
0.01 m 124 µ eV reflejadas por los conductores eléctricos.
100 µ m 12.4 meV Radiación infrarroja. Se produce por las
vibraciones moleculares y por las excitaciones de
los electrones más externos de los átomos. Se
1.24 eV detectan con dispositivos de calor y película. La
1 µm
mayor parte de los sólidos son opacos a esta radiación.
700 nm 1.77 eV Luz visible desde el rojo al violeta. Producida por los
electrones más externos de un átomo. Generada por
lámparas y descargas eléctricas en tubos de gas.
400 nm
3.1 eV Detectada por película, células fotoeléctricas y por
el ojo.
400 nm
3.1 eV Luz ultravioleta. Producida por los electrones más
externos del átomo. Detectada por película, contadores
Geiger y cámaras de ionización. Produce eritema en la
10 nm
124 eV piel, mata microorganismos y es agente en la
producción de la vitamina D.
16
3.0 x 10
10 nm
124 eV
Rayos
blandos
electrones
internosXdel
átomo.. Producidos
Detectadospor
porlos
película,
3.0 x 1018
3.0 x 1019
3.0 x 1019
3.0 x 10 20
contadores Geiger y cámaras de ionización. No
100 pm 12.4 KeV utilizados en radiología por su escaso poder de
penetración.
100 pm 12.4 KeV Rayos X de diagnóstico y terapia superficial.
10 pm 124 KeV
10 pm 124 KeV Rayos X de terapia profunda y rayos gamma de
1 pm 1.24 MeV procesos radiactivos.
3.0 x 10 21
100 fm
3.0 x 10 22
3.0 x 10 23
10 fm
1 fm
3.0 x 10
18
12.4 MeV Radiación de aceleradores lineales o betatrones
pequeños.
124 MeV Radiación de acelerador lineal grande (investigación).
1.24 GeV Producida por sincrotones de protones o aceleradores
lineales grandes y por el Sol (rayos cósmicos).
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1.3- Ionización y excitación
Los electrones en un átomo tienden a ocupar las capas más cercanas al núcleo. Si por
cualquier motivo los electrones pasan de su nivel fundamental a una capa más alejada se
dice que le átomo se encuentra excitado. En esta situación los átomos no son estables, y
volver
estado
fundamental
es emitirse
decir losfotones
electrones
tienden
atienden
caer aalas
capasa su
más
profundas.
En este(desexcitación),
proceso pueden
de energía
igual a la diferencia de energía entre las capas que salta el electrón. Cuanto más
separadas estén las capas de mayor energía será el fotón emitido.
Como existen muchas capas en la corteza atómica los fotones emitidos pueden ser de
distintas energías.
Fotón
Capa K
Capa L
Hueco
Capa M
Calor
Núcleo
Si se suministra suficiente energía al electrón este puede alejarse tanto del núcleo que
llegue a escapar de él, quedando el átomo cargado positivamente. Este proceso se
conoce
ionización.
electrones que
de las
(cercanas al núcleo)
necesitancomo
más energía
paraLos
ser arrancados
los capas
de las profundas
capas superficiales.
Electrón
Radiación
N
N
1.4- Radiactividad
La radiactividad es un fenómeno natural por el que algunos átomos se transforman en
otros pudiéndose emitir en el proceso distintos tipos de radiaciones. Existen varios tipos
de decaimiento nuclear, alfa (α), beta (β) y gamma (γ).
Si consideramos una muestra de material radiactivo con un gran número de átomos,
cada uno de ellos con una probabilidad de decaer radiactivamente, en cada instante se
producirán varios decaimientos. El número de decaimientos radiactivos por unidad de
tiempo se conoce como actividad de la muestra, y su unidad de medida es el bequerelio
(Bq) que equivale a un decaimiento por segundo. También se utiliza el curio (Ci) que
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vale 3.7x1010 Bq y equivale aproximadamente a la actividad de un gramo de radio 226.
El tiempo necesario para que la actividad de una muestra de un determinado material
radiactivo pase a ser la mitad se conoce como periodo de semidesintegración. Por
ejemplo para el Co60 tiene un valor de 5.27 años. Transcurridos dos periodos de
semidesintegración la actividad habrá disminuido a la cuarta parte (la mitad de la mitad)
de
la inicial. Transcurridos tres periodos habrá disminuido a la octava parte y así
sucesivamente.
En el decaimiento α un núcleo pesado emite un núcleo de helio (He4), llamado partícula
α, y se transforma en un núcleo con 2 protones y 2 neutrones menos.
A
A−
N Z → He24 + M Z −24
Por ejemplo el uranio (U238) se transforma en torio (Th 234) con una vida media de 4,5 x
109 años. Lo hace por distintos caminos, siendo los principales 3 decaimientos α. Dos
de los caminos conducen a un estado excitado del torio, decayendo a su vez al estado
estable de distintas formas (por ejemplo mediante un proceso γ). El Th234 es a su vez
inestable y decae con una vida media de 24,1 días. Se crea así una serie radiactiva que
acaba en el plomo (Pb 206).
238
U 92
(4,5x109 años)
α1 (0,2%)
0,16 MeV
α2 (22,9%)
0,05 MeV
α3 (76,8%)
γ1
234
Th90
(24,1 días)
Existen 3 tipos de decaimiento β, negativo, positivo y captura electrónica. En el primero
de ellos un núcleo de número atómico Z y masa atómica A se transforma
espontáneamente en otro núcleo con un protón más y un neutrón menos, emitiéndose un
electrón en el proceso (rayos β).
N ZA → e − + M ZA+1
Uno de los neutrones del núcleo emite un electrón y se transforma en un protón. Puede
ocurrir también que uno de los protones se transforme en un neutrón emitiendo un
positrón (electrón positivo), tenemos el decaimiento β positivo.
N ZA → e + + M ZA−1
En la captura electrónica uno de los electrones de la corteza es capturado por el núcleo.
Uno de los protones se transforma entonces en un neutrón. El hueco dejado por el
electrón provoca al rellenarse una cascada de fotones (radiación característica).
N ZA + e − → M ZA−1
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Por ejemplo el tritio (isótopo del hidrógeno H3) se transforma en helio (He3) con una
vida media de 12,35 años mediante una desintegración β.
H13
(12,4 años)
β1 (100%)
He23
(estable)
En el decaimiento gamma un núcleo excitado decae al estado estable emitiendo fotones
de alta energía (rayos γ). Normalmente los núcleos se hallan excitados después de un
proceso α o β. Existen otros procesos que compiten con el decaimiento γ para perder
energía, como la emisión de electrones de la corteza (electrones Auger).
60
60
Por
cobalto
(Co emitiendo
) se transforma
espontáneamente
níquel
excitado.
Ésteejemplo
a su vezelse
desexcita
un fotón
de 1,17 MeV en
y otro
de(Ni
1,33) MeV
(de
media 1,25 MeV).
60
Co27
(5,3 años)
β1 (99,9%)
β2 (0,08%)
2,51 MeV
γ1
1,33 MeV
γ2
60
Ni28
(estable)
1.5- Ley del inverso del cuadrado de la distancia
Cuanto más nos alejamos de una fuente de radiación menor es la intensidad. Si podemos
considerar como puntual la fuente de radiación, es decir, de tamaño casi nulo, (p.e. si la
distancia a ella es lo suficientemente grande) la intensidad de la radiación en un punto
será inversamente proporcional al cuadrado de la distancia de dicho punto a la fuente. Si
se dobla la distancia a la fuente la intensidad se reduce cuatro veces. Si la distancia se
multiplica por tres la intensidad se reduce a un octavo y así sucesivamente.
El mismo número de partículas atraviesa cada superficie. La intensidad
(nº de partículas/superficie x tiempo) disminuye con el cuadrado de la
distancia.
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2- Interacción de la radiación ionizante con la materia
Cuando la radiación incide sobre un material se producen una serie de fenómenos que
dependen de tipo de radiación (fotones, electrones, neutrones, ...) de la energía con la
que incide, del tipo de material y de su estado (densidad, estado físico, ...).
Si la energía de la radiación incidente es suficientemente elevada producirá ionización
en el material, es decir, arrancará electrones a los átomos, que a su vez podrán seguir
ionizando. Se habla así de radiación primaria (incidente) y secundaria (electrones
arrancados). Gran parte de los efectos de la radiación ionizante (ionización, excitación,
disociación de moléculas, ...) se deben a la radiación secundaria.
2.1- Interacción de los fotones con la materia
Los fotones al atravesar la materia interaccionan tanto con los electrones como con los
núcleos atómicos de manera que se va atenuando exponencialmente su número
(intensidad de la radiación) conforme aumenta el espesor atravesado, pero sin llegar
nunca a anularse. La atenuación por unidad de espesor depende de la energía de los
fotones y del tipo de material (peso atómico, densidad electrónica, densidad).
Fotones
dispersos
X
Fotones
Incidentes
Primarios, No
Primarios
Atenuados, N
Atenuador
2.1.1- Capa hemirreductora y decimorreductora
Para determinar el poder de penetración de un haz de fotones se utiliza el concepto de
capa hemirreductora, que se define como el espesor de material necesario para reducir la
intensidad de la radiación incidente a la mitad. Por tanto para un haz de fotones de una
energía determinada la capa hemirreductora depende del material considerado. Por
ejemplo, para los fotones de 1.25 MeV del Co60 la capa hemirreductora en hormigón es
6.6 cm y en plomo 1.24 cm.
De la misma forma se define el espesor decimorreductor o capa decimorreductora como
el espesor de material que reduce a un décimo la intensidad de la radiación incidente.
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Atenuación exponencial
∆N
= - µ N ∆x
N
s
e
n
N = No e-µx
N0
to
o
f
e
d
o
r 0
e
m
ú
N
N = No e-µx
N /2
µ = coeficiente de atenuación lineal (m-1)
d1/2 = espesor de semirreducción (m)
N0/10
d1/10 = espesor decimorreductor (m)
d 1/2
d 1/10
Espesor X
En general:
Para un determinado material la capa hemirreductora aumenta al aumentar la energía
Son necesarias más
interacciones para frenar un
fotón
Más energía
Es necesario más espesor de
material para reducir la
intensidad
Para una determinada energía la capa hemirreductora disminuye con
el peso atómico y la densidad del material
Mayor número de electrones y
nucleones en el mismo espesor
Más densidad
Mayor probabilidad de que un
fotón interaccione
2.1.2- Tipos de interacciones
Dependiendo del tipo de material y de la energía de los fotones incidentes tenderán a
producirse unos procesos u otros. Para la radiación ionizante (E > 10 KeV) estos
procesos son básicamente:
Dispersión coherente o Thomson
El fotón sólo se dispersa , no hay ionización ni excitación. Es importante a baja energía.
λ
λ
ÁTOMO
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ÁTOMO
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Efecto fotoeléctrico
El fotón es absorbido completamente, transmitiendo toda su energía cinética al material.
No hay radiación dispersa. Alto contraste en la imagen radiológica.
Rayos X Característicos
Electrones Auger
N
Fotón (hυ)
K L
M
N
Fotoelectrón
Dispersión Compton
El fotón se dispersa pero cede parte de su energía. Deterioro del contraste radiológico
(ruido de fondo). Radiación dispersa.
Electrón "libre"
Fotón Incidente (h υ)
Electron Compton
Fotón Disperso (h υ')
N
K L
M
N
Producción de pares
El fotón desaparece, cediendo toda su energía. Se producen dos fotones secundarios. Se
produce sólo a alta energía (> 15 MeV en agua).
Electrón
Fotón de 0.51 Mev
N
Fotón (h υ)>1.02 MeV
Positrón
N
Fotón de 0.51 Mev
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4/7
Reacciones nucleares
Los fotones con energía superior a 10 MeV pueden inducir reacciones nucleares en la
materia. A efectos prácticos esto significa que cuando se trabaja con esas energías habrá
que considerar el efecto de los neutrones secundarios originados en dichas reacciones.
En
gráfica
muestran
donde esy más
unolau siguiente
otro proceso
en sefunción
del las
tipozonas
de material
de laprobable
energíaque
de se
losproduzca
fotones
incidentes. La línea continua indica el agua, y las discontinuas el rango energético típico
en radioterapia.
E. fotoeléctrico
dominante
e
t
n
e
b
r
o
s
b
a
le
d
o
ic
m
ó
t
a
o
r
e
m
ú
N
Producción
de pares
dominante
E. Compton
dominante
Energía del fotón (MeV)
Imaginemos un ejemplo de proceso de interacción de un fotón.
...
El fotón disperso
interacciona con otro
átomo.
γ’
I
Se produce un
fotoelectrón.
γ’
γ
A
A
e-
I
e-
A
Un fotón interacciona
con un átomo.
Se generan un fotón
disperso y un electrón
Compton. El átomo
queda ionizado
Se genera radiación de
frenado
(bremsstrahlung).
A
eEl electrón excita e
ioniza muchos
átomos.
I
...
δ
Se - generan rayos δ
(e secundarios de
alta energía).
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2.2- Interacción de las partículas cargadas con la materia
Las partículas cargadas , en particular los electrones, interactúan de una forma mucho
más intensa con la materia que los fotones debido a su masa y a su carga eléctrica
(interacciones coulombianas con los electrones y los núcleos del material).
Cuando los electrones inciden contra un medio material pierden progresivamente su
energía cinética a lo largo de la trayectoria debido a las sucesivas interacciones que van
sufriendo con las partículas cargadas del medio (electrones y núcleos).
2.2.1- Tipos de interacciones
La interacción de un electrón en el medio material se denomina colisión y supone una
transferencia de energía a la materia. Este es el origen último de todos los efectos
producidos por las radiaciones ionizantes sobre la materia.
Las colisiones se clasifican en elásticas, inelásticas y radiativas.
Colisión elástica
Sólo se produce una desviación de la trayectoria del electrón incidente y una pequeña
cesión de energía.
Átomo
Electrón
Colisión inelástica
El electrón invierte parte de su energía en arrancar un electrón de la corteza atómica
(ionizar) y cederle parte o toda su energía cinética. Puede ocurrir que el electrón
incidente no ceda suficiente energía para provocar ionización pero si para excitar el
átomo. Posteriormente el átomo se desexcitará. Tanto el electrón primario como el
secundario podrán seguir ionizando y excitando otros átomos.
Electrón
+
Ion
secundario
Electrón
primario
Colisión radiativa
Si el electrón incidente pasa lo suficientemente cerca de otro electrón de la corteza o del
núcleo del átomo sufrirá una gran pérdida de energía cinética que se emite en forma de
radiación
electromagnética
(fotones)
queenergía
se denomina
radiación
frenado.
el
electrón incidente
podrá tener
diferente
cinética,
ya que de
podrá
venir Como
de otras
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colisiones, y además la energía que pierda en esta colisión dependerá de la distancia a la
que pase del núcleo, los fotones emitidos tendrán diferentes energías.
Fotones

n
Electrón
Este fenómeno es la base física de la producción de rayos X donde se hace incidir un
haz de electrones sobre un material de alto número atómico.
2.2.2- Alcance
La energía cinética de una partícula cargada que incide contra un medio material va
disminuyendo progresivamente debido a las sucesivas interacciones que va sufriendo,
hasta que prácticamente se anula y la partícula es absorbida. La trayectoria muy
probablemente no será rectilínea. Cuando se considera un haz de electrones se puede
definir el alcance como la profundidad máxima (en línea recta) que alcanzan. Existen
otras definiciones como alcance terapéutico y alcance efectivo.
El alcance depende de la energía de los electrones incidentes y del tipo de material. Se
define la transferencia lineal de energía (LET) como la cantidad de energía cinética que
pierde la partícula cargada por unidad de longitud.
Alcance
2.3- Interacción de los neutrones con la materia
Los neutrones tienen masa muy superior a los electrones (~ 2000 veces) pero no están
cargados, debido a esto recorren largas distancias antes de ser absorbidos (tienen un
gran poder de penetración) al igual que los fotones. Además interaccionan fuertemente
con los componentes del núcleo (protones y neutrones), lo que hace que la mayor parte
de
las sustancias
irradiadas
neutrones se vuelvan radiactivas, sobre todo si los
neutrones
son de baja
energía con
(térmicos).
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El efecto de los neutrones sobre la materia viva es muy importante, produciendo incluso
más de 20 veces el daño que producen los fotones de la misma energía.
El blindaje contra los neutrones tiene varias fases. Primero se tiene que disminuir su
energía
mediante colisiones
átomos
de hidrógeno
(masa
al
neutrón).cinética
Los neutrones
de baja elásticas
energía con
deben
hacerse
reaccionar
consimilar
átomos
adecuados. Por último, la radiación resultante de las reacciones nucleares y de la
radiactividad inducida (α, β y γ) debe frenarse utilizando materiales pesados. Por
ejemplo, la puerta del recinto de un acelerador de electrones de alta energía contiene
parafina (material hidrogenado) para los neutrones y plomo para los fotones. En las
paredes el espesor de hormigón necesario para blindar los fotones es suficiente para
frenar los neutrones.
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3- Radiación: magnitudes y unidades
Para caracterizar de forma cualitativa y cuantitativa la radiación y sus efectos es
necesario definir un conjunto de magnitudes con sus correspondientes unidades. Los
organismos encargados de esta materia y cuyas recomendaciones son ampliamente
aceptadas son la Oficina Internacional de Pesas y Medidas, la Comisión Internacional
en Unidades y Medidas de la Radiación (ICRU) y la Comisión Internacional de
Protección Radiológica (ICRP).
3.1- Magnitudes de uso general
EXPOSICIÓN
EXPOSICIÓN
Unidad:
Culombio / Kilogramo (C / Kg)
Caracteriza el poder ionizante en
aire de fotones X o gamma.
Definición:
X=
dQ
La unidad antigua es el Röentgen (R)
que es “la cantidad de radiación que
produce la unidad electroestática de
carga en 1 cm3 de aire en condiciones
normales de presión y temperatura”.
dm
1 C / Kg = 3876 R
Carga total , dQ , de los iones de un solo
signo producidos en aire, cuando todos los
electrones liberados por los fotones en un
elemento de volumen, de masa dm , sean
detenidos por completo en el seno del aire.
TASA
TASA DE
DE
EXPOSICIÓN
EXPOSICIÓN
1 R = 2.58 x 10 -4 C / Kg
La exposición cumple la ley del
inverso del cuadrado de la distancia.
Unidad:
Culombio / Kilogramo * segundo
(C / Kg * seg)
Definición:
•
X
=
dX
dt
Variación temporal de la exposición en un
punto.
La unidad antigua es el
Röentgen / segundo (R / seg)
Como unidad de tiempo suele
utilizarse el minuto o la hora.
En Radioterapia , a la variación temporal de cualquier
magnitud se llama tasa de dicha magnitud.
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

La medida de la exposición se realiza con las cámaras de ionización, donde se mide la
carga generada en un volumen de gas (p.e. aire) debido a la ionización generada por la
radiación.
Aislante
Aire
Electrodos
Cámara dedal
DOSIS
DOSIS
ABSORBIDA
ABSORBIDA
Unidad:
Gray = Julio / Kilogramo
(Gy = J / Kg)
Definición:
D=
dε
La unidad antigua es el rad
(Radiation Absorbed Dose)
dm
1 Gy = 100 rad
Energía media absorbida por unidad de
masa en un punto.
1 rad = 1 cGy
La dosis absorbida es una magnitud puntual.Cuando
se habla de dosis absorbida en un órgano o tumor
nos referimos al valor promedio
TASA
TASA DE
DE DOSIS
DOSIS
ABSORBIDA
ABSORBIDA
Unidad:
Gray / segundo
(Gy / seg)
La unidad antigua es
Definición:
rad / seg
•
D=
dD
dm
Variación temporal de la dosis absorbida
en un punto.
Tambien se usan
cGy / min
cGy / hora
En Radioterapia, la tasa de dosis absorbida suele
llamarse Rendimiento.
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KERMA
KERMA
Energía cinética impartida al medio
(Kinetic Energy Relesed to the Medium),
la A se incluye por razones fonéticas.
Definición:
K
Gray = Julio / Kilogramo
(Gy = J / Kg)
La unidad antigua es el rad
(Radiation Absorbed Dose)
d ε tr
=
Unidad:
dm
1 Gy = 100 rad
Energía cinética transferida a partículas
cargadas (principalmente electrones) por
la radiación (fotones o neutrones) por
unidad de masa en un punto.
Esta magnitud no puede
medirse directamente.
1 rad = 1 cGy
Al contrario que la exposición sirve para
cualquier haz de partículas sin carga y para
cualquier medio absorbente.
TASA
TASA DE
DE
KERMA
KERMA
Unidad:
Gray /segundo
(Gy /seg)
Definición:
•
K
=
dK
dm
Variación temporal del kerma.
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DOSIS
DOSIS ABSORBIDA
ABSORBIDA
YY EXPOSICIÓN
EXPOSICIÓN
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Conocida la exposición en aire en un
punto de un medio puede calcularse la
dosis en el medio en ese punto
D=fX
La relación entre exposición y kerma
en aire es
X = Kaire * (e / W) = Kaire / 33.97
Cuando se alcanza el equilibrio
electrónico (a una profundidad igual
al alcance del electrón secundario
más energético) la dosis absorbida se
iguala al kerma
E.E.
donde f es un factor que depende del
medio considerado, de la energía del
fotón y del detector.
Si se utilizan rad y R el factor f es
aproximadamente la unidad (f = 1) en
tejido blando y para las energías
consideradas en Radiodiagnóstico. Por
ejemplo si se ha estado sometido a 1 mR
de exposición se ha recibido 1 mrad de
dosis.
D=K
DOSIS
DOSIS ABSORBIDA
ABSORBIDA YY
KERMA
KERMA
V
γ’1
γ1
e-1
No toda la energía transferida en
V es absorbida en dicho volumen.
γ2
El fotón γ1 transfiere parte de su
energía al electrón e1. Toda esta
energía transferida se absorbe en
V. El fotón γ2 transfiere toda su
energía al electrón e2, que cede
sólo parte en V.
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3.2- Magnitudes de uso en protección radiológica
DOSIS
DOSIS EQUIVALENTE
EQUIVALENTE YY
FACTOR
FACTOR DE
DE CALIDAD
CALIDAD
El efecto biológico sobre un tejido irradiado
depende del tipo y energía de la radiación y del
tejido y efecto biológico considerado.
Unidad:
Sievert = Julio / Kilogramo
(Sv = J / Kg)
La unidad antigua es el rem
(Radiation Equivalent in Men).
Definición:
La dosis equivalente (H) es una magnitud que
expresa en una escala común el daño producido
a personas expuestas a distintas radiaciones.
La dosis equivalente se obtiene a partir de la
dosis absorbida con la expresión:
H=DQ
El factor de calidad (Q) es una constante
adimensional que depende del LET de la
radiación considerada.
TASA
TASA DE
DE DOSIS
DOSIS
EQUIVALENTE
EQUIVALENTE
1 Sv = 100 rem
Si la dosis absorbida viene
expresada en Gy la dosis
equivalente viene en Sv.
Q
Tipo de radiación
1
fotones y electrones
5
neutrones y protones
20
partículas α
Unidad:
Sievert / segundo
(Sv / seg)
La unidad antigua es
Definición:
rem / seg
•
H=
dH
dt
Tambien puede usarse mSv / mes
y mSv / año.
Variación temporal de la dosis equivalente.
Los valores máximos recomendados de dosis equivalente
son 500 mSv / año para personal profesionalmente
expuesto y 50 mSv / año para público.
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DOSIS
DOSIS EQUIVALENTE
EQUIVALENTE
EFECTIVA
EFECTIVA
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Unidad:
Sievert = Julio / Kilogramo
(Sv = J / Kg)
Esta magnitud sirve para comparar el riesgo total
por una irradiación no uniforme del cuerpo con el
riesgo producido por una irradiación uniforme.
Tejido
Wt
Gónadas ............................. 0.25
Mama.................................. 0.15
Definición:
Médula ósea roja................. 0.12
He = Σ Wt Ht
Suma ponderada de las dosis equivalentes medias
recibidas en distintos órganos o tejidos.
Ht es la dosis equivalente en el órgano T y Wt el factor
de ponderación de ese órgano (proporción de riesgo
debida al órgano T, dentro del riesgo total, cuando se
sufre una irradiación uniforme).
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Pulmón................................ 0.12
Tiróides............................... 0.03
Hueso.................................. 0.03
Resto del cuerpo,
excluyendo manos,
pies y tobillos,
piel y cristalino.................... 0.30
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4- Fuentes de radioterapia externa
En radioterapia externa se han utilizado a lo largo de los años distintas fuentes de
radiación. Equipos de RX, unidades de Cs-137, unidades de Co-60, ciclotrones y
aceleradores lineales. Nos ocuparemos de los que se usan habitualmente en la
actualidad.
4.1- Rayos X de terapia
Los equipos de rayos X de terapia fueron los primeros aparatos utilizados en
radioterapia.
Se muestra en la figura el esquema fundamental de un aparato de rayos X de terapia.
transformador
alto voltaje


 
selector
de kV
~
220 V
selector
de mA
tubo de RX
haz de RX
transformador
bajo voltaje
A partir de una tensión baja, y por medio de un transformador, se genera una alta
tensión que se aplica a un tubo de cristal donde existe vacío. Uno de los electrodos en el
tubo es en realidad un filamento que puede calentarse independientemente (cátodo), de
forma que genera electrones. Estos electrones son acelerados por el alto voltaje y se
hacen chocar contra un blanco de alto número atómico (normalmente wolframio) que se
encuentra en el otro electrodo (ánodo). La energía cinética de los electrones que se
frenan es cedida a fotones de rayos X (radiación de frenado). Aparece además radiación
característica del wolframio. Ésta es debida a los electrones de capas profundas que son
arrancados. Los huecos que dejan son llenados por electrones de otras capas, de forma
que se emite un fotón de exactamente la energía entre los dos niveles electrónicos
implicados.
Luego el espectro de los fotones es continuo, salvo la radiación característica, yendo
desde muy baja energía hasta la energía máxima, que se corresponde con el potencial de
aceleración. Así, si aplicamos un potencial de 100 kV, se producirán fotones desde 0
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hasta 100 keV. Para aumentar la ‘dureza’ de la radiación, es decir su capacidad de
penetración, es necesario retirar los fotones de baja energía. Esto se consigue filtrando
el haz con láminas de algún metal.
En el dibujo se muestra un esquema de un tubo de rayos X. Se aprecia que el ánodo es
de
gran de
tamaño
para que pueda
evacuar
abundante
calor que
se genera
99% de la
energía
los electrones
acelerados).
Eselnecesario
utilizar
un circuito
de (el
refrigeración
(usualmente de aceite).
electrones
vacío
ánodo
rayos X
cátodo
ánodo
Debido a su baja energía (hasta 400 kV) los rayos X así producidos tienen escaso poder
de penetración. Por lo tanto para irradiar un volumen profundo es necesario utilizar
muchos haces para evitar sobredosificar la piel. Otra consecuencia de la baja energía es
la imposibilidad de utilizar cámaras monitoras, con lo que la salida es inestable,
llegando al 15 – 20 % de fluctuación.
Con la invención de las unidades de Co-60 y posteriormente de los aceleradores lineales
de electrones su uso se vio muy reducido. Hoy día su utilización, de hacerse, queda
restringida a lesiones superficiales, pero estos tratamientos pueden realizarse en mejores
condiciones con haces de electrones.
4.2- Unidad de Co
60
Con la construcción de reactores nucleares de alto flujo de neutrones fue posible la
fabricación de fuentes de isótopos artificiales de alta actividad y tamaño reducido. Se
utilizó durante algún tiempo el Cs-137 (cesio) pero el mejor resultado lo tuvieron las
unidades de Co-60.
El Co-60 se obtiene por bombardeo con neutrones a partir del Co-59. Su esquema de
decaimiento es el siguiente
Co-60 -> decaimiento β -> Ni-60 excitado -> decaimiento γ -> Ni-60 estable
Un átomo de Co-60 tiene una probabilidad conocida de sufrir un decaimiento β
consistente en la transformación de uno de los neutrones de su núcleo en un protón,
emitiendo
en elde
proceso
electrón La
que energía
es absorbido
en la propia
lo llevauna
ser
un átomo
Ni-60unexcitado.
de excitación
es fuente,
cedida que
mediante
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decaimiento γ consistente en la emisión de un fotón de 1,33 MeV y otro de 1,17 MeV
(de media dos fotones de 1,25 MeV) para llevar al átomo de níquel a un estado estable.
La vida media (tiempo que tarda la actividad en reducirse a la mitad) para el Co-60 tiene
un valor de 5,27 años. Lo que significa que para tener una calidad aceptable en los
tratamientos es necesario sustituirla cada cierto tiempo.
En las unidades de tratamiento se monta la fuente (1,5 cm de longitud) en el extremo de
un cilindro capaz de moverse en el interior de un cabezal blindado, de forma que se
tienen dos posibles estados, según la fuente esté en el interior del blindaje en la posición
de reposo (OFF) o alineada con los colimadores en la posición de irradiación (ON). En
el extremo opuesto del cilindro se sitúa una lámpara que sirve para simular el campo de
radiación. El movimiento del cilindro se consigue con un sistema hidráulico. En el
siguiente dibujo se muestra el cabezal de una unidad Theratron 80.
posición OFF
posición ON
luz de simulación del campo
varilla indicadora de la
posición de la fuente
colimadores
indicador óptico
de distancia
El cabezal se monta sobre un brazo que es capaz de girar.
El punto donde se cruzan el eje
de giro del brazo con el eje de
giro del colimador y con el eje
de giro de la mesa se denomina
isocentro. En las unidades de
Co-60 suele estar a 80 cm de la
fuente.
Se tiene así una unidad isocéntrica. Si
colocamos el isocentro dentro del volumen a
irradiar giremos hacia donde giremos
siempre estaremos apuntado al isocentro.
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La única complicación técnica que presentas estas unidades consiste en mover un peso
cercano a la tonelada con precisión milimétrica. Esto explica su éxito.
4.3- Acelerador lineal de electrones
A
partir demicrotrón,
1940 se empezaron
construir
aceleradores
de el
electrones
(betatrón,
ciclotrón,
aceleradora lineal).
Endistintos
1962 Varian
introduce
primer acelerador
lineal (AL) de uso clínico isocéntrico y completamente rotable. Hoy en día los
aceleradores lineales son capaces de generar haces de fotones y de electrones de varias
energías, con lo cual pueden cubrir todas las necesidades de radioterapia externa. Hay
que unir además una gran cantidad de accesorios, como colimadores asimétricos y
multiláminas, dispositivos de imagen portal, cuñas dinámicas, aplicadores para
radiocirugía, etc. Por todo esto son máquinas que requieren gran preparación y mucho
tiempo, tanto para la puesta en marcha como para el programa de garantía de calidad y
el mantenimiento.
En un AL los electrones se generan en un cátodo incandescente, son acelerados hasta un
cuarto de la velocidad de la luz en el cañón mediante la aplicación de un campo
eléctrico pulsado. Entonces se introducen en la guía de ondas que forma la estructura
aceleradora y en donde existe un campo electromagnético de alta frecuencia y alta
potencia. Se crean pequeños paquetes y se aceleran hasta el 99 % de la velocidad de la
luz. Estos electrones acelerados pueden utilizarse directamente o bien frenarlos
haciéndolos chocar contra un blanco de material pesado para que cedan su energía
cinética en forma de fotones de rayos X. Con este sistema pueden alcanzarse energías
muy altas. En la utilización clínica son del orden de la decena de MeV ( ∼ 100 veces
mayor que los equipos de rayos X y 10 veces mayor que los rayos γ del Co-60).
En la siguiente figura se muestran los componentes básicos de un acelerador lineal
ARMARIO
pulsos
potencia
ESTATIVO
BRAZO (GANTRY)
cañón de
vacío
electrones
guía del acelerador
guía de
ondas
circu
lador
cabezal
AFC
MESA DE TRATAMIENTO
consola de control
n
o
trs
y
l
k
a
m
e
t
s
is
ó
i
c
a
r
e
ig
rf
e
r
a
m
te
s
ni
n
ó
is
re
p
s
El armario se encuentra normalmente dentro de la sala de tratamiento. En el se
encuentra una fuente de alto voltaje y un modulador de pulsos que a partir de la
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corriente alterna de la red general crean pulsos cuadrados de alto voltaje. Estos pulsos
alimentan el klystron (o el magnetrón) y el cañón de electrones.
ventana de
salida
circuito de
refrigeración
El klystron (cuyo nombre proviene
del griego y significa oleaje de
electrones) es un amplificador de
potencia de alta frecuencia, es decir,
recibe a la entrada ondas
electromagnéticas de alta frecuencia
(microondas) y baja potencia (400
W) y da a la salida microondas de
alta potencia (7 MW).
circuito de
refrigeración
haz de
electrones
cátodo
ánodo
calentador
El magnetrón (cuyo nombre proviene de unir magneto y electrón) es un oscilador que
produce microondas de alta potencia (3 MW). El magnetrón presenta las desventajas de
su menor potencia y duración pero a cambio es más económico y necesita un voltaje y
un aislamiento menor.
El cañón produce electrones y los acelera antes de introducirlos en la guía aceleradora.
calentador
cátodo
rejilla de control
focalizador
ánodo
En el cátodo se producen electrones por calentamiento (efecto termoiónico) que son
acelerados hacia el ánodo. Mediante la rejilla se consigue variar la corriente de una
manera rápida y precisa.
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Los electrones producidos en el cañón son acelerados en la guía de ondas principal por
las microondas producidas en el klystron.
cavidades
cavidades
cañón
bomba
iónica
ventana de
electrones
ventana de
microondas
La guía aceleradora está dividida en cavidades de resonancia. El campo eléctrico oscila
(valor positivo -> cero -> valor negativo –> cero -> valor positivo ...) en cada cavidad
con la frecuencia de las microondas producidas por el klystron. Los electrones son
inyectados formando pequeños paquetes en fase, es decir, encuentran en cada cavidad el
campo ‘a favor’, de forma que van siendo acelerados a lo largo de la guía. Esto se
esquematiza en la siguiente figura.
Es necesario que exista un alto vacío en el interior de la guía, así que es necesario el
funcionamiento continuo de bombas de extracción físicas e iónicas.
Para conseguir rayos X de alta energía (mayor que 6 MV) son necesarias guías de uno o
dos metros de longitud, por lo que para construir una máquina isocéntrica es necesario
girar el haz 90º (o 270º) antes de enviarlo a la ventana de salida. Esto hace que el
cabezal aumente de tamaño, con lo que se aumenta la altura del isocentro desde el suelo.
M1
trayectoria
de entrada
rendija
M2
M3
La figura muestra un dispositivo de
curvatura de electrones compuesto por
tres electroimanes. Los electrones con
más energía describen la órbita más
grande que los de menos energía. Se
utiliza una rendija para reducir el
espectro de energía de los electrones
(los que tengan mucha o poca energía
no asarán or la rendi a .
órbita
central
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En el cabezal se incluyen los sistemas de colimación, estabilización y monitorización
del haz.
blanco
electroimán de curvatura
órbita electrónica
colimador primario
filtro aplanador
lámina dispersora
cámara monitora
luz de campo
distancia
colimadores
isocentro
La guía y el cabezal están blindados
con plomo para reducir la radiación
de
A la salidadede los
electrones
del fuga.
electroimán
curvatura
se
encuentra el blanco retráctil para la
producción de rayos X. Más adelante
están la lámina dispersora y el filtro
aplanador montados sobre un
carrusel que permite situar una u otro
según se tenga un haz de electrones o
de fotones. A continuación se
encuentra la cámara de ionización
monitora que muestrea la salida
permitiendo estabilizar el haz. Por
último se encuentran los colimadores
y los dispositivos ópticos de
distancia y simulación de campo.
En la siguiente figura se muestra el cabezal en el caso de un tratamiento con electrones.
haz de
electrones
blanco de
rayos X
colimador
primario
filtro aplanador
lámina dispersora
carrusel
cámara monitora
colimador
secundario
montaje de
accesorios
aplicador de
electrones
El blanco de wolframio se
retrae, de manera que los
electrones
salen
sin
impedimento de la guía. El
carrusel se coloca de forma
que la lámina dispersora
quede en el camino del haz.
Los colimadores secundarios
se colocan en una posición
fija que depende de la energía
y del aplicador elegidos.
paciente
En la siguiente figura se muestra el mismo cabezal en el caso de un tratamiento con
fotones de rayos X.
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haz de
electrones
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blanco de
rayos X
colimador
primario
filtro aplanador
lámina dispersora
haz no
aplanado
carrusel
cámara monitora
colimador
secundario
haz aplanado
ranuras para
cuñas, moldes, etc
El blanco de wolframio se
coloca en el haz, de forma que
los
electronesun chocan
con X.
él
produciendo
haz de rayos
Dicho
haz
presenta
un
pronunciado pico en la dirección
de los electrones incidentes.
Para transformarlo en un haz útil
se utiliza un filtro aplanador.
Los colimadores secundarios se
pueden mover a voluntad para
conformar el campo requerido.
paciente
La cámara monitora muestrea a cada momento el haz y realimenta la salida para
aumentar la estabilidad. Es decir, si la señal aumenta por encima de un valor dado, esta
cámara lo detecta y hace que el acelerador disminuya la salida (disminuye la intensidad
de electrones que circulan por la guía). De la misma forma, si la salida disminuye por
debajo de otro valor determinado la cámara envía el mensaje de que se aumente la
salida.
haz
C1
C2
C3
C4
La cámara monitora está formada por cuatro cámaras
de ionización planas agrupadas por parejas. De esta
forma se controla la salida total por duplicado
(sumando las señales C1 + C2 y C3 + C4), y la simetría
y homogeneidad del haz tanto en la dirección radial
como en la transversal del haz (considerando las
señales laindependientemente).
Si tanto lanosalida
como
simetría y homogeneidad
son total
las
correctas durante un tiempo determinado el
acelerador detiene su funcionamiento. Esta es otra
característica que pone de manifiesto la superioridad
de los aceleradores lineales, el aumento de la
seguridad proporcionado por la gran cantidad de
controles.
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En la siguiente figura se muestra una imagen completa de un acelerador lineal de
electrones de uso clínico.
gantry
láser del techo
blanco RX
rotación colimador
rotación gantry
eje del haz
láser lateral
eje del gantry
indicadores digitales
estativo
láser lateral
isocentro
movimientos de la mesa
mesa de
tratamiento
mando
rotación mesa
En las siguientes figuras se muestran la planta y el alzado de una instalación completa
de un AL.
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Obsérvese que el anillo de protección (engrosamiento de la pared) cubre toda la anchura
del haz, y que el pasillo de entrada tiene forma de laberinto.
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5- Características de los haces de fotones de radioterapia externa
5.1- Porcentaje de la dosis en función de la profundidad
Los efectos de los haces de fotones sobre la materia se deben principalmente a los
electrones secundarios que generan. Así la distribución de energía en los tejidos (dosis
absorbida) depende básicamente de estos electrones secundarios y en mucha menor
medida de la radiación primaria (fotones).
Los electrones secundarios se generan con diferentes energías, pero la energía máxima y
su alcance depende de la energía de los fotones incidentes. Los electrones secundarios
no tienen porqué depositar toda su energía en el punto donde son generados.
Consideremos las primeras capas de tejido. Los fotones generan electrones de distintas
energías que se frenan (depositan su energía) a distintas profundidades. A una
determinada profundidad el número de electrones que se frenan, y por tanto la dosis
absorbida, alcanza el máximo. Se dice que se ha alcanzado el equilibrio electrónico, es
decir, a esa profundidad el número de electrones que se frenan y ceden su energía es
igual al número de electrones que se generan. La profundidad del máximo aumenta con
la energía de los fotones incidentes.
Máximo
Fotones
Electrones secundarios
1
2
3
4
5
6
Fotones
6
Fotones de alta energía
Electrones secundarios
1
2
3
3
3
3
3
Fotones de baja energía
Como conforme aumenta la profundidad el número de fotones va disminuyendo, y por
tanto también va disminuyendo el número de electrones secundarios, a partir del
máximo la dosis cada vez es menor. P.e.: el máximo de dosis para rayos X de terapia
superficial se encuentra en la superficie, para el Co 60 a 5 mm de profundidad y para los
rayos X de 18 MV de un acelerador lineal alrededor de 3 cm.
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90
90
is
s
o
d
e
d
e
j
a
t
n
e
c
r
o
P
Rayos X de 100 KV
100
Rayos X de 6 MV
100
s
i
s
o
d
80
d
e
je
a
t
n
e
rc
o
P
70
60
50
40
30
80
70
60
50
40
30
20
20
0
2
4
6
8
10
0,0
0,5
Profundidad (cm)
1,0
1,5
2,0
2,5
Profundidad (cm)
En las irradiaciones con fotones de alta energía el máximo de dosis se encuentra por
debajo de la superficie, esto hace que la dosis en la piel sólo sea una fracción de la dosis
en dicho máximo, de forma que se infradosifica. En los casos en que no se quiera esta
reducción de dosis se deberán colocar bolus de forma que el máximo ocurra cerca de la
piel.
La infradosificación de la piel se reduce en el caso de utilizar máscaras de
inmovilización u otro material que haga el efecto del bolus, como las escayolas. El caso
más drástico ocurre al tener metal cerca o en contacto con piel (bandejas de moldes o
colimadores demasiado cerca, tubos traqueales, prótesis dentales) ya que la radiación
arranca numerosos electrones del metal debido al aumento del efecto fotoeléctrico.
También se reduce la infradosificación de la piel cuando la radiación no incide
perpendicularmente.
haz
                   

piel
profundidad del
máximo
Si la radiación incide tangente a la piel el máximo ocurre virtualmente en la superficie.
mayor reacción
en la piel
haz
mayor reacción
en la piel
haz
sección
cuellodel
pliegues en el tejido
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Cuanto mayor es la energía de los fotones más profundo es el máximo y menor es la
dosis en la superficie.
100
90
s
i
s
o 80
d
e
d
e
j 70
a
t
n
e
c
r 60
o
P
18 MV
6MV
50
40
0
5
10
15
20
Profundidad (cm)
La dosis en cada punto es debida tanto a la radiación primaria como a la dispersa.
Cuando no existe medio dispersor más allá del punto en cuestión, como a la salida del
haz del cuerpo irradiado, la dosis es menor que la estimada con las tablas estándar (del
orden del 6 % para Co-60, y mayor para alta energía).
5.2- Dosis en puntos fuera del eje
La manera habitual de presentar la dosis en puntos fuera del eje es con los perfiles de
dosis, es decir, gráficos de dosis frente a distancia al eje a distintas profundidades. La
forma determinada de estos perfiles depende de la energía de la radiación, profundidad,
tamaño de campo, distancia fuente – superficie (DFS), tamaño de la fuente, etc.
cuernos
%
P
D
P
profundidad
del máximo
profundidad
del máximo
%
P
D
P
10 cm de
profundidad
Co-60
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10 cm de
profundidad
RX 4MV
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Pueden distinguirse tres regiones si nos movemos desde el eje hacia fuera. Primero hay
una región ancha donde la dosis se mantiene casi constante (aumenta o disminuye poco)
en esta zona toda la fuente está contribuyendo a la dosis. Después hay una disminución
rápida de la dosis (penumbra), en esta zona sólo una parte de la fuente está
contribuyendo a la dosis. Por último hay una disminución gradual de la dosis (sombra),
esta zona no recibe radiación primaria excepto una pequeña parte a través de los
colimadores (< 1%). La dosis aquí es debida básicamente a la radiación dispersa.
fuente
S
F
D
colimador
S
C
D
superficie
profundidad
penumbra
El tamaño de la penumbra depende del tamaño de la fuente (mayor tamaño de la fuente
=> mayor penumbra) y de las distancias de la fuente y del colimador a la superficie
(mayor DFS => menor penumbra, mayor DCS => mayor penumbra), penumbra
geométrica, y de la energía de los fotones. A menor energía mayor dispersión y mayor
penumbra. Así una unidad de Co-60 tiene mucha más penumbra que un AL debido a la
menor energía y al mayor tamaño de la fuente (2 cm frente a 1 mm), aunque la DFS sea
por lo general menor (80 cm frente a 100 cm). Una manera de reducir esta penumbra es
utilizar “trimmers”, es decir, colimadores más cercanos a la piel. Es muy importante que
el tamaño del campo de tratamiento sea lo suficientemente grande como para que la
zona de penumbra quede fuera del volumen a tratar.
La variación de la dosis en la región central es debida a dos razones. Por un lado los
puntos conforme se alejan del eje se alejan también de la fuente, y por tanto la dosis
debida a radiación primaria disminuye (inverso del cuadrado de la distancia). Esta
disminución es mayor cuanto menor es la DFS. Además el centro recibe más radiación
dispersa que los extremos. Por otro lado en la producción de rayos X, éstos no
abandonan la fuente con igual intensidad en todas direcciones. En alta energía (AL) los
fotones tienden a salir en la misma dirección de incidencia de los electrones, cayendo
rápidamente en otras direcciones. Para evitar esto se utilizan filtros aplanadores
colocados cerca del blanco que atenúan el haz de manera no uniforme (más en el centro
que en los bordes).
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filtro aplanador
sin filtro
a
v
it
la
e
r
si
s
o
D
con filtro
Se busca aplanar el haz a una
profundidad de interés clínico (p.e. 10
cm) pero esto da lugar a que a menor
profundidad se formen “cuernos” en el
haz, que van disminuyendo conforme
aumenta la profundidad.
Distancia al eje
Los perfiles se ven muy afectados por la dispersión en los colimadores y en el tejido. El
centro del haz siempre recibe más radiación dispersa de los colimadores que los
extremos salvo que éstos estén muy cerca o en contacto (RX de terapia superficial)
donde puede ocurrir lo contrario. Así en el centro la dosis es mayor que en los extremos,
pero puede compensarse con los cuernos producidos por el filtro aplanador. La
dispersión en el tejido aumenta con la profundidad y con el tamaño del campo, de forma
que los perfiles tienden a redondearse al aumentar la profundidad y aumentar el tamaño
del campo. Como los fotones cuanto más energía tienen sufren menos dispersión los
perfiles de haces de baja energía son más redondeados que los de alta energía.
5.3- Definición del tamaño de campo
El límite del campo de radiación se define como los puntos a la profundidad d máx donde
la dosis es el 50% de la dosis en el eje central a la profundidad del máximo. Por tanto
los límites del campo caen en la zona de penumbra, que se define como la zona que va
del 80% al 20%.
La región de sombra, fuera del campo, puede parecer de menor importancia al ser la
dosis inferior al 20 % del máximo, sin embargo puede ser de gran importancia si existen
órganos de riesgo cerca del límite del campo.
El tamaño de campo de radiación se indica con la luz de simulación.
5.4- Curvas de isodosis
Son líneas que unen puntos de igual dosis en un plano de interés. Habitualmente se
representan en algún plano paralelo al haz y que pase por su eje. Otros planos de interés
son los que no pasan por el eje pero son paralelos a él. A veces también se representan
en planos paralelos a la superficie a alguna profundidad. Estas dos últimas
representaciones son importantes para visualizar el aspecto tridimensional de la
distribución de dosis.
Un conjunto de curvas de isodosis se denomina distribución de dosis. El valor asignado
a cada curva de isodosis puede ser un valor cuantitativo en Gy o cGy, o más a menudo,
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un porcentaje con respecto a un valor de referencia. Normalmente el punto de referencia
está a profundidad dmáx y en el eje o en el isocentro.
En este caso el punto de
referencia (100 %) se
encuentra en el cruce de
los tres haces.
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6- Características de los haces de electrones
6.1- Rango
Hay una gran diferencia entre la absorción de fotones y la de electrones. Cuando un haz
de fotones incide sobre un medio absorbente los fotones penetran a todas las
profundidades, aunque el número va disminuye siempre queda alguno. Por otra parte los
electrones penetran sólo hasta cierta profundidad, es decir, tienen un rango máximo.
Las ventajas del uso de haces de electrones son obvias si se considera el tratamiento de
un volumen a una profundidad determinada con un órgano de riesgo inmediatamente
debajo.
Una fórmula empírica para el cálculo del rango máximo es
R (cm) = 0.5 × E0 ( MeV ) − 0.4 ≈
E0 ( MeV )
2
donde R es el rango en centímetros en agua o tejido blando y E 0 es la energía de los
electrones en MeV a la entrada.
La dosis en profundidad cae rápidamente más allá del 80% del máximo, por eso es
necesario incluir el volumen dentro del 85% - 90%. Dicha isodosis define el rango
terapéutico. Aproximadamente
E ( MeV )
Rterap (cm) ≈ 0
3
6.2- Dosis en la piel y profundidad del máximo
Conforme aumenta la energía de los electrones y el tamaño del campo la dosis en piel
aumenta, el máximo se acerca a la superficie y el rango terapéutico aumenta. Para un
campo pequeño (6x6 cm) de 6 MeV la dosis en piel es aproximadamente del 70%,
mientras que para un campo grande (20x20 cm) está sobre el 80%. Para electrones de 20
MeV puede estar comprendida entre el 85% y el 95%.
La profundidad del máximo (dmáx) aumenta con la energía, pero no de una manera
directa. P.e. para el Clinac 2100C y 6 MeV ocurre a 1.4 cm, 12 MeV a 2.8 cm, 16 MeV
a 3.2 cm y 20 MeV a 2.0 cm. El hecho de que a alta energía el máximo se acerque a la
superficie es debido a la lámina dispersora que se coloca a la salida del haz de la
máquina. Esta lámina es necesaria ya que el haz emerge muy estrecho y es necesario
ensancharlo, pero esto ensancha también el espectro de energía del haz.
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6.3- Curvas de dosis en profundidad
Las gráficas muestran la dosis en profundidad para el Clinac 2100C
E 6 MeV
Clinac 2100C
100
100
90
80
80
10x10 cm
70
20x20 cm
16 MeV
6 MeV
P
D
P
%
) 60
(%
P 50
D
P 40
60
40
30
20
20
10
0
0
0
20
40
60
80
0
Profundidad (mm)
20
40
60
80
100
Profundidad (mm)
Obsérvese la variación de la dosis en superficie al variar el tamaño de campo, la caída
de la dosis más allá del 80% y el hecho de que la dosis no llega a caer a cero, si no que
se mantiene en un porcentaje muy pequeño decayendo lentamente. Esto último (la cola)
es debido a la radiación de frenado producida por el haz de electrones.
6.4- Curvas de isodosis
Las figuras muestran distribuciones de isodosis en el eje. Se indica el tamaño del
campo.
6 MeV
)
m
c
(
d
a
d
i
d
n
u
f
ro
p
)
m
c
(
d
a
d
i
d
n
fu
o
r
p
)
m
c
(
d
a
d
i
d
n
u
f
rp
o
25 MeV
16 MeV
Nótese la deformación de la distribución hacia los lados. Esto debe tenerse en cuenta
sobre todo cuando existen campos adyacentes. Nótese también que las curvas para baja
energía son más planas que para alta energía.
Es importante también observar que en los bordes la dosis cae con menos pendiente
para baja energía que para alta, es decir, la penumbra es mayor (esto se representa con
las
líneas de
másque
separadas
bajalos
energía).
Es de
debido
la colimación
última
(aplicador
deisodosis
electrones)
dispersaenmás
electrones
baja aenergía.
Este efecto
se
hace más importante, y la penumbra mayor, cuando aumenta la distancia colimador –
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piel (DCP), por esta razón se recomienda utilizar sólo la DCP para la que han sido
diseñados los colimadores.
6.5- Inhomogeneidades en el tejido
Hasta ahora se ha supuesto que los haces de electrones incidían sobre agua
(aproximadamente músculo). La manera más sencilla de tener en cuenta las
inhomogeneidades (aire o hueso fundamentalmente) es con el espesor equivalente.
Como los electrones del haz interaccionan con los electrones del medio puede decirse
que dos materiales con la misma densidad de electrones (número de electrones por
centímetro cúbico) son equivalentes. De la misma forma puede decirse que el espesor
equivalente a agua de material para la interacción con electrones es proporcional al
Espesor
equivalente agua
=
Espesormaterial
×
densidad material
densidad agua
cociente de su densidad de electrones con respecto a la del agua
Puede calcularse el espesor equivalente y utilizar las tablas para agua.
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7- Dosimetría de técnicas sencillas
7.1- Interpretación de los datos de las unidades de tratamiento
Para cada máquina de tratamiento y cada energía se tiene un conjunto de tablas que
suministran los parámetros dosimétricos relevantes bajo determinadas condiciones
clínicas. Éstas son preparadas por un radiofísico a partir de las calibraciones y otras
medidas.
El problema fundamental consiste en conocer la tasa de dosis en cualquier punto del
medio irradiado (normalmente agua, por similitud con el cuerpo humano). De esta
forma al prescribir una dosis en un determinado punto podemos calcular el tiempo de
irradiación y la dosis en otros puntos de interés
Tasa
de
dosis =
Dosis
Tiempo
⇒ Tiempo de irradiación =
Dosis
Tasa
prescrita
de
dosis
⇒
⇒ Dosis = Tasa de dosis × Tiempo
Partiendo de un punto de referencia (con unas determinadas condiciones de referencia,
tamaño de campo, distancia fuente – superficie, profundidad, etc.) donde conocemos la
tasa de dosis, y dependiendo de la técnica de irradiación, pasamos a calcular la tasa de
dosis en otros puntos teniendo en cuenta la diferencia entre las condiciones reales de
irradiación y las condiciones de referencia (tamaño del campo, profundidad, DFS,
utilización de bandejas, cuñas, ...). Esto se consigue multiplicado la tasa de dosis de
referencia por un conjunto de factores.

z
a
H
Superficie
Punto de referencia
Las condiciones de referencia dependen del protocolo de
calibración que se utilice. Por ejemplo:
Condiciones de referencia
Campo : 10x10 cm
DFS: 80 cm (Co-60) – 100 cm (A.L.)
Profundidad: dmáx (máximo de dosis)
Punto de cálculo
7.1.1- Factor de calibración
Llamamos factor de calibración a la tasa de dosis en el punto de referencia.
Las unidades de baja energía pueden calibrarse en aire. Para ello se utiliza una cámara
de ionización con una caperuza que suministre el espesor necesario para conseguir
equilibrio electrónico. Para alta energía no es recomendable calibrar en aire y se hace en
agua.
En las unidades de Co-60 la tasa de dosis no varía durante el tiempo que dura una
irradiación típica. Por eso para el factor de calibración se utiliza como unidad cGy/min.
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Por supuesto que la tasa de dosis va decayendo conforme pasa el tiempo
(aproximadamente un 1% cada mes).
Sin embargo en los aceleradores lineales la radiación de salida varía debido a la
compleja circuitería que utilizan. Para estabilizar dicha salida y poder medirla se utiliza
una
cámaraque
de va
ionización
planaaque
se coloca
en la cabeza
en elasí
camino
del haz
monitora)
integrándola
lo largo
del tiempo.
Se define
la unidad
de (cámara
monitor
(u.m). como una determinada ionización recogida por esta cámara, sin importar el
tiempo exacto que se tarda en recogerla. Así la unidad utilizada para la tasa de dosis es
cGy/um. De esta forma 100 um (que equivaldrían a p.e. 100 cGy en el máximo) pueden
ser 30 o 32 segundos. En los generadores de rayos X de terapia superficial, dada su baja
energía, no puede utilizarse una cámara monitora, de manera que no es posible conocer
la salida de estas máquinas con precisión.
7.1.2- Factor de retrodispersión
Cuando se utilizan fotones de baja energía (hasta Co-60) se puede calibrar la máquina
determinando la tasa de dosis en aire en vez de en agua con un determinado tamaño de
campo y a una determinada distancia. Se utiliza entonces el factor de retrodispersión
para pasar de la tasa de dosis en aire a la distancia de referencia a la tasa de dosis en
agua a la misma distancia (a la profundidad del máximo).
o
tr
n
e
c
o
s
I
o
c
o
F
ia
c
n
a
t
is
D
z
a
H
z
a
H

Superficie
Punto de calibración
Aire
En el factor de retrodispesión tenemos
en cuenta que la dosis en el máximo
(muy cercano a la superficie) es
debida a la radiación primaria que
llega directamente de la fuente y la
retrodispersada por el agua.
dmáx
Agua
El factor de retrodispersión depende de la energía del haz de fotones y del tamaño del
campo, pero es prácticamente independiente de la DFS.
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7.1.3- Factor de campo
El factor de campo o factor de área se define como la tasa de dosis en agua a la
profundidad de referencia para un tamaño de campo dado dividida por la tasa de dosis
en agua en el mismo punto a la misma profundidad para el tamaño de campo de
2
referencia
(10campo.
x 10 cm ). Se puede tener en cuenta así la variación en la salida al variar
el tamaño de
En las siguientes figuras se muestra la manera de determinar experimentalmente el
factor de área y una gráfica que muestra la variación de éste con el tamaño del campo.
Clinac 2100C - RX 6 MV
1,15
1,10
DFI
o1,05
p
m
a
c 1,00
e
d
r
o
t
c 0,95
a
F
0,90
Superficie
dmáx
0,85
0
5
AGUA
10
15
20
25
30
35
40
Lado campo cuadrado (cm)
Campo de referencia
El
de campo
dependeesbásicamente
de la energía
del haz.
variación
sudecir,
valor
(la factor
pendiente
de la curva)
mayor para campos
pequeños
queLa
para
grandes.enEs
una pequeña modificación en un campo pequeño produce un gran cambio en el tiempo
de tratamiento para suministrar una misma dosis, sin embargo una variación mayor en
un campo grande no produce modificación en el tiempo de tratamiento. Por supuesto
para un campo de 10x10 cm (referencia) el factor de área es la unidad.
El factor de campo se compone a su vez de dos factores, el factor de dispersión del
colimador (Fcol) y el factor de dispersión del maniquí (Fman). El primero se define como
el cociente entre la tasa de dosis en aire de un determinado campo y la tasa de dosis en
aire del campo de referencia y tiene en cuenta la variación en la salida producida al
variar la apertura de los colimadores. El segundo se define como el cociente entre la tasa
de dosis en agua para un campo dado y a la profundidad de referencia y la tasa de dosis
a la misma profundidad para el tamaño de campo de referencia pero sin variar la
apertura de los colimadores. Se divide así la radiación dispersa en dos componentes, la
producida en la cabeza y la producida en el medio irradiado.
Fcampo = Fcol * Fman
El factor de área y el de colimador pueden determinarse experimentalmente, y a partir
de estas medidas puede obtenerse el factor de maniquí.
Pedro Sánchez Galiano. Unidad de radiofísica. Hospital Central de Asturias
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En la figura se muestra la manera de
determinar experimentalmente el factor de
dispersión del colimador.
DFI
AIRE
campo de referencia
Para haces de fotones donde pueda determinarse el factor de retrodispersión (FRD) de
manera precisa el factor de maniquí puede obtenerse como el cociente entre el FRD para
el tamaño de campo dado (r) y el FRD para el campo de referencia (rref = 10 x 10 cm2 ).
Fman ( r ) =
FRD(r )
FRD( r ref )
7.1.4- Porcentaje de dosis en profundidad
Este factor expresa la relación entre la tasa de dosis a una profundidad determinada y la
tasa de dosis a la profundidad de referencia.
Las siguientes figuras muestran la manera de medir experimentalmente el PDP y una
representación gráfica del PDP frente a la profundidad para RX de dos energías distintas
de un acelerador lineal Varian Clinac 2100C.
100
90
s
i
s
o 80
d
e
d
S
F
 
a
z
H
D
Superficie
a
z
H
18 MV
j 70
e
a
t
n
e
c
r 60
o
P
6MV
50
Superficie
dreferencia
Agua
dcálculo
Agua
40
0
5
10
15
20
Profundidad (cm)
El PDP depende de la energía del haz, del tamaño de campo y de la DFS. Para fotones
al aumentar la energía o la DFS aumenta el PDP, es decir, para una misma profundidad
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aumenta la tasa de dosis con respecto a la profundidad de referencia. Al aumentar el
campo aumenta el PDP para Co-60, pero para fotones de alta energía depende de la
profundidad. El máximo también se acerca a la superficie al aumentar el campo. En las
siguientes gráficas se muestra la dependencia del PDP con el tamaño del campo.
Co-60
Clinac 2100C - RX 18 MV
100
100
90
5x5 cm
90
12x12 cm
30x30 cm
) 80
%
(
P
D
P 70
) 80
(%
P
D
P 70
5x5 cm
12x12 cm
40x40 cm
60
60
50
50
0
50
100
150
200
0
20
40
60
80
100
Profundidad (mm)
Profundidad (mm)
La dependencia del PDP con la DFS puede aproximarse con la fórmula de Mayenord.
Ésta funciona mejor con campos pequeños y medianos y alta energía (poca dispersión)
 f + d máx
PDP (d , r , f ) = PDP (d, r , f 0 ) × 
 f0 + d máx
2
2

 f0 + d 
 × 

 f +d 

donde:
PDP(p,r,f) = porcentaje de dosis en profundidad para la DFS = f , con el tamaño de
campo en la superficie r y a la profundidad d.
dmáx = profundidad del máximo de dosis
d = profundidad de cálculo
De forma más general y precisa puede demostrarse la siguiente relación
PDP (d , r, f ) = PDP (d ,
r
F
 r 

 F  ×F
Fman 
, f0 ) ×
Fman ( r )
donde
 f + d máx
F = 
 f 0 + d máx
 2  f0 + d  2
 × 

 f +d 

es el denominado factor de Mayenord.
Para electrones la dependencia es más compleja como vimos.
7.1.5- Razón tejido – aire (TAR) y razón tejido – máximo (TMR)
Estos en
factores
para
cálculos
en técnicas
Si se
de
dosis
aire aselautilizan
distancia
foco
– isocentro,
para isocéntricas.
llegar a la tasa
de parte
dosisde
a la tasa
misma
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distancia pero en agua a una determinada profundidad, se utiliza la razón tejido – aire
(TAR en inglés).
Para alta energía se parte de la tasa de dosis en agua a la distancia foco – isocentro y a la
profundidad del máximo y se llega a la tasa de dosis a la misma distancia pero a otra
profundidad. Se utiliza para esto la razón máximo – tejido (TMR en inglés).
En las siguientes figuras se muestra la manera de medir TAR y TMR.
o
tr
n
e
c
o
s
-I
o
c
o
F
ia
c
n
a
t
is
D
z
a
H
z
a
H
o
tr
n
e
c
o
s
-I
o
c
o
F
ia
c
n
a
t
is
D
z
a
H
z
a
H
Superficie
  
Superficie
Punto de partida
Agua
Aire
Agua
Punto de partida
Agua
TAR
Co-60
TMR
RX
de AL
Estos factores dependen del tamaño de campo y de la profundidad, pero son
prácticamente independientes de la DFP.
Las siguientes gráficas muestran la dependencia de TMR con la profundidad.
Clinac 2100C - RX 6 MV
1,0
Clinac 2100C - RX 18 MV
1,1
1,0
0,9
1,0
5x5 cm
5x5 cm
12x12 cm
12x12 cm
0,9
40x40 cm
40x40 cm
0,9
0,8
R
M0,8
R
M0,8
T
T
0,7
0,7
0,7
0,6
0,6
0,6
0,5
0,5
0
50
100
150
200
0
50
100
150
200
Profundidad (mm)
Profundidad (mm)
Por definición se tiene que el factor de retrodispersión es el caso particular del cociente
tejido – aire a la profundidad del máximo
FRD (r) = TAR (dmáx, r)
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Aplicando las definiciones puede verse que la razón tejido – máximo (TMR) para un
campo r y una profundidad d determinadas y la razón tejido – aire (TAR) para esos
mismos campo y profundidad están relacionados a través del factor de retrodispersión
(FRD).
=
TMR(d, r )
TAR(d , r )
FRD( r )
Además puede demostrarse la siguiente relación entre el cociente tejido – máximo TMR
y el porcentaje de dosis en profundidad (PDP)
 f +d
TMR(d, rd ) = PDP (d , r , f ) × 
 f + d máx
2 F


man (r d ) 

 × 

 F

 man (rd ) 
máx
el tamaño del campo en la superficie (piel), a la distancia fuente – piel f
rsiendo:
f +d 
 , el tamaño del campo a la profundidad d
 f 
 f + d máx 
= r × 
 , el tamaño del campo a la profundidad del máximo de dosis d
máx
f


rd = r × 
rdmáx
7.1.6- Factores de modificación del haz
Hay
tratamientos
que exigen
uso de la
aplicadores
(bandejas para moldes, cuñas,
aplicadores
para electrones)
queelmodifican
salida del haz.
Las bandejas para colocar moldes de plomo (o algún tipo de aleación) de conformación
del haz suelen ser de plástico. Básicamente producen una disminución en un pequeño
porcentaje (2-3 %) en el factor de calibración. Las cuñas suelen estar hechas de algún
material pesado como el plomo y sirven para modificar la distribución de isodosis.
Afectan en gran manera al factor de calibración (30-50 %) y como modifican el espectro
energético del haz también tiene un cierto efecto en el PDP y el TMR. Estos dos
aplicadores, sobre todo las cuñas, aumentan la dosis en la piel debido a los electrones
arrancados, por eso se colocan alejados de ella.
En haces de electrones suelen utilizarse distintos aplicadores para distintos tamaños de
campo. Al cambiar de aplicador, para la misma energía, se modifica el factor de
calibración y el PDP.
7.1.7- Campo cuadrado equivalente
Para haces de fotones las tablas de factor de campo, PDP, TMR. etc., suelen prepararse
en función del lado de un campo cuadrado. En la práctica es habitual trabajar con
campos no cuadrados y suele utilizarse el concepto de campo cuadrado equivalente a un
campo rectangular dado, que se define como aquel que tiene las mismas propiedades
dosimétricas que éste, en particular, mismo factor de campo y mismo PDP. Para Co-60
hay tablas en la bibliografía. Para el resto de energías se suele utilizar la siguiente
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relación para calcular el lado del cuadrado equivalente (campo cuadrado con igual área
e igual perímetro que el campo rectangular original)
Lequivalente =
2X ×Y
X +Y
Para campos irregulares se calcula el
campo
cuadrado
equivalente
dividiéndolo en pequeños sectores y
sumando la contribución de cada
uno (método de Clarkson). Esto
suele hacerse con ayuda de un
programa de ordenador.
7.2- Haces de fotones
Los tratamientos con haces de fotones pueden hacerse con un único haz o con varios
haces, normalmente coplanares (sus ejes están en un mismo plano). La dosis suele
prescribirse en un determinado punto y un volumen se considera bien irradiado si está
incluido dentro de dos isodosis con porcentajes dados respecto a ese punto (p.e. 107 % y
95 %). Cada haz contribuye a la dosis en el punto de prescripción con un determinado
peso que se determina en la planificación del tratamiento. Así en un tratamiento típico
AP-PA se prescribe la dosis a la línea media (la mitad del diámetro del paciente en el
eje de los haces) y ésta se imparte la mitad por el haz anterior y la otra mitad por el
posterior (peso 0.5 para cada haz, es decir 50 %). Pero en ocasiones puede darse el
doble de dosis por un haz que por el otro. Tendríamos un desplazamiento 2/1 (peso 0.67
para un haz y 0.33 para el otro, es decir 67 % y 33 %, en total 100 %).
Para irradiaciones con haces de fotones existen fundamentalmente dos técnicas. En
ambas lo que se pretende es calcular el tiempo de irradiación con las condiciones del
tratamiento (tamaño de campo, profundidad, ...) a partir de los datos de la calibración de
la unidad, es decir, factor de calibración, PDP para una determinada distancia fuente –
piel (normalmente la distancia fuente – isocentro, fref) y para un rango de profundidades
y tamaños
de campo
que abarque
todos los
casos
parade
el maniquí
mismo rango
de
profundidades
y tamaños
de campo,
factor
de prácticos,
colimadorTMR
y factor
para
todo el rango práctico de tamaños de campo y factores de plástico y cuñas. Para ello
tenemos que calcular la tasa de dosis en el punto de prescripción.
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7.2.1- Técnica a distancia fuente piel fija
o
rt
n
e
c
o
s
Ite
n
e
u
F
D
=
e
i
ic
fr
e
p
u
S
te
n
e
u
F
D
z
a
H
En esta técnica se sitúa la superficie del paciente a
una distancia determinada (normalmente en el
isocentro, 80 cm en Co-60, 100 cm en AL) y se
especifica la dosis a una determinada profundidad
(p.e. en la línea media, es decir, a mitad del
diámetro).
Profundidad
Paciente
Para calcular el tiempo de tratamiento, una vez prescrita la dosis, es necesario conocer
la tasa de dosis en el punto de cálculo. Para llegar a ella partimos de la tasa de dosis de
referencia y aplicamos una serie de factores.
Tiempo
de
irradiación =
Dosis
Tasa
Tasa
prescrita
de
dosis
de dosis = Fcal × Fcol (ric ) × Fman (r ) × Fmod × PDP (d , r , f ) × ICD dfp
donde
Fcal = factor de calibración, es decir, tasa de dosis con las condiciones de referencia
(DFS = DFI, campo 10x10cm, profundidad del máximo).
Fcol (ric) = factor de dispersión del colimador para el tamaño de campo en el isocentro
Fman (r) = factor de dispersión del maniquí para el tamaño de campo en la piel
Fmod = factor de plástico y factor de cuña
PDP (d,r,f) = porcentaje de dosis en profundidad para la distancia fuente – piel f (si es
distinta de fref debe corregirse PDP), el tamaño de campo en piel r, y la profundidad d.
ICDdfp = factor del inverso del cuadrado de la distancia
f
+ d ref
ICDdfp =  ref
 f + d ref



2
, f ref y d ref son la distancia fuente – piel y la profundidad
de referencia respectivamente.
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



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Para calcular el tamaño de campo a las distintas profundidades se utiliza la relación
geométrica
d
c
D
C
C = c× D
d
En el caso habitual de colocar el isocentro de la unidad en la piel del paciente resultaría
Tasa
de dosis = Fcal × Fcol (r ) × Fman ( r ) × Fmod × PDP (d , r , fref )
y se utilizaría la tabla de PDP sin corregir.
Para calcular en cualquier otro punto en el eje distinto de donde se especifica la dosis
sólo es necesario conocer la profundidad del punto en cuestión y aplicar el porcentaje de
dosis en profundidad correspondiente.
7.2.2- Técnica isocéntrica
z
a
H
o
tr
n
e
c
o
s
Ite
n
e
u
F
D
Las unidades de tratamiento modernas
son isocéntricas, es decir, todos sus ejes
(brazo, colimador y pie de la mesa) se
cortan en un punto, el isocentro. Si se
coloca éste en la zona a irradiar giremos
hacia donde giremos siempre estaremos
apuntando a la misma zona. Esto facilita
la realización de los tratamientos donde
se utilizan dos o más campos.
Profundidad
Paciente
Para calcular el tiempo de tratamiento, una vez prescrita la dosis, es necesario conocer
la tasa de dosis en el punto de cálculo. Para llegar a ella partimos de la tasa de dosis de
referencia y aplicamos una serie de factores.
Tiempo
de
irradiación = Dosis prescrita
Tasa de dosis
Tasa de dosis = Fcal × Fcol ( ric ) × Fman (rd ) × Fmod × TMR(d , rd ) × ICD ic
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donde
Fcal = factor de calibración, es decir, tasa de dosis con las condiciones de referencia
(DFS = DFI, campo 10x10cm, profundidad del máximo).
Fcol (ric) = factor de dispersión del colimador para el tamaño de campo en el isocentro
man (rd) = factor de dispersión del maniquí para el tamaño de campo a la profundidad de
Fcálculo
d
Fmod = factor de plástico y factor de cuña
TMR (d,rd) = cociente tejido - máximo para la profundidad d y tamaño de campo a
dicha profundidad rd
ICDic = factor del inverso del cuadrado de la distancia
 f ref + d ref
ICDic = 
 DFPC





2
, fref y dref son la distancia fuente – piel y la profundidad de
referencia respectivamente, y DFPC la distancia fuente –
punto de cálculo.
La fórmula anterior es general con lo que puede utilizarse también para calcular en
puntos en el eje distintos del isocentro.
Con la técnica isocéntrica, debido a la menor distancia fuente – piel, se empeora
ligeramente la distribución de dosis, pero se compensa con la mayor facilidad de
realización. Por ejemplo, para una unidad de Co-60 y un campo de 8x8 cm en el
isocentro si se especifica la dosis a 7 cm de profundidad, con la técnica isocéntrica
tenemos a 1 cm de profundidad un 1.8 % más de dosis que con la técnica a DFS fija, y
un 1 % menos de dosis a 13 cm de profundidad.
Para calcular en puntos fuera del eje, tanto en la técnica a distancia fuente – piel fija
como en la isocéntrica, se debe multiplicar la tasa de dosis en el eje central a la misma
profundidad por una función que tenga en cuenta la variación al desplazarse
perpendicularmente al eje. Dicha función depende de la profundidad y de la distancia al
eje, FFE (d, x), y se define como el cociente entre la tasa de dosis en el punto de interés
fuera del eje y la tasa de dosis en el eje central a la misma profundidad. En la práctica
esta función se deduce de los perfiles de dosis a distintas profundidades para el tamaño
de campo máximo (p.e. 40 x 40 cm2).
7.3- Haces de electrones
Los tratamientos
con electrones,
su escasa
se realizan
único
haz,
aunque en ocasiones
puedan dada
solaparse
variospenetración,
haces (p.e. debido
a uncon
granuntamaño
de campo). Por supuesto, si en un mismo paciente es necesario irradiar varios
volúmenes se deben utilizar varios campos.
Estos tratamientos se realizan a la distancia fuente – isocentro, y se recomienda no
utilizar otra distancia a no ser que sea estrictamente necesario. Caso de utilizar una
distancia distinta a la de referencia hay que tener en cuenta que la tasa de dosis no
disminuye de acuerdo con la ley del inverso del cuadrado de la distancia como en el
caso de los fotones. Lo habitual es determinar experimentalmente la posición del
denominado foco virtual, es decir, el punto desde donde se cumple la ley del inverso del
cuadrado
de la distancia, que podrá estar más cerca o más lejos del isocentro que el foco
real de radiación.
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Usualmente se prescribe la dosis en la isodosis de referencia (p.e. 90 % de la dosis en el
máximo) en vez de a una profundidad determinada.
Para calcular el tiempo de tratamiento, una vez prescrita la dosis, es necesario conocer
la
tasadedereferencia
dosis enylaaplicamos
isodosis de
Para llegar a ella partimos de la tasa de
dosis
unareferencia.
serie de factores.
Tiempo
de
irradiación =
Dosis
Tasa
prescrita
de
dosis
Tasa de dosis = Fcal × Fcampo × Faplic × CI × ICDe
donde
Fcal = factor de calibración, es decir, tasa de dosis con las condiciones de referencia
(DFS
10x10cm,
profundidad
máximo).el cociente entre la tasa de dosis
Fcampo ==DFI,
factorcampo
de campo,
es decir,
para cadadel
aplicador,
a la profundidad de referencia para un campo dado y la tasa de dosis a la misma
profundidad para el tamaño de campo nominal de dicho aplicador
Faplic = factor de aplicador, es decir, el cociente entre la tasa de dosis a la profundidad de
referencia para un aplicador dado y la tasa de dosis a la misma profundidad para el
aplicador de referencia (10 x 10 cm2)
CI = isodosis de referencia (0.9 en el caso de que sea el 90%)
ICDe = factor de inverso del cuadrado de la distancia
2
ICDe =  fv + d ref 
 f + d ref 
, fv es la distancia del isocentro al foco virtual, dref la
profundidad de referencia y f la distancia de tratamiento
(foco virtual – piel).
Un mismo campo con dos aplicadores distintos da como resultado dos tasas de dosis
distintas, y por tanto dos tiempos de tratamiento distintos.
7.4- Ejemplos
1- Calcúlense las unidades de monitor necesarias para impartir a un paciente 200 cGy
a 10 cm de profundidad, con un tamaño de campo de 15 x 15 cm 2 y a 100 cm de
distancia fuente – piel, con RX de 6 MV de un acelerador lineal calibrado para dar
0,978 cGy/um en un maniquí a la profundidad de referencia de 1,4 cm, a 100 cm de
DFS y con un tamaño de campo de 10 x 10 cm2.
Deben conocerse los siguientes datos:
Fcol (15) = 1,022
Fman (15) = 1,013
PDP(10,15,100) = 0,651 es decir 65,1%
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Entonces se tiene
Tasa de dosis = Fcal × Fcol ( ric ) × Fman ( r ) × Fmod × PDP (d , r , f ) × ICD dfp
Tasa
de
Tiempo =
dosis = 0,978 ×
Dosis
=
Tasa
1,022 × 1,013 × 1 × 0,651 × 1 = 0,659
200
= 303
0,659
cGy / um
um
2- Supóngase que el tratamiento anterior ha de realizarse a 110 cm de distancia fuente
– piel. ¿Cuántas unidades de monitor son necesarias?
El tamaño del campo en la piel es 15 x 15 cm 2, pero la abertura de los colimadores es la
correspondiente a un campo de 13,6 x 13,6 cm2 en el isocentro.
100
=
Co lim ador 15 110 13,6
En estas condiciones se tiene
=
×
cm
Fcol (13,6) = 1,012
Fman (15) = 1,013
PDP(10,15,110) = 0,662 es decir 66,2%
2
ICDdfp
 100 + 1,4 
=
 = 0,829
 110 + 1,4 
Y así queda
Tasa
de
Tiempo =
dosis = 0,978 ×
200
= 364
0,550
1,012 × 1,013 × 1 × 0,662 × 0,829 = 0,550
cGy / um
um
3- Se quieren administrar 180 cGy a un paciente utilizando la máquina anterior y 2
campos conformados opuestos con técnica isocéntrica (misma dosis por ambos
campos). El isocentro queda a 11 cm de profundidad desde la entrada del primer
campo y a 12 cm desde el segundo (diámetro 23 cm). El tamaño es de 8 x 8 cm 2
para los dos campos.
Deben conocerse los siguientes datos:
Fcol (8) = 0,991
Fman (8) = 0,985
TMR(11,8) = 0,729
TMR(12,8) = 0,697
Fmod = 0,997 (factor de bandeja de moldes)
2
ICDic 1
 100 + 1,4 
=
 = 1,028
 100 
Pedro Sánchez Galiano. Unidad de radiofísica. Hospital Central de Asturias
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Entonces
Tasa
de dosis = Fcal × Fcol ( ric ) × Fman (rd ) × Fmod × TMR(d , rd ) × ICD ic
Tasa1 = 0,978 × 0,991 × 0985 × 0,997 × 0,729 × 1.028 = 0,713
cGy / um
Tasa 2 = 0,978 × 0,991 × 0985 × 0,997 × 0,697 × 1.028 = 0,682
Dosis
90
Tiempo1 =
=
= 126 um
Tasa
0,713
cGy / um
Tiempo 2 =
90
= 132
0,682
um
4- Calcúlense las unidades de monitor necesarias para impartir a un paciente 200 cGy
con electrones de 9 MeV de un acelerador lineal calibrado de forma que suministra
1,032 cGy/um a la profundidad del máximo de dosis para un aplicador de 10 x 10
2
cm
a 100y el
cmtamaño
de distancia
fuente
– piel.esLadepiel
se coloca
en el
isocentro
del campo
a irradiar
15 xdel
15 paciente
cm 2, la dosis
se prescribe
en la isodosis del 90%.
Deben conocerse los siguientes datos:
Fcampo = 1 (campo nominal del aplicador 15 x15)
Faplicador (15 x 15) = 0,995
Se tiene así
Tasa de dosis = Fcal × Fcampo × Faplic × CI × ICDe
Tasa de dosis = 1,032 × 1 × 0,995 × 0,9 × 1 = 0,924
Tiempo =
200
= 216
0,924
cGy / um
um
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8- Planificación de tratamientos
8.1- Haces simples
8.1.1- Alteración de las curvas de isodosis por la forma del contorno
En la figura se muestra un haz de Co-60 de 10x10 cm incidiendo sobre una superficie
curva. Las líneas a trazos son para el mismo haz incidiendo sobre una superficie plana.
El isocentro se encuentra en el punto X (DFI = 80 cm).
Por el punto P pasaría la isodosis del 100
% si la superficie fuera plana, pero como
“faltan” 1.7 cm de tejido la profundidad es
menor y la dosis se incrementa. Lo
contrario ocurre para el punto Q.
Una forma sencilla de calcular la diferencia entre las dosis para la superficie virtual
plana y la real curva es el método de la razón de TMR (o de TAR). Así la dosis real en P
es aproximadamente un 8.3 % mayor que la superficie plana:
Dcurva
=
D plano ×
TAR( p = 6.6cm)
TAR( p = 8.3cm)
=
D plano ×1.083
8.1.2- Utilización de cuñas
Para compensar la “falta” de tejido en un contorno curvo pueden utilizarse filtros en
forma de cuña que disminuyen la intensidad del haz de manera continua a lo ancho del
campo. La parte gruesa debe situarse hacia el lado donde “falta” el tejido. Suelen
construirse con materiales pesados para reducir su espesor, y por tanto deben alejarse de
la piel para evitar que aumente la dosis en ella.
Perfiles típicos de cuñas
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cuña
eq. tejido
aire
sin bolus
eq. tejido
piel
protegida
bolus
material compensador
En la figura se compara la
irradiación de un volumen en
un contorno curvo. Para evitar
la inhomogeneidad se utilizan
bolus, o puede colocarse
material compensador alejado
de la piel, con lo cual el
máximo se produce por debajo
de ella y queda protegida.
.
α
= 45º
El ángulo de cuña se define en la
inclinación de la isodosis del 50 % con
la horizontal
Es importante tener en cuenta que la atenuación producida por la cuña (factor de cuña)
es muy grande.
8.1.3- Corrección para inhomogeneidades en el tejido
En el cuerpo existen distintos tejidos con distintas propiedades (composición, densidad,
densidad electrónica, ...) que responden de forma distinta a la radiación. Básicamente
conviene distinguir músculo (prácticamente agua), hueso, pulmón, grasa y aire.
Existen tres causas por la que la dosis cambia en y cerca de una inhomogeneidad.
Primero, la atenuación de la radiación primaria es distinta. Esto afecta a la dosis en la
inhomogeneidad y debajo de ella. Segundo, se altera el patrón de radiación dispersa.
Esto afecta también al tejido por encima de la inhomogeneidad debido a la
retrodispersión. Estos dos efectos se agravan con baja energía. La tercera alteración se
produce en el flujo de electrones secundarios, ya que se pierde el equilibrio electrónico
en y cerca de las interfaces. Si se pasa de un tejido menos denso a otro más denso
(pulmón -> tumor, paso de la tráquea) se produce una región de acumulación
(disminución de dosis) en este último. Por el contrario, si se pasa de un tejido más denso
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a otro menos denso (hueso -> músculo, pared costal -> pulmón)), la dosis en el último
aumenta.
músculo hueso músculo
haz
dosis
profundidad
Para tener en cuenta las inhomogeneidades puede utilizarse el método del TMR
equivalente. Primero se calcula para el punto en cuestión la profundidad equivalente en
agua, dividiendo por la densidad electrónica de la inhomogeneidad y multiplicando por
la del agua. La dosis en dicho punto se halla multiplicando por el TMR correspondiente
a la profundidad equivalente y dividiendo por el TMR correspondiente a la profundidad
real.
Músculo
Pulmón
Haz de Co-60
10x10 cm DFS=80 cm


A
x
5 cm
7 cm
B
x
Músculo
C
x
11 cm
Punto
Espesor real
Espesor
equivalente
A
5
5
1
B
7=5+2
5.6
1.066
C
11 = 5 + 4 + 2
8.2
1.137
TMR(profreal)/
TMR(profequiv)
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8.2- Combinación de haces
Cuando se irradia con más de un haz la dosis en cualquier punto es la suma de la
contribución de cada haz individual. En las figuras se muestra la suma de dos haces
opuestos, uno con técnica DFS fija y otro a isocentro. Las líneas a trazos son las
isodosis para cada haz individual, y las líneas continuas para la suma de los dos.
Aparece el conocido patrón de arena.
En la distribución de la izquierda (DFS fija) se ha normalizado en cada máximo (100 %
en el máximo de cada haz). En la de la derecha se ha hecho lo mismo en el isocentro
(100 % en el isocentro).
Existen muchas combinaciones de haces, algunas de ellas se ven a continuación.
8.2.1- Dos haces opuestos
En las siguientes gráficas se muestra la variación de la dosis en el eje para distintos
espesores y distintas energías.
separación 30 cm
a
v
i
t
a
l
e
r
s
i
s
o
d
separación 20 cm
separación 20 cm
Puede verse que cuando el
espesor
es pequeño
la dosis
se mantiene
homogénea
con
baja energía e inhomogénea
con alta energía, al contrario
que con espesores grandes.
Cuando se pesa un haz con
respecto al otro el mínimo se
desplaza hacia el haz menos
pesado.
dosis dada
profundidad
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Las siguientes gráficas muestran las distribuciones de dosis en un plano perpendicular al
eje en el isocentro para un haz de Co-60 y otro de 25 MV.
La dosis es más homogénea y
la penumbra menor para alta
energía.
8.2.2- Pares de haces opuestos en ángulo recto
Una técnica habitual consiste en utilizar cuatro campos perpendiculares entre sí.
gradiente
de dosis
dosis
uniforme
Si el cruce de los haces no se hace en la mitad del paciente es necesario pesar de manera
distinta para evitar la inhomogeneidad en la distribución de la dosis.
En las siguientes distribuciones se muestra la mejora en la homogeneidad de la dosis
recibida por el volumen planificado al pasar de la técnica con dos campos a la de cuatro.
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8.2.3- Pares de haces opuestos en otros ángulos
En ocasiones debido a la forma del volumen de planificación es necesario angular los
pares.
En los siguientes gráficos se muestran dos distribuciones, una con los pares angulados
50º y la otra 110º. La zona de homogeneidad (aproximadamente hasta el 90 %) toma
forma romboidal.
8.2.4- Campos angulados y pares con cuñas
Cuando se quiere irradiar un volumen cercano a la superficie pueden utilizarse dos
haces angulados.
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La zona de dosis elevada está por encima del cruce de los haces. Puede verse que la
distribución se mejora con la utilización de cuñas. También puede observarse el cambio
en la región homogénea al variar el ángulo.
8.2.5- Técnica con tres campos
La inhomogeneidad producida por la utilización de dos campos angulados puede
reducirse utilizando un tercer campo.
También podrían utilizarse dos haces opuestos, con o sin cuñas, y un tercer haz
perpendicular a ambos.
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8.2.6- Arcoterapia
Las unidades isocéntricas son capaces de girar durante la irradiación. Al utilizar esta
técnica el volumen total irradiado es mayor pero la dosis media es menor.
En las siguientes figuras se muestran las distribuciones para un tratamiento con un único
arco y con dos arcos.
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8.3- El proceso radioterápico
El proceso radioterápico comprende desde que el paciente es diagnosticado hasta que
acaba el seguimiento, y en él interviene un equipo multidisciplinar formado por
médicos, físicos, dosimetristas, técnicos, enfermeros y personal auxiliar. Cada eslabón
de la cadena es importante, y si uno de ellos falla el proceso entero puede fallar.
Seguimiento
Diagnóstico
Decisión de la utilización de RT
Tratamiento
Simulación
Toma de datos
Planificación del tratamiento

Determinación de
volúmenes y
prescripción de dosis
Una vez diagnosticado el paciente hay que tomar la decisión de la conveniencia de
administrar un tratamiento de radioterapia. Si la decisión es positiva se recogen los
datos anatómicos y clínicos que sean necesarios. Con esta información se prescribe el
tratamiento. La prescripción debe incluir la definición de la intención de la radioterapia,
los volúmenes considerados, la dosis y el fraccionamiento.
Según recomienda la ICRU (International Commisssion on Radiation Units and
Measurements) para definir los volúmenes implicados se empieza por localizar el GTV
(Gross Target Volume, volumen blanco en bruto) que se define como el volumen
tumoral palpable o visible.
Para tener en cuenta la enfermedad subclínica se define el CTV (Clinical Target
Volume, volumen blanco clínico) que incluye al GTV y/o la zona de enfermedad
microscópica subclínica que tiene que ser eliminada. El CTV es un concepto clínico y
por tanto independiente de la unidad de tratamiento que se elija.
Es necesario ampliar los márgenes del CTV para tener en cuenta movimientos del
paciente y variaciones en el posicionamiento y poder asegurar que la dosis prescrita se
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recibe realmente en el CTV. Esto se hace definiendo el PTV (Planning Target Volume,
volumen blanco de planificación). El PTV es un concepto geométrico y se utiliza para la
planificación dosimétrica, es decir, la elección de la técnica de tratamiento (número de
haces, energía, tamaño de campo, angulación, etc.).
Por último se definen el volumen tratado (VT) como aquel englobado por una superficie
de isodosis adecuada, seleccionada por el radioterapeuta para conseguir el propósito del
tratamiento, y el volumen irradiado (VI) como aquel que recibe una dosis considerable
en relación a la tolerancia normal del tejido.
En la siguiente figura se representan esquemáticamente los distintos volúmenes.
GTV
CTV
PTV
VT
VI
En las siguientes imágenes se muestra una posible secuencia en la determinación de
volúmenes. La imagen superior corresponde a una radiografía AP y la inferior a un
corte transversal de TC. Las estructuras superiores e inferiores al corte se proyectan
sobre él.
Existe una zona tumoral visible en la
radiografía.
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El GTV incluye la región hilar derecha y se
extiende al pulmón
Los nodos linfáticos mediastínicos se
consideran de riesgo (CTV2). Se decide
irradiar conjuntamente CTV1 y CTV2 (CTV).
Se amplía el GTV para tener en cuenta
enfermedad subclínica (CTV1)
Se elige como referencia externa para localizar la zona
irradiar el esternón. Como el CTV se moverá con la
respiración y habrá ligeras modificaciones en el
posicionamiento diario a lo largo del tratamiento, se amplían
los márgenes del volumen con vistas a la planificación
(PTV). Nótese que el PTV incluye tejido sano (pared costal).
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También se definen los órganos de riesgo como zonas de tejido sano tales que su
sensibilidad a la radiación puede influenciar significativamente la planificación del
tratamiento y/o la dosis prescrita. Al igual que para el PTV, deben tenerse en cuenta
posibles movimientos durante el tratamiento y variaciones en el posicionamiento diario.
Deben especificarse los límites de dosis admitidos.
Cuando se utiliza una técnica estandarizada (protocolo) normalmente es posible durante
la prescripción conocer suficientemente la distribución de dosis final como para que no
halla variaciones durante la planificación. Sin embargo en tratamientos no
estandarizados puede no ser posible impartir la dosis prescrita en los volúmenes
especificados, por ejemplo por limitaciones debidas a los órganos de riesgo.
La dosis en el PTV debe ser lo más homogénea posible ya que en caso contrario el
control tumoral puede verse comprometido. Además la comparación de series de
pacientes puede resultar imposible. Es inevitable aceptar cierto grado de
heterogeneidad. En la mejores condiciones clínicas y técnicas el PTV debería estar
comprendido entre el +7 % y el –5 % de la dosis prescrita. Si no se consigue lo anterior
es responsabilidad del radioterapeuta aceptar o no el tratamiento.
En las siguientes figuras se muestra un mismo PTV tratado con tres técnicas distintas.
El volumen tratado se define con la isodosis del 95 % y el volumen irradiado con la del
20 %.
En ocasiones zonas de dosis alta pueden resultar beneficiosas, sobre todo si se
encuentran en el GTV. En cualquier caso para tratamientos paliativos puede aceptarse
una distribución más heterogénea que para tratamientos radicales.
Con el fin de informar el tratamiento, se elige un punto de referencia (punto ICRU) tal
que la dosis en él sea representativa de la dosis en el PTV, sea fácil de definir, sea
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posible determinar la dosis en él de manera precisa y no esté en una zona de alto
gradiente de dosis. Esto se consigue fácilmente si se elige dicho punto en el eje central
de los haces y cerca del centro del PTV. En caso de haber dificultades para localizar el
punto ICRU se utiliza como criterio preferente el colocarlo en el centro del PTV.
Además debe indicarse, en el PTV y en los órganos de riesgo, la dosis máxima, la
mínima y la media así como los puntos calientes (zonas con dosis por encima de la
dosis prescrita). Los volúmenes cuyo diámetro mínimo esté por debajo de 15 mm no se
consideran clínicamente significativos, salvo excepciones como el ojo, nervio óptico,
laringe, etc.
En las siguientes figuras se muestran ejemplos de localización del punto ICRU ( •) y de
la variación de la dosis en el PTV (el máximo se indica con *). Las distribuciones están
hechas con RX de 8 MV.
∆
DPTV = 114% - 86%
∆
∆
DPTV = 105% - 95%
∆
DPTV = 102% - 95%
∆
DPTV = 102% - 95%
DPTV = 108% - 90%
∆
DPTV = 106% - 79%
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En todos los casos, salvo en el último, el punto ICRU se localiza en el centro del PTV y
en el punto de intersección de los haces. En el último caso la distribución está
normalizada en el isocentro, el punto ICRU recibe el 108% de la dosis y el PTV entre el
114% y el 85% (respecto al punto de normalización) o entre el 106% y el 79% (respecto
al punto ICRU).
En las siguientes figuras se muestra un tratamiento conservador de mama. Existen dos
PTV (cada uno con su punto ICRU), uno la mama, y el otro la fosa supraclavicular y los
nodos linfáticos de la axila.
ICRU define tres tipos de tratamientos desde el punto de vista de la evaluación
dosimétrica. Nivel 1: sólo se conoce la dosis en el punto ICRU y su variación a lo largo
del eje central. Nivel 2: se conoce la distribución de dosis en uno o varios planos. Nivel
3: se conoce la distribución de dosis en volumen. Se supone que el hecho de conocer
una distribución en 2D o 3D implica poder tomar decisiones a partir de dicha
información.
Una vez planificado el tratamiento se simula previo al inicio. Para ello se utiliza un
equipo de RX telemandado con radioscopia capaz de reproducir todos los movimientos
de las unidades de tratamiento (simulador). Este equipo puede utilizarse también para la
recogida de datos necesaria para la planificación.
La recogida de información, planificación geométrica y simulación pueden realizarse al
mismo tiempo con un simulador.
Se fabrican los dispositivos de inmovilización (para asegurar la reproducibilidad del
posicionamiento) y, sin son necesarios, los moldes para conformar los campos
irregulares.
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             


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Máscara termoplástica
Inmovilización
Soporte de cabeza
Los moldes de conformación del haz de radiación se realizan con una aleación de
plomo. Su tamaño depende de las distancias relativas de la unidad de tratamiento y su
espesor de la energía.
Molde
Campo irregular
Una alternativa a los moldes es la utilización de los colimadores multiláminas.
Finalmente se lleva a cabo el tratamiento. Considerando que la mayor parte son
fraccionados a lo largo de varias semanas, es imprescindible reproducir todas las
condiciones de la planificación en cada sesión.
Una forma de asegurar, en la medida de lo posible, el correcto posicionamiento diario
del paciente es la utilización de marcas externas que indiquen la situación de los láseres
en el momento de la planificación.
En el siguiente dibujo se muestra un ejemplo de error en el posicionamiento que se
podría evitar (o minimizar) con la utilización de los láseres.
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láser
Todo el proceso debe ir acompañado de un plan para la garantía de la calidad.
Pedro Sánchez Galiano. Unidad de radiofísica. Hospital Central de Asturias
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9- Bibliografía
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and Sons, Inc. 1986.
F.M. Khan, “The physics of radiation therapy (2º edition)”, Willians & Wilkins, 1994.
Este documento ha sido realizado sin ningún ánimo de lucro. Alguna de las imágenes ha sido adaptada
de las anteriores publicaciones.
Oviedo, febrero de 2001.
Revisión octubre 2001
Pedro Sánchez Galiano. Unidad de radiofísica. Hospital Central de Asturias
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