Radiofísica para Técnicos en Radioterapia y Dosimetría

Elementos de radiofísica
para técnicos superiores en radioterapia y dosimetría
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Elementos de radiofísica
para técnicos superiores
en radioterapia y dosimetría
Luis Núñez Martín
Jefe de servicio
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda
Majadahonda, Madrid, España
© 2016 Elsevier España, S.L.U.
Avda. Josep Tarradellas, 20-30, 1.°
08029 Barcelona, España
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El Editor
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
Prólogo xv
Prefacio xvi
Colaboradores
xvii
PARTE 1 • Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
CAPÍTULO 1
CAPÍTULO 2
CAPÍTULO 3
Estructura de la materia y transformaciones nucleares���������������������������������2
María Pinto Monedero, Julia Garayoa Roca y Ruth Rodríguez Romero
1. INTRODUCCIÓN 2
2. ESTRUCTURA ATÓMICA. MODELOS DE ÁTOMOS 2
2.1. Modelo atómico de Dalton 2
2.2. Modelo atómico de Thomson 3
2.3. Modelo atómico de Rutherford 3
2.4. Modelo atómico de Bohr 3
2.5. Modelo atómico actual 4
3. ESTRUCTURA NUCLEAR 4
3.1. Estabilidad nuclear 5
4. TRANSFORMACIONES NUCLEARES. TIPOS DE DESINTEGRACIONES NUCLEARES
4.1. Desintegración b− 6
4.2. Desintegración b+ 6
4.3. Captura electrónica 6
4.4. Desintegración a 6
4.5. Desintegración g 7
5. RADIACIONES ATÓMICAS Y NUCLEARES 7
6. ISÓTOPOS RADIACTIVOS. NUCLEIDOS NATURALES Y ARTIFICIALES 7
7. ACTIVIDAD Y DESINTEGRACIÓN. LEY DEL DECAIMIENTO RADIACTIVO 8
7.1. Período de semidesintegración 9
7.2. Tiempo de vida medio 9
8. RESUMEN 9
5
v
Interacción radiación-materia��������������������������������������������������������������������11
Julia Garayoa Roca, María Pinto Monedero y Patricia Sánchez Rubio
1. INTRODUCCIÓN 11
2. TIPOS DE RADIACIÓN. RADIACIÓN ELECTROMAGNÉTICA Y RADIACIÓN CORPUSCULAR
2.1. Radiaciones ionizantes 12
3. INTERACCIÓN DE LOS FOTONES CON LA MATERIA 12
3.1. Atenuación de un haz de fotones: coeficientes de atenuación másicos 13
3.2. Efecto fotoeléctrico 13
3.3. Efecto Compton 15
3.4. Creación de pares electrón-positrón 16
3.5. Otras interacciones de los fotones: dispersión de Rayleigh
e interacciones fotonucleares 16
4. INTERACCIÓN DE LAS PARTÍCULAS CARGADAS CON LA MATERIA 17
4.1. Poder de frenado 17
4.2. Pérdidas energéticas por colisión 18
4.3. Pérdidas energéticas por emisión de radiación de frenado 18
4.4. Pérdidas energéticas en interacciones nucleares 18
4.5. Interacciones de los electrones con la materia 19
5. INTERACCIÓN DE LOS NEUTRONES CON LA MATERIA 19
6. RESUMEN 20
11
Magnitudes y unidades radiológicas����������������������������������������������������������21
Patricia Sánchez Rubio, Jaime Martínez Ortega y María Monedero Pinto
1. INTRODUCCIÓN 21
2. EL SISTEMA INTERNACIONAL (SI) DE UNIDADES 21
2.1. Unidades derivadas de interés para la detección y la medida de la radiación 21
2.2. Múltiplos y submúltiplos del SI. La notación científica 22
Índice de capítulos

3. MAGNITUDES Y UNIDADES RADIOLÓGICAS EN RADIOTERAPIA 23
3.1. Magnitudes radiométricas 23
3.2. Coeficientes de interacción 24
3.3. Magnitudes dosimétricas 26
3.4. Magnitudes y unidades en radiactividad 27
4. MAGNITUDES ESPECÍFICAS EN PROTECCIÓN RADIOLÓGICA 28
4.1. Equivalente de dosis 28
4.2. Magnitudes limitadoras 29
4.3. Magnitudes operacionales 30
5. RESUMEN 31
CAPÍTULO 4
vi
Detección y medida de la radiación�����������������������������������������������������������32
Patricia Sánchez Rubio, Jaime Martínez Ortega y María Monedero Pinto
1. INTRODUCCIÓN 32
2. DETECCIÓN Y MEDIDA 32
2.1. Modelo simplificado de detector 32
2.2. Modos de operación 33
2.3. Resolución en energía 33
2.4. Eficiencia 34
2.5. Tiempo muerto 35
3. TIPOS DE DETECTORES 36
3.1. Detectores de ionización gaseosa 36
3.2. Estructura de bandas en los sólidos 39
3.3. Detectores de semiconductor 40
3.4. Detectores de luminiscencia 41
3.5. Detectores de película 44
3.6. Detectores de neutrones 47
4. DETECTORES EN EL ÁMBITO HOSPITALARIO 47
4.1. Sistemas de dosimetría en radioterapia 48
4.2. Monitores de radiación ambiental 48
4.3. Monitores de contaminación 48
4.4. Dosímetros personales 49
5. RESUMEN 49
PARTE 2 • EQUIPAMIENTO RADIOTERÁPICO
CAPÍTULO 5
CAPÍTULO 6
CAPÍTULO 7
Equipos de simulación�����������������������������������������������������������������������������52
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN 52
2. OBJETIVOS 52
3. SIMULADOR CONVENCIONAL 53
3.1. Principios de funcionamiento 53
4. SIMULADOR TC 54
4.1. Principios de funcionamiento de un equipo de TC 54
4.2. Simulador virtual 59
5. RESUMEN 60
Equipos de tratamiento en teleterapia�������������������������������������������������������61
Jaime Martínez Ortega, Ruth Rodríguez Romero y Pablo Castro Tejero
1. INTRODUCCIÓN 61
2. TELETERAPIA 61
2.1. Objetivos de las máquinas de tratamiento en teleterapia 61
2.2. Evolución histórica 61
2.3. Equipos de terapia superficial 62
2.4. Unidades de cobalto-60 66
2.5. Aceleradores lineales de electrones 70
2.6. Aceleradores circulares de partículas 79
3. RESUMEN 80
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen
en radioterapia����������������������������������������������������������������������������������������81
Ruth Rodríguez Romero, Pablo Castro Tejero y Jaime Martínez Ortega
1. INTRODUCCIÓN 81
2. GENERALIDADES 81
3. EVOLUCIÓN HISTÓRICA 84
Índice de capítulos
4. SISTEMAS DE IMAGEN RADIOLÓGICA BIDIMENSIONAL 85
4.1. Imágenes portales 87
4.2. Imágenes de rayos X de kV 97
5. SISTEMAS DE IMAGEN RADIOLÓGICA TOMOGRÁFICA O VOLUMÉTRICA
5.1. Tomografía computarizada convencional en sala 102
5.2. Tomografía computarizada de haz cónico 102
5.3. Tomografía computarizada de haz de MV en abanico 103
6. SISTEMAS BASADOS EN RADIACIONES NO IONIZANTES 104
6.1. Imagen por resonancia magnética 104
6.2. Imagen por ecografía 106
6.3. Localización por infrarrojo 107
6.4. Localización por radiofrecuencia 109
6.5. Imagen por cámara de vídeo 109
7. RESUMEN 110
CAPÍTULO 8
101
Informática y comunicaciones�����������������������������������������������������������������112
Alberto Sánchez-Reyes Fernández y Manuel Tudanca Hernández
1. INTRODUCCIÓN 112
2. INFRAESTRUCTURA INFORMÁTICA EN LOS DEPARTAMENTOS DE RADIOTERAPIA:
ORGANIZACIÓN Y PROCESO RADIOTERÁPICO 112
2.1. Equipos informáticos 112
2.2. Componentes fundamentales de un ordenador 114
2.3. Topología de las redes 115
2.4. Internet e Intranet 116
2.5. Proceso radioterápico 117
2.6. ¿Hacia un proceso sin papeles? 119
3. COMUNICACIONES, COMPUTACIÓN Y ORDENADORES EN LOS DEPARTAMENTOS
DE RADIOTERAPIA 119
3.1. Introducción histórica 119
3.2. Redes de radioterapia comerciales en la actualidad 121
3.3. Lenguaje de las comunicaciones: el estándar DICOM 123
4. LA RED RADIOTERÁPICA Y SU CONEXIÓN E INTEGRACIÓN CON HIS, PACS Y RIS:
NIVELES DE INTEGRACIÓN Y PROBLEMAS 125
4.1. Sistemas informáticos generales o HIS 125
4.2. Sistemas informáticos RIS 127
4.3. Sistemas informáticos PACS 127
4.4. Integración con los servicios de radioterapia 128
5. RESUMEN 129
PARTE 3 • EL PROCESO RADIOTERÁPICO. DOSIMETRÍA FÍSICA. RADIOBIOLOGÍA
CAPÍTULO 9
Procesos y procedimientos en la actividad radioterápica��������������������������132
Luis Núñez Martín
1. INTRODUCCIÓN 132
2. ESTRUCTURACIÓN ORGANIZATIVA DE LA RADIOTERAPIA: PROCESOS Y PROCEDIMIENTOS 132
3. RECURSOS HUMANOS 133
4. PROCESOS Y PROCEDIMIENTOS EN RADIOTERAPIA 134
4.1. Admisión del paciente 134
4.2. Simulación 135
4.3. Prescripción dosimétrica 136
4.4. Planificación dosimétrica 136
4.5. Aceptación médica 137
4.6. Verificación experimental 137
4.7. Documentación e informe dosimétrico, transmisión de datos y almacenamiento 137
4.8. Tratamiento 138
4.9. Seguimiento clínico y de enfermería 139
4.10. Fin del tratamiento 139
5. RESUMEN 139
CAPÍTULO 10 Dosimetría física en radioterapia externa������������������������������������������������140
Patricia Sánchez Rubio
1. INTRODUCCIÓN 140
2. HACES DE FOTONES Y ELECTRONES. ASPECTOS FÍSICOS 140
2.1. Ley del inverso del cuadrado de la distancia para fotones 140
2.2. Fuente efectiva y fuente virtual para electrones 141
vii
Índice de capítulos

2.3. Penetración de haces de fotones y electrones en un paciente o un maniquí 141
2.4. Razones de dosis absorbida fuera de eje (OAR: off-axis ratios) y perfiles de dosis 145
3. MEDIDA DE LA DOSIS ABSORBIDA 146
3.1. Equilibrio de partículas cargadas 146
3.2. Principio de Bragg-Gray. Teoría de la cavidad 148
3.3. Factores de perturbación 148
4. EQUIPAMIENTO 149
4.1. Propiedades de los dosímetros 149
4.2. Sistemas de dosimetría basados en cámaras de ionización 150
4.3. Maniquíes y otros sistemas de dosimetría 153
5. DETERMINACIÓN DE LA DOSIS EN CONDICIONES DE REFERENCIA:
CALIBRACIÓN DE HACES DE MEGAVOLTAJE 155
5.1. Formalismo basado en dosis absorbida en agua 155
5.2. Fotones de alta energía 156
5.3. Electrones de alta energía 157
5.4. Laboratorios de calibración. Patrones primarios 158
6. RESUMEN 159
CAPÍTULO 11 Radiobiología����������������������������������������������������������������������������������������161
viii
Patricia Sánchez Rubio
1. INTRODUCCIÓN 161
2. ETAPAS DE LA ACCIÓN BIOLÓGICA DE LA RADIACIÓN 161
2.1. Etapa física 161
2.2. Etapa química 162
2.3. Etapa biológica 162
3. EFECTOS DE LA RADIACIÓN SOBRE EL ADN 162
4. EFECTOS CELULARES DE LA RADIACIÓN 163
4.1. Muerte celular y curvas de supervivencia 164
5. MODIFICACIÓN DE LA SENSIBILIDAD CELULAR 166
5.1. Tipo de radiación 166
5.2. El oxígeno 167
6. CRECIMIENTO TUMORAL 167
6.1. Modelos teóricos de crecimiento tumoral 167
7. TEJIDOS SANOS 168
7.1. Clasificación 168
7.2. Dosis de tolerancia. Respuestas precoces y tardías 169
8. EL FRACCIONAMIENTO EN RADIOTERAPIA: MODELO DE ISOEFECTO
8.1. Tipos de fraccionamiento 171
9. EL EFECTO DE LA TASA DE DOSIS 172
10. RELACIONES DOSIS-RESPUESTA 173
10.1. Ventana terapéutica 173
11. RESUMEN 174
169
PARTE 4 • ASPECTOS FÍSICOS DE LA SIMULACIÓN EN RADIOTERAPIA
CAPÍTULO 12 Concepto de simulación en radioterapia��������������������������������������������������178
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN 178
2. DEFINICIÓN. OBJETIVOS 178
3. EVOLUCIÓN HISTÓRICA. TIPOS DE SIMULACIÓN 179
3.1. Simulación en la sala de tratamiento 180
3.2. Simulador convencional 181
3.3. Simulador TC 182
4. SIMULACIÓN CONVENCIONAL. PROCEDIMIENTOS 183
4.1. Determinación de la posición de tratamiento 184
4.2. Localización del volumen de tratamiento y órganos de riesgo 184
4.3. Diseño del tratamiento 184
4.4. Definición del sistema de coordenadas del paciente 184
4.5. Formación de imágenes para la verificación del tratamiento 184
4.6. Adquisición de datos del paciente 185
4.7. Transferencia de datos al sistema de planificación 185
5. SIMULACIÓN TC 185
5.1. Determinación de la posición de tratamiento 185
5.2. Definición del sistema de coordenadas del paciente 185
5.3. Adquisición de datos del paciente 186
Índice de capítulos
5.4. Transferencia de datos al sistema de planificación 186
5.5. Localización del volumen de tratamiento y órganos de riesgo 186
5.6. Diseño del tratamiento y cálculo de dosis 186
5.7. Formación de imágenes para la verificación del tratamiento 186
6. SIMULACIÓN CONVENCIONAL FRENTE A SIMULACIÓN TC 186
6.1. Ventajas y desventajas de la simulación convencional 186
6.2. Ventajas y desventajas de la simulación TC 187
7. RESUMEN 187
CAPÍTULO 13 Posicionamiento, referenciación y dispositivos de inmovilización���������������188
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN 188
2. DISPOSITIVOS PARA ESTABLECER EL SISTEMA ESPACIAL DE REFERENCIA
3. DISPOSITIVOS DE OBTENCIÓN DEL CONTORNO ANATÓMICO 188
4. DISPOSITIVOS DE INMOVILIZACIÓN 189
4.1. Sistema de máscara termoplástica 190
4.2. Plano inclinado 190
4.3. Inmovilizador de tórax 191
4.4. Compresor abdominal 191
4.5. Inmovilizadores de pelvis, rodillas y pies 192
4.6. Colchón de vacío 192
4.7. Cuna alfa 193
4.8. Inmovilizadores especiales para estereotaxia de cráneo 193
5. LA DOCUMENTACIÓN EN SIMULACIÓN 194
6. RESUMEN 196
188
CAPÍTULO 14 Equipos y modalidades de imagen utilizados en simulación����������������������197
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN 197
2. RESONANCIA MAGNÉTICA 197
2.1. Principios físicos 197
2.2. Componentes 199
2.3. Características de la imagen de resonancia magnética para radioterapia 200
3. TOMOGRAFÍA POR EMISIÓN DE POSITRONES 201
3.1. Principios físicos 201
3.2. Los detectores 202
3.3. Características de la imagen de tomografía por emisión de positrones
para radioterapia 202
4. ANGIOGRAFÍA 203
4.1. Descripción de la técnica 203
4.2. Componentes 204
4.3. Características de la imagen de angiografía para radioterapia 204
5. TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA 4D 204
5.1. Descripción de la técnica 204
5.2. Características de la imagen TC4D 205
6. RESUMEN 206
CAPÍTULO 15 Registro y fusión de imágenes multimodalidad����������������������������������������207
Pablo Castro Tejero
1. INTRODUCCIÓN 207
2. INTEGRACIÓN DE IMÁGENES MULTIMODALIDAD 207
3. REGISTRO 208
3.1. Tipos de transformaciones 208
3.2. Métodos de registro según su naturaleza 208
4. FUSIÓN 210
5. RESUMEN 211
CAPÍTULO 16 Procedimientos tecnológicos. El control de calidad en la simulación����������212
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
1. INTRODUCCIÓN 212
2. OBJETIVOS 212
3. MARCO NORMATIVO EN ESPAÑA 212
4. PRUEBAS DE CONTROL DE CALIDAD 213
4.1. Simulador convencional 213
4.2. Simulador TC 213
5. RESUMEN 213
ix
Índice de capítulos

PARTE 5 • ASPECTOS FÍSICOS DE LOS TRATAMIENTOS RADIOTERÁPICOS.
PLANIFICACIÓN DOSIMÉTRICA
CAPÍTULO 17 Conceptos y herramientas de la dosimetría clínica en teleterapia��������������216
Jaime Martínez Ortega y Luis Núñez Martín
1. INTRODUCCIÓN 216
2. DE LA PRESCRIPCIÓN AL INFORME DOSIMÉTRICO 217
2.1. Los registros 217
2.2. La organización de la planificación dosimétrica 217
2.3. La planificación dosimétrica 218
3. DENOMINACIÓN DE LOS VOLÚMENES SEGÚN ICRU 218
4. CURVAS DE ISODOSIS 220
4.1. Isodosis 220
4.2. Distribución relativa y absoluta. Punto de normalización
5. HISTOGRAMA DOSIS-VOLUMEN 222
5.1. Concepto de histograma 222
5.2. Histograma dosis-volumen diferencial 222
5.3. Histograma dosis-volumen acumulativo 222
6. PRESCRIPCIÓN DE LA DOSIS 223
6.1. El punto ICRU y la isodosis de prescripción 224
6.2. Prescripción a volumen. Importancia 224
7. ALGORITMOS DE CÁLCULO 224
7.1. Algoritmos basados en correcciones 225
7.2. Algoritmos basados en modelos 225
7.3. Método de Monte Carlo 226
8. CONTROL DE CALIDAD DEL PLANIFICADOR 226
9. RESUMEN 227
221
CAPÍTULO 18 Planificación de tratamientos de teleterapia��������������������������������������������228
x
Alfredo Montes Uruén, Luis Núñez Martín, Jaime Martínez Ortega y Patricia Sánchez Rubio
1. INTRODUCCIÓN 228
2. ELEMENTOS CIRCUNSTANCIALES A CONSIDERAR EN LA PREPLANIFICACIÓN 229
2.1. Selección de la geometría de irradiación 229
2.2. Energía del haz 229
2.3. Margen del colimador multilámina 230
2.4. Zona de acumulación y uso de bolus 230
2.5. Cuñas 230
2.6. Segmentos 231
2.7. Terapia con electrones 231
3. ESQUEMAS BÁSICOS DE POSICIONAMIENTO DE LOS HACES 231
3.1. Haces paralelos y opuestos 232
3.2. Campos laterales y anteroposteriores (campos en caja) 232
4. TÉCNICAS HABITUALES DE RADIOTERAPIA CONFORMADA TRIDIMENSIONAL (3D-CRT)
SEGÚN LA LOCALIZACIÓN ANATÓMICA 232
4.1. Holocráneo 233
4.2. Tumores cerebrales 234
4.3. Cabeza y cuello 235
4.4. Compresiones medulares 236
4.5. Pulmón 236
4.6. Mama 237
4.7. Recto 239
4.8. Próstata 239
4.9. Extremidades 240
5. RESUMEN 240
CAPÍTULO 19 Técnicas avanzadas de planificación�������������������������������������������������������241
Alfredo Montes Uruén, Luis Núñez Martín, Ruth Rodríguez Romero y Jaime Martínez Ortega
1. RADIOTERAPIA DE INTENSIDAD MODULADA 241
1.1. Introducción a la radioterapia de intensidad modulada con RX 241
1.2. Tipos de radioterapia de intensidad modulada 242
1.3. Planificación del tratamiento con radioterapia de intensidad modulada 243
2. RADIOTERAPIA INTRAOPERATORIA 243
3. PROCEDIMIENTOS ESTEREOTÁXICOS 244
3.1. Radiocirugía y radioterapia estereotáxica craneal 244
3.2. Radioterapia estereotáxica extracraneal 244
Índice de capítulos
4. RADIOTERAPIA GUIADA POR LA IMAGEN 245
5. RADIOTERAPIA ADAPTATIVA 245
6. CORRECCIÓN DEL MOVIMIENTO INTRAFRACCIÓN
7. TÉCNICAS ESPECIALES 246
7.1. Irradiación de cuerpo entero 246
7.2. Irradiación cutánea total 247
8. RESUMEN 248
245
CAPÍTULO 20 Control de calidad en las planificaciones
de los tratamientos radioterápicos����������������������������������������������������������249
Alfredo Montes Uruén, Luis Núñez Martín y Jaime Martínez Ortega
1. INTRODUCCIÓN 249
2. CÁLCULO ALTERNATIVO 250
3. VERIFICACIÓN EXPERIMENTAL 250
4. DOSIMETRÍA IN VIVO 251
4.1. Detectores de estado sólido 252
4.2. Sistemas de imagen como detectores dosimétricos 253
5. RESUMEN 253
PARTE 6 • ASPECTOS FÍSICOS DE LOS TRATAMIENTOS BRAQUITERÁPICOS
Y METABÓLICOS
CAPÍTULO 21 Introducción a la braquiterapia���������������������������������������������������������������256
Jaime Martínez Ortega y Pablo Castro Tejero
1. INTRODUCCIÓN 256
2. EVOLUCIÓN HISTÓRICA DE LA BRAQUITERAPIA 256
3. CLASIFICACIÓN DE LAS TÉCNICAS DE BRAQUITERAPIA 257
4. FUENTES RADIACTIVAS UTILIZADAS EN BRAQUITERAPIA 258
4.1. Radio-226 258
4.2. Cesio-137 259
4.3. Cobalto-60 259
4.4. Iridio-192 259
4.5. Yodo-125 260
4.6. Rutenio-106 260
4.7. Otras fuentes utilizadas en braquiterapia 260
5. DOSIMETRÍA FÍSICA 260
5.1. Caracterización de las fuentes 260
5.2. Instrumentación en dosimetría física 261
6. CONTROL DE CALIDAD DE. LAS FUENTES RADIACTIVAS 262
6.1. Comprobación de la KR frente al certificado 262
6.2. Test de hermeticidad 263
6.3. Autorradiografías 263
7. RESUMEN 263
xi
CAPÍTULO 22 Equipos de tratamiento en braquiterapia�������������������������������������������������264
Jaime Martínez Ortega y Pablo Castro Tejero
1. INTRODUCCIÓN 264
2. APLICADORES 264
2.1. Aplicadores intracavitarios 264
2.2. Aplicadores intraluminales 265
2.3. Aplicadores para braquiterapia intersticial 265
2.4. Aplicadores para braquiterapia superficial e intraoperatoria
3. EQUIPOS DE BRAQUITERAPIA 266
3.1. Carga manual 266
3.2. Carga diferida manual 266
3.3. Equipos de carga diferida automática 268
4. SALAS DE TRATAMIENTO DE BRAQUITERAPIA 271
5. CONTROL DE CALIDAD DE LOS EQUIPOS DE BRAQUITERAPIA
DE CARGA DIFERIDA AUTOMÁTICA 272
6. RESUMEN 273
265
CAPÍTULO 23 Dosimetría clínica en braquiterapia���������������������������������������������������������274
Jaime Martínez Ortega y Pablo Castro Tejero
1. INTRODUCCIÓN 274
Índice de capítulos

2. SISTEMAS DE BRAQUITERAPIA 274
2.1. Sistema de Manchester o de Patterson-Parker 274
2.2. Sistema de París 275
3. CÁLCULO DE DOSIS 277
3.1. Algoritmos de cálculo 278
3.2. Planificación inversa. Algoritmos de optimización 279
4. EVALUACIÓN DE DISTRIBUCIONES DE DOSIS 280
4.1. Tipos de histogramas. Interpretación 280
4.2. El histograma dosis-volumen natural 280
5. RESUMEN 281
CAPÍTULO 24 Técnicas de tratamientos con radiofármacos�������������������������������������������282
Jaime Martínez Ortega, Luis Núñez Martín y Carmen Escalada Pastor
1. INTRODUCCIÓN 282
2. TRATAMIENTOS CON RADIOFÁRMACOS 282
2.1. Tratamientos tiroideos 283
2.2. Tratamientos de metástasis óseas y del dolor articular 283
2.3. Tratamientos hepáticos 284
2.4. Tratamientos hematológicos 284
3. DOSIMETRÍA INTERNA 284
3.1. Período efectivo de semidesintegración 285
3.2. Método de cálculo en dosimetría interna 285
4. PROTECCIÓN RADIOLÓGICA EN TRATAMIENTOS CON 131I 286
4.1. Tratamiento del hipertiroidismo 286
4.2. Tratamiento del cáncer de tiroides 287
5. RESUMEN 288
PARTE 7 • PROTECCIÓN RADIOLÓGICA EN RADIOTERAPIA
CAPÍTULO 25 Protección radiológica en radioterapia:
organización, normativa y estrategias������������������������������������������������������292
xii
Luis Núñez Martín
1. INTRODUCCIÓN 292
2. OBJETIVOS Y CAMPO DE ACTUACIÓN DE LA PROTECCIÓN RADIOLÓGICA 293
2.1. Objetivos 293
2.2. El entorno hospitalario 294
3. ORGANIZACIÓN DE LA PROTECCIÓN RADIOLÓGICA EN EL ÁMBITO SANITARIO 294
3.1. Los servicios de protección radiológica o de física médica 294
3.2. El manual de protección radiológica 296
3.3. La organización de la protección radiológica en los servicios médicos usuarios
de radiaciones ionizantes 296
4. LEYES Y NORMAS APLICABLES EN PROTECCIÓN RADIOLÓGICA 297
4.1. El organismo regulador 297
4.2. Generación y propagación de la normativa de la protección radiológica 298
5. DEL SISTEMA DE LIMITACIÓN DE DOSIS (ICRP 1977)
AL SISTEMA DE PROTECCIÓN RADIOLÓGICA 299
5.1. Exposiciones médicas 299
5.2. Exposiciones ocupacionales y del público 300
5.3. Formación y entrenamiento de los trabajadores de las instalaciones radiológicas 300
6. ELEMENTOS RADIOPROTECTORES OPERACIONALES EN RADIOTERAPIA 301
6.1. Normativa específica de aplicación de la protección radiológica en el ámbito operacional
en las instalaciones y en los equipos de radioterapia 302
7. ESTRATEGIAS Y PROCEDIMIENTOS RADIOPROTECTORES OPERACIONALES 307
8. GARANTÍA Y CONTROLES DE CALIDAD EN LOS ACELERADORES 308
9. RESUMEN 308
CAPÍTULO 26 Diseño de instalaciones de radioterapia��������������������������������������������������311
Luis Núñez Martín
1. INTRODUCCIÓN 311
2. INSTALACIONES DE RADIOTERAPIA 311
3. TIPOS DE INSTALACIONES 312
4. INSTALACIONES COMPLEMENTARIAS ASOCIADAS
312
Índice de capítulos
5. PLANIFICACIÓN DE INSTALACIONES RADIOTERÁPICAS 313
5.1. El desarrollo tecnológico 313
5.2. La cuantificación de las máquinas de tratamiento necesarias 313
6. CARACTERÍSTICAS DE LAS INSTALACIONES. BARRERAS CONTRA LA RADIACIÓN
6.1. Aspectos físicos y geométricos de las salas de tratamiento 315
7. CÁLCULO DE BARRERAS CONTRA LA RADIACIÓN 316
8. RESUMEN 317
314
xiii
Página deliberadamente en blanco
PRÓLOGO
La formación de los profesionales es la garantía de una
buena praxis en la actividad laboral. Esto cobra un especial interés en el campo de la medicina, donde el objetivo
es mejorar la salud de los pacientes. La presente obra
cubre sin duda este fin, con varias ventajas añadidas. Se
trata de un texto donde los conceptos están tratados con
mucho rigor. A pesar de ello, los temas se describen de
manera amena y sencilla, incluso superando la dureza
de algunos de sus contenidos. La gran riqueza iconográfica también sirve de gran ayuda a la comprensión.
Es un motivo de orgullo el hecho de que lo que empezó
como unas notas de clase haya madurado en un extenso,
ordenado y completo compendio de las enseñanzas
dirigidas a futuros técnicos superiores en radioterapia y
dosimetría, pero que también podrá constituirse en un
muy apropiado manual de consulta para todos los que
ya ejercen la profesión.
Gracias a la larga experiencia acumulada tanto por el
Centro de Formación de técnicos en el área de imagen
diagnóstica del Hospital Universitario Puerta de Hierro
Majadahonda como por sus profesores, de esta y otras
instituciones, que conocen el día a día de la actividad
laboral llevada a cabo en el terreno de la radioterapia, se
ha sabido seleccionar los temas y darles el nivel adecuado. Por ello, los elementos básicos conceptuales, físicos
y técnicos, mantienen en todo momento su proyección
hacia la práctica clínica. Además, resulta de gran interés
que se hayan incluido los aspectos organizativos, asignando tareas y responsabilidades a cada profesional
implicado en el complejo proceso de la radioterapia.
Todo esto ha sido posible gracias al esfuerzo de un
grupo de especialistas bien coordinados por el Dr. Luis
Núñez. De otra manera, en solitario, la obra no hubiese
llegado fácilmente a término, debido al necesario
cúmulo de tiempo extra, del que no se dispone dada
la intensa y prolongada jornada laboral que requiere
una tarea de excelencia y vanguardia como es la física
médica en el ámbito de la radioterapia. Esta especialidad clínica representa una de las que más, si no la que
más, desarrollo tecnológico ha experimentado en los
últimos años. Si bien el principio activo (la radiación
ionizante) es el mismo desde hace ya más de un siglo,
la precisión en administrar la dosis adecuada de este
medicamento ha mejorado considerablemente su éxito
curativo. En efecto, esto se ha logrado debido al conjunto multidisciplinario de avances en la radiobiología;
la física de partículas; las imágenes multimodales de
definición de geometría y medios (PET, IRM, TC, eco,
por ejemplo) o de soporte a la verificación correcta de
los tratamientos; los desarrollos físico-matemáticos
para la simulación del transporte de la radiación en
los planificadores; la compleja y precisa ingeniería
mecánica servocontrolada; las redes de comunicación
de alta velocidad; los nuevos detectores simples y
matriciales; la supercomputación; etc. Poner de una
forma rigurosa, y a la vez clara y sencilla, todos estos
conceptos al alcance de los especialistas que tendrán
en sus manos esta potente y sofisticada herramienta no
ha sido tarea fácil, pero sin duda ha sido bien lograda
en el presente texto.
Por último, me gustaría felicitar al grupo de autores
que han hecho posible que podamos tener en nuestras
manos un manual, escrito en español, que será de una
ayuda inestimable para profesores, alumnos y profesionales del campo de la radioterapia.
Prof. Dr. F. Sánchez Doblado
Especialista en Radiofísica Hospitalaria.
Catedrático y director
del Programa de Doctorado en Física Médica,
Facultad de Medicina, Universidad Sevilla, Sevilla
xv
PREFACIO
Este libro nació impulsado por la necesidad de un texto
que guiase a los alumnos del título de Técnico Superior en Radioterapia y Dosimetría. En principio nos fue
sugerido que lo escribiéramos siguiendo los borradores
del programa que se estaba elaborando para el título.
Después de leer los sucesivos borradores que iban apareciendo, constatamos que los contenidos referidos a
la radiofísica radioterápica estaban muy diluidos en el
programa formativo, y que además no reflejaban lo que
nosotros, después de decenas de años de ejercicio de la
radiofísica hospitalaria y radioterápica, considerábamos
que debía recoger un programa formativo en esta área.
Y esto por varias razones.
xvi
La primera, porque constatamos que ese contenido
propuesto no se correspondía con el nivel de exigencia
y responsabilidad que se asigna a estos profesionales.
Este hecho obliga, ya fuera de su período académico, a
una formación continuada al pairo de lo que el trabajo
cotidiano les va exigiendo, ya que el período formativo
asignado para el título de Técnico Superior en Radioterapia en España es realmente escaso. Así pues, este es el
origen de uno de los objetivos del presente libro: que,
además de su uso como material de texto, sea una obra
de consulta en el trabajo cotidiano.
Otra de las razones para reorientar los contenidos formativos viene del hecho de que, en el ámbito de la radiofísica hospitalaria, no existen técnicos que estén formados
bajo programas formativos específicos y oficiales para
desarrollar el trabajo que se precisa en los departamentos de
radiofísica y protección radiológica. Estos profesionales
ya están presentes en otros países, donde la figura del
dosimetrista, por ejemplo, es común. Esta es la razón de
que se hayan introducido temas adicionales de física y
dosimetría, para que los técnicos que se precisen en estos
servicios estén convenientemente formados.
Así pues, nuestra resolución fue que debíamos conseguir un texto con esta intención realista de cubrir
las necesidades existentes, ajustando los contenidos a las
necesidades. La intención, pues, fue hacer un libro fundamentalmente de radiofísica en radioterapia.
Después de mucho trabajo, hemos conseguido llegar a
puerto con nuestro proyecto. Quizás tenga inevitables
errores, lógicos en una obra que se nos antoja ambiciosa
y que hubiese requerido un mayor tiempo de desarrollo,
pero fundamentalmente hemos plasmado lo que creemos que los técnicos que trabajan en radioterapia, en
uno u otro lado, en contacto con el paciente o colaborando en el diseño de los tratamientos, deben conocer.
El nivel de los capítulos es variado; unos podrán parecer sencillos y otros muy complejos, pero esto también
tiene una intencionalidad plural. Los contenidos están
planteados provocadoramente a varios niveles. Algunos,
con un puro carácter informativo/formativo, a veces de
alto nivel para incentivar el estudio y el conocimiento;
otros, con un sentido crítico y especulativo acerca de
cómo están las cosas y como debieran estar, y por último,
otros, con sentido interrogativo, en los que se enfrenta el
estado real de la situación, del trabajo que se desarrolla,
con lo que razonablemente debería ser, dejando abierto a
la reflexión cómo transformarlo y hacerlo de otra forma.
Y esto, porque hay que darse cuenta de que esta actividad
profesional, este ámbito de trabajo está absolutamente
abierto a las mejoras continuas en los procedimientos
radioterápicos, la seguridad de los tratamientos y de los
profesionales, la tecnología y la organización. Todo está
en un movimiento continuo, todo es interrogable y todo
es mejorable.
El hecho de que el libro esté escrito en español también
tiene gran importancia. Permite hacer llegar a nuestros
colegas hispanoamericanos lo que nosotros estamos haciendo y lo que nos queda por hacer.
Presentado el proyecto a Elsevier, la editorial lo vio claro
y nos animó a realizarlo. Y esto es algo por lo que les
estamos profundamente agradecidos.
Luis Núñez Martín
COLABORADORES
Pablo Castro Tejero
Facultativo especialista de área (FEA),
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda,
Majadahonda, Madrid, España
Luis Núñez Martín
Jefe de servicio,
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda,
Majadahonda, Madrid, España
Carmen Escalada Pastor
Facultativa especialista de área (FEA),
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda,
Majadahonda, Madrid, España
Ruth Rodríguez Romero
Facultativa especialista de área (FEA),
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda,
Majadahonda, Madrid, España
Julia Garayoa Roca
Facultativa especialista de área (FEA),
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Fundación Jiménez Díaz, Madrid, España
Alberto Sánchez Reyes
Jefe de servicio,
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Grupo IMO, Madrid, España
Jaime Martínez Ortega
Facultativo especialista de área (FEA),
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda,
Majadahonda, Madrid, España
Patricia Sáchez Rubio
Facultativa especialista de área (FEA),
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda,
Majadahonda, Madrid, España
María Monedero Pinto
Facultativa especialista de área (FEA),
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda,
Majadahonda, Madrid, España
Manuel Tudanca Hernández
Facultativo especialista de área (FEA),
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Grupo IMO, Madrid, España
Alfredo Montes Uruén
Facultativo especialista de área (FEA),
Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica,
Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda,
Majadahonda, Madrid, España
xvii
Página deliberadamente en blanco
PARTE
Fundamentos de física
de radiaciones ionizantes
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
1. Estructura de la materia y transformaciones nucleares 2
2. Interacción radiación-materia 11
3. Magnitudes y unidades radiológicas 21
4. Detección y medida de la radiación 32
1
CAPÍTULO
1
Estructura de la materia
y transformaciones nucleares
María Pinto Monedero, Julia Garayoa Roca y Ruth Rodríguez Romero
ÍNDICE
2
1. Introducción 2
2. Estructura atómica. Modelos de átomos 2
2.1.Modelo atómico de Dalton 2
2.2.Modelo atómico de Thomson 3
2.3.Modelo atómico de Rutherford 3
2.4.Modelo atómico de Bohr 3
2.5.Modelo atómico actual 4
3. Estructura nuclear 4
3.1.Estabilidad nuclear 5
4. Transformaciones nucleares.
Tipos de desintegraciones nucleares 5
4.1.Desintegración b− 6
4.2.Desintegración b+ 6
1. INTRODUCCIÓN
El ser humano se ha planteado desde la Antigüedad de
qué estaba hecha la materia. Desde las primeras teorías
atómicas griegas que consideraban al átomo como un
ente indivisible, el conocimiento sobre la estructura de la
materia ha ido evolucionando hasta la actualidad, cuando sabemos que existen numerosas partículas subatómicas o elementales que forman la materia relacionadas por
medio de una estructura fundamentalmente energética.
Los objetivos de este capítulo son:
1. Conocer la evolución de los modelos atómicos hasta
la actualidad.
2. Conocer la estructura nuclear y su estabilidad.
3. Conocer los tipos de desintegración radiactiva.
2. ESTRUCTURA ATÓMICA.
MODELOS DE ÁTOMOS
Las primeras teorías sobre la estructura atómica de la
materia datan del siglo v a.C. El filósofo griego Demócrito
4.3.Captura electrónica 6
4.4.Desintegración a 6
4.5.Desintegración g 7
5. Radiaciones atómicas y nucleares 7
6. Isótopos radiactivos. Nucleidos naturales
y artificiales 7
7. Actividad y desintegración.
Ley del decaimiento radiactivo 8
7.1.Período de semidesintegración 9
7.2.Tiempo de vida medio 9
8. Resumen 9
Bibliografía 10
formuló la teoría de que la materia se componía de partículas indivisibles, a las que llamó átomos (a [no] y
tomo [divisible]).
La descripción griega de la materia permaneció hasta el
siglo xix, cuando se consolidaron las bases de la teoría
atómica moderna.
2.1. Modelo atómico de Dalton
En 1808, John Dalton publicó sus ideas sobre el modelo atómico. Según Dalton, la materia está formada por
pequeñas partículas esféricas e indivisibles denominadas átomos, que no se alteran por cambios químicos.
Existen diferentes tipos de átomos que se diferencian por
su masa y sus propiedades. Los átomos de un mismo
elemento son iguales entre sí (en masa, tamaño, etc.),
mientras que los átomos de diferentes elementos tienen
propiedades distintas.
Los compuestos se forman por la unión de átomos de los
correspondientes elementos según una relación numérica sencilla y constante (agua, H2O).
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 1
Estructura de la materia y transformaciones nucleares
2.2. Modelo atómico de Thomson
Hasta finales de la década de 1890, los átomos se consideraban indivisibles. Fue en 1897 cuando J. Thomson,
investigando la conductividad eléctrica de gases a bajas
presiones, demostró que los átomos no eran indivisibles, sino que en el interior de ellos hay unas pequeñas
partículas con carga eléctrica negativa, a las que llamó
electrones.
El modelo de Thomson, también conocido como modelo de «pastel de pasas», postula que el átomo está formado por una gran masa esférica positiva uniforme donde
se distribuyen las cargas eléctricas negativas (electrones)
a modo de pasas en un pastel (fig. 1-1A). El número de
electrones es tal que iguala la cantidad de carga positiva,
ya que el átomo en su conjunto debe ser eléctricamente
neutro.
2.3. Modelo atómico de Rutherford
En 1911 Ernest Rutherford llevó a cabo una serie de
experimentos que cambiaron las ideas existentes sobre
la naturaleza del átomo. Rutherford bombardeó una
fina lámina de oro con partículas alfa (núcleos de helio)
y mediante una pantalla fluorescente observó cómo se
dispersaban. La mayoría de ellas atravesaba la lámina
metálica sin cambiar de dirección; sin embargo, unas
pocas eran reflejadas hacia atrás con ángulos pequeños.
Este resultado inesperado era incompatible con el modelo de átomo macizo.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Rutherford estableció el modelo atómico nuclear. El átomo está formado por el núcleo y la corteza. El núcleo es la
parte central donde se concentra toda la carga positiva y
prácticamente toda la masa del átomo. La corteza es casi
un espacio vacío, donde se encuentran los electrones,
con una masa muy pequeña y carga negativa, girando
alrededor del núcleo (fig. 1-1B). Mientras el diámetro
del átomo es del orden de 10−10 m, el núcleo tiene un
diámetro de 10−14 m, es decir, unas 10.000 veces menor.
FIGURA 1-1
Los electrones están ligados al núcleo gracias a la fuerza
de atracción eléctrica entre cargas de signo opuesto.
La mayor parte del átomo es, por tanto, espacio vacío,
lo que explica por qué la mayoría de las partículas que
bombardeaban la lámina de oro la atravesaban sin apenas variar su trayectoria. Sólo aquellas partículas que
incidían directamente sobre los núcleos de oro eran
reflejadas, siendo menor el número de partículas que
experimentaban esta retrodispersión como consecuencia
del pequeño tamaño de los núcleos en comparación con
la corteza.
2.4. Modelo atómico de Bohr
El modelo atómico de Rutherford era inconsistente, pues
ya se sabía que cualquier carga en movimiento acelerado
emite energía en forma de radiación electromagnética. El
electrón, que describe un movimiento acelerado alrededor del núcleo, debía perder energía en forma de radiación electromagnética, de manera que su trayectoria se
acercase al núcleo hasta colisionar con él. Sin embargo,
el núcleo era una estructura estable.
Por otro lado, el modelo de Rutherford tampoco permitía explicar los espectros de emisión de los gases. Se
entiende por espectro de emisión de un gas el conjunto
de radiaciones electromagnéticas de frecuencias características de dicho gas o de sus elementos constituyentes
que emite cuando se le confiere energía.
En 1913, Bohr desarrolló un nuevo modelo de átomo
para explicar el espectro atómico del hidrógeno.
El átomo de Bohr contiene un núcleo pequeño, cargado
positivamente y rodeado de electrones que giran alrededor de él en determinadas órbitas fijas (fig. 1-1C).
Bohr establece que los electrones sólo pueden girar en
ciertas órbitas, llamadas órbitas estacionarias. En ellas,
el electrón no emite energía: la energía cinética del electrón equilibra exactamente la atracción electrostática
A) Representación esquemática del modelo atómico de Thomson o «pastel de pasas». En este modelo, los electrones están distribuidos en una masa
uniforme positiva. B) Representación gráfica del modelo atómico de Rutherford. El átomo, prácticamente hueco, consta de un núcleo positivo y de una
corteza, donde se encuentran los electrones de carga negativa. C) Representación gráfica del modelo atómico de Bohr. Los electrones sólo pueden girar
en ciertas órbitas permitidas.
3
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
entre las cargas opuestas de núcleo y electrón. Los electrones se encuentran distribuidos en órbitas permitidas,
es decir, el espacio que rodea al núcleo está cuantizado
(término adoptado del inglés quantize, que significa discreto o discontinuo), de tal manera que el radio de las
órbitas no puede tener cualquier valor y sólo son posibles para unos valores concretos. Cada nivel atómico de
energía permitida para los electrones se caracteriza por
su número cuántico principal n, que puede tomar los
valores enteros n = 1, 2, 3, etc., dando lugar a los niveles
atómicos K, L, M, etc., respectivamente.
Los saltos de los electrones desde niveles de mayor energía a otros de menor energía, o viceversa, suponen, respectivamente, una emisión o una absorción de energía
electromagnética (fotones) (fig. 1-2):
Eγ = h ⋅ ν = E f − Ei
donde Ef es la energía del nivel final y Ei la energía del
nivel inicial.
Sin embargo, el modelo atómico de Bohr no podía explicar los espectros atómicos más complejos. La idea de que
los electrones se mueven alrededor del núcleo en órbitas
definidas tuvo que ser desechada.
2.5. Modelo atómico actual
4
El modelo atómico de Bohr presentaba también importantes limitaciones, pues no podía explicar los espectros
atómicos más complejos. Se hicieron varios intentos de
adaptar el modelo a átomos multielectrónicos, como
las correcciones de Sommerfeld, pero los resultados no
fueron satisfactorios.
El modelo atómico actual fue desarrollado en la década
de 1920 por Schrödinger y Heisenberg, según la teoría de la mecánica cuántica y basándose en el principio
de dualidad onda-corpúsculo de De Broglie. En vez de
hablar del electrón como partícula y de trayectorias bien
definidas, en mecánica cuántica se habla de la función de
onda del electrón, que permite describir la probabilidad
de que el electrón se encuentre en una región del espacio.
El concepto de órbita se sustituye por el de orbital. El
orbital describe una cierta región del espacio donde hay
una probabilidad no nula de que se encuentre el electrón. La combinación de todos los orbitales atómicos da
lugar a la corteza electrónica.
3. ESTRUCTURA NUCLEAR
El núcleo contiene dos tipos de partículas: protones y
neutrones. Ambas reciben el nombre conjunto de nucleones. Los nucleones tienen una masa aproximadamente
2000 veces mayor que la masa de los electrones. La masa
del neutrón es prácticamente la misma que la del protón.
La carga eléctrica del protón es +e (entendiendo por e
el valor absoluto, sin signo, de la carga del electrón); el
neutrón, por su parte, es eléctricamente neutro (no tiene
carga eléctrica) (tabla 1-1).
El número de protones, Z, se define como el número
atómico del átomo y determina el número de electrones
del mismo en estado neutro. El número de nucleones se
denomina número másico, A, y representa de manera
aproximada la masa del átomo:
A =N+Z
La notación empleada para sintetizar la composición
nuclear y atómica de un elemento es ZA X N , donde X es el
símbolo del elemento en cuestión. Una especie nuclear
en particular recibe el nombre de nucleido.
Para cada elemento existen dos o más variedades que,
teniendo el mismo número atómico, poseen diferente
número másico, es decir, se diferencian en el número de
neutrones. Estos nucleidos se denominan isótopos (p. ej.,
131 127
I, I y 125I). Al compartir el mismo número atómico, se
trata de los mismos elementos y sus propiedades químicas
serán las mismas. En este sentido, el número atómico Z
(número de protones o carga del núcleo) es lo que define
al elemento, pudiendo variar el número de neutrones (la
masa del núcleo) o el número de electrones en su corteza,
convirtiéndose en un átomo ionizado (de carga no neutra).
TABLA 1-1 Resumen de la carga y la masa
del protón, del neutrón y del electrón
FIGURA 1-2
En el modelo atómico de Bohr, los saltos de un electrón desde
un nivel de mayor energía a otro de menor energía, o viceversa,
suponen, respectivamente, una emisión o una absorción de energía
electromagnética (fotones de luz).
Partícula
Carga (e)*
Masa (u)†
Protón
Neutrón
Electrón
+1
0
−1
1,007277
1,008665
0,000549
*e: carga del electrón (e = 1,60·10−19 C).
†
u: unidad de masa atómica (u = 1,66·10−27 kg).
CAPÍTULO 1
Estructura de la materia y transformaciones nucleares
Existen algunos nucleidos que comparten otras características. Dos nucleidos son isóbaros (del término griego
baros, que significa «peso») cuando poseen el mismo
número másico pero distinto número atómico (p. ej.,
131 131
I, Xe y 131Cs). Como tienen diferente Z, corresponden
a diferentes elementos. Dos nucleidos son isótonos si
poseen el mismo número de neutrones pero diferente
número atómico y, por lo tanto, diferente número mási132
133
co (p. ej., 131
).
53 I78 , 54 Xe 78 y 55 Cs 78
se encuentran en la naturaleza en cuanto al número de
protones y al número de neutrones (fig. 1-3), observamos que se distribuyen en torno a una franja llamada
línea de estabilidad. Los núcleos ligeros contienen aproximadamente el mismo número de neutrones que de
protones (N ≈ Z). Sin embargo, en los núcleos más
pesados el número de neutrones es siempre superior al
de protones. En concreto, N ≈ 1,5 Z, es decir, contienen
aproximadamente un 50% más de neutrones que de
protones.
3.1. Estabilidad nuclear
Los núcleos situados fuera de la línea de estabilidad son
inestables y emitirán partículas o radiación para transformarse en núcleos más estables a través de un proceso
de desintegración radiactiva. En estos casos, los nucleidos
se denominan radionucleidos o isótopos radiactivos.
Los nucleones se encuentran sometidos a dos tipos de
fuerzas o interacciones en el seno del núcleo atómico:
interacciones electrostáticas o coulombianas e interacciones nucleares fuertes. En este caso, las interacciones
coulombianas actúan como fuerzas repulsivas que se
originan entre protones, al tener cargas del mismo signo.
Las interacciones nucleares fuertes se originan entre los
nucleones, independientemente de que sean protones o
neutrones. Son fuerzas de atracción muy intensas, pero
de muy corto alcance. Estas fuerzas son las encargadas de
mantener unidos los protones y neutrones en el núcleo,
venciendo la repulsión de las fuerzas electrostáticas.
Algunas combinaciones de protones y neutrones no
forman núcleos estables. Si estudiamos los núcleos que
4. TRANSFORMACIONES NUCLEARES.
TIPOS DE DESINTEGRACIONES
NUCLEARES
En 1896, Henri Becquerel descubrió la radiactividad
cuando estudiaba la fosforescencia de determinadas
sales de uranio. Becquerel guardó las sales de uranio
junto a unas placas fotográficas en un cajón cerrado
herméticamente. Al cabo de unos días, encontró que
las placas fotográficas estaban veladas. Tras repetir la
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
5
FIGURA 1-3
Representación gráfica de los nucleidos hallados en la
naturaleza en función del número de neutrones (N) y del
número de protones (Z). Los nucleidos que se encuentran
en la naturaleza se distribuyen alrededor de una línea
imaginaria, llamada línea de estabilidad, N≈Z para núcleos
ligeros y N≈1,5·Z para núcleos más pesados.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
experiencia con idénticos resultados, concluyó que las
sales de uranio emitían de manera natural algún tipo
de radiación que impresionaba las placas fotográficas.
La radiactividad es la emisión de partículas o de radiación electromagnética por los núcleos inestables de
ciertos elementos.
4.1. Desintegración b−
Algunos núcleos son inestables debido a que tienen un
exceso de protones o de neutrones. Cuando un núcleo
es inestable porque tiene un exceso de neutrones puede
transformar un neutrón en un protón, a la vez que se
emite un electrón. Este tipo de transformación se denomina desintegración b− y se simboliza así:
n → p + e +υ
X → Y + e +υ
0 −
−1
A
0 −
−1
Z +1
1
0
A
Z
1
1
Además de un electrón, Pauli propuso en 1930 que
debía emitirse otra partícula, a la que llamó neutrino,
para que se cumplieran las leyes de conservación de
energía y momento en la transformación. El neutrino
() y su antipartícula el antineutrino (υ ) son partículas
subatómicas sin carga eléctrica y con una masa muy
pequeña. En la desintegración b− se emite un antineutrino (fig. 1-4A).
6
4.2. Desintegración b+
Cuando un núcleo posee un exceso de protones puede
transformar un protón en un neutrón, a la vez que emite
un positrón y un neutrino. El positrón es la antipartícula
del electrón, es decir, una partícula con la misma masa
y la misma carga, pero de signo opuesto. Esta transformación recibe el nombre de desintegración b+ y se
simboliza así:
p → 01 n + 01 e + + υ
X → Z −A1Y + 01 e + + υ
1
1
A
Z
Una vez que se ha emitido el positrón, este pierde su
energía cinética mediante choques con los átomos de
la materia circundante, hasta que finalmente colisiona
con un electrón en la llamada reacción de aniquilación.
Como resultado de la aniquilación del conjunto electrónpositrón se emiten dos fotones en la misma dirección,
pero con sentidos opuestos. La energía de cada fotón es
0,511 MeV, el equivalente en energía de la masa del electrón y del positrón (fig. 1-4B).
Los radionucleidos empleados en la tomografía por
emisión de positrones (PET) son de esta clase.
4.3. Captura electrónica
En este tipo de desintegración, el núcleo absorbe un electrón orbital y lo combina con un protón para formar un
nuevo neutrón, emitiendo un neutrino:
e + 11 p → 01 n + υ
e + ZA X → Z −A1Y + υ
0 −
−1
0 −
−1
Por su similitud, en ocasiones este tipo de desintegración recibe el nombre de «desintegración b− inversa», ya
que en ambos casos el núcleo se transforma en otro de
número atómico Z − 1 manteniendo el número másico.
El electrón orbital pertenece generalmente a las capas
más internas de la corteza, las capas K y L. El hueco
dejado por el electrón capturado se llena con otro electrón de las capas más externas, emitiéndose rayos X con
una energía igual a la diferencia de energías de ambas
capas.
En las desintegraciones b−, b+ y captura electrónica, el
número de nucleones, o número másico, permanece
estable, ya que la cantidad de neutrones disminuye
una unidad y la de protones aumenta así mismo una
unidad. El núcleo hijo es, por tanto, isóbaro del núcleo
padre.
4.4. Desintegración a
En este tipo de desintegración el núcleo emite un núcleo
de helio, formado por dos protones y dos neutrones. La
partícula a es una estructura muy estable y fuertemente
ligada. La emisión de partículas a es resultado de la
repulsión electrostática entre los protones del núcleo
(fig. 1-5).
El proceso puede simbolizarse así:
A
Z
FIGURA 1-4
Esquema de las desintegraciones b− (A) y b+ (B). En la desintegración b−,
el nucleido padre se desintegra emitiendo un electrón y un antineutrino,
resultando un nuevo nucleido con un neutrón menos y un protón más.
En la desintegración b+, el nucleido padre se desintegra emitiendo un
positrón y un neutrino, resultando un nuevo nucleido con un neutrón más
y un protón menos.
X N → AZ−−42YN − 2 + 24 He2
El núcleo resultante retrocede dos unidades en la tabla
periódica y su número másico disminuye en cuatro
unidades.
Este tipo de desintegración radiactiva es típica de núcleos
pesados; la mayoría de los núcleos con A > 190 y muchos
con 150 < A < 190 son inestables frente a la desintegración a.
CAPÍTULO 1
Estructura de la materia y transformaciones nucleares
cargada, se crea una vacante en esa capa. Alguno de los
electrones de capas superiores llenará esta vacante, emitiendo un fotón de energía igual a la diferencia de energía
entre ambos niveles. Estos fotones reciben el nombre de
rayos X característicos. En otras ocasiones, la diferencia
de energía entre las capas no se traduce en la emisión de
un fotón, sino que se transfiere a otro electrón orbital,
arrancándolo y cediéndole cierta energía cinética. En este
caso, los electrones reciben el nombre de electrones Auger.
FIGURA 1-5
Esquema de una desintegración a. El nucleido padre se desintegra
emitiendo una partícula alfa (núcleo de 24He 2 ), resultando en un nuevo
nucleido con dos protones y dos neutrones menos.
4.5. Desintegración g
Tras la mayor parte de las desintegraciones a y b, el
núcleo queda en un estado excitado. Un estado excitado
es inestable porque se encuentra en un nivel energético
superior al del estado fundamental (estable). Estos estados decaen al estado fundamental emitiendo el exceso
de energía en forma de rayos g. Los rayos g son ondas
electromagnéticas de muy alta energía, mayor que la de
los rayos X. Tienen un alto poder de penetración, atraviesan con facilidad el cuerpo humano y para frenarlos
se necesitan varias láminas de plomo o gruesas paredes
de hormigón.
El estado excitado de un núcleo se representa mediante
un asterisco en superíndice. Por ejemplo, la desintegración g del isótopo 12C sería:
12
6
C* → 126 C + γ (4,4 MeV )
Este tipo de desintegraciones también reciben el nombre
de transición isomérica.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
5. RADIACIONES ATÓMICAS
Y NUCLEARES
En el apartado 4, «Transformaciones nucleares. Tipos de
desintegraciones nucleares», hemos visto diferentes tipos
de radiaciones nucleares, resultado de distintos procesos que tienen lugar en el núcleo atómico. Entre ellas,
aparecen tanto radiación corpuscular (desintegración b,
desintegración a y captura electrónica) como radiación
electromagnética (desintegración g).
Existen radiaciones que se producen debido a las transiciones electrónicas. Como ya sabemos, los saltos de
los electrones desde niveles de mayor energía a otros
de menor energía, o viceversa, suponen respectivamente
una emisión o una absorción de energía electromagnética (fotones).
Cuando se arranca un electrón de alguna de las capas
debido a una interacción con un fotón o una partícula
6. ISÓTOPOS RADIACTIVOS.
NUCLEIDOS NATURALES
Y ARTIFICIALES
Como hemos visto, existen algunas combinaciones de
protones y neutrones que no forman núcleos estables.
Decimos que un isótopo es radiactivo cuando su combinación de protones y neutrones es inestable, y tenderá,
por tanto, a transformarse de manera espontánea en otro
núcleo más estable emitiendo radiación.
Por ejemplo, de los isótopos del hidrógeno, el hidrógeno
simple (1H) es el más abundante en la naturaleza y su nú­
cleo está formado sólo por un protón. El deuterio (2H)
incorpora un neutrón al núcleo y es especialmente estable. Sin embargo, el tritio (3H) incorpora un neutrón
adicional y es un isótopo radiactivo.
La mayoría de los elementos se encuentran en la naturaleza como una mezcla de sus diferentes isótopos. La
abundancia isotópica relativa es el porcentaje que corresponde a cada isótopo de un elemento tal como se halla
en la naturaleza.
Son nucleidos radiactivos naturales, y por tanto constituyen una fuente natural de radiación, aquellos nucleidos
presentes en la Tierra que emiten radiación y no han
sido originados por la actividad humana (tabla 1-2).
Las principales fuentes de radiación natural tienen su
origen en los rayos cósmicos (3H, 7Be, 14C, 22Na) y en la
corteza terrestre (40K, 87Rb, series radiactivas del uranio
y del torio) (tabla 1-3).
Los nucleidos radiactivos artificiales son aquellos que
han sido producidos como resultado de alguna actividad humana. En el ámbito sanitario, los nucleidos
TABLA 1-2 Ejemplos de radionucleidos naturales
Radiación
cósmica
De la corteza
terrestre
Radionucleidos
naturales
Período de
semidesintegración
Hidrógeno-3
Berilio-7
Carbono-14
Sodio-22
Potasio-40
Rubidio-87
Serie uranio-235
Serie uranio-238
Serie torio-232
12,3 años
53,3 días
5,7·103 años
2,6 años
1,3·109 años
4,7·1010 años
7,0·108 años
4,5·109 años
1,4·1010 años
7
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
TABLA 1-3 Series radiactivas naturales
Número de masa
Serie
Origen
4n
Torio
4n + 1
Neptunio
4n + 2
Uranio/radio
4n + 3
Uranio/actinio
232
90
Th
Np
U
4,15·10
238
92
235
92
U
Existen otros nucleidos radiactivos que se emplean
principalmente en la industria nuclear para la obtención de energía. La radiactividad liberada en la atmósfera, sobre todo como consecuencia de las pruebas
nucleares efectuadas, se deposita poco a poco sobre la
superficie de la Tierra (lluvia radiactiva). Sin embargo,
su aportación a la dosis recibida por la población es
muy pequeña en comparación con las exposiciones
médicas (fig. 1-6).
8
TABLA 1-4 Características y aplicación
de algunos nucleidos radiactivos artificiales
Fósforo-32
b−
14,3 días
Yodo-131
b−, g
8,4 días
Iridio-192
Tecnecio-99m
Carbono-11
b−, g
g
b+
74 días
6 horas
20,4 min
1,41·10
10
2,14·106
237
92
radiactivos artificiales se utilizan con fines diagnósticos
en los servicios de medicina nuclear; para investiga­
ción en el campo de la inmunología, la hematología, la
biología molecular, etc., y con fines terapéuticos en los
servicios de medicina nuclear y de oncología radioterápica (tabla 1-4).
Tipo
Radionucleidos de emisión Período
Período
de semidesintegración (años)
9
7,18·10
8
208
82
Pb
209
83
Bi
206
82
Pb
207
22
Pb
7. ACTIVIDAD Y DESINTEGRACIÓN.
LEY DEL DECAIMIENTO RADIACTIVO
La desintegración radiactiva es un proceso espontáneo.
No podemos saber en qué momento un núcleo determinado va a decaer radiactivamente para transformase
en otro más estable. Sin embargo, por estadística, si
tomamos una muestra grande de núcleos del mismo
nucleido podremos saber qué ley sigue su desintegración, es decir, qué cantidad de núcleos decaerán en un
tiempo determinado.
La actividad (A) es el número de desintegraciones que
se producen en una muestra por unidad de tiempo.
Supongamos que tenemos N núcleos radiactivos del
mismo nucleido en un cierto instante t. Transcurrido un
período de tiempo ∆t, parte de esos núcleos se habrán
desintegrado. Si llamamos ∆N a la diferencia entre el
número de núcleos existentes transcurrido un tiempo
∆t y el número inicial de núcleos, podemos definir la
actividad:
A=−
Aplicación
Investigación
Diagnóstico,
terapia
Terapia
Diagnóstico
Diagnóstico
Producto final
∆N
∆t
La actividad se mide, en el Sistema Internacional (SI)
de unidades, en desintegraciones por segundo, unidad
que recibe el nombre de Becquerelio (Bq) en honor a
Henri Becquerel:
1 Bq = 1 desint./s
FIGURA 1-6
Dosis promedio recibida en 1 año por una persona cualquiera
de la población española (porcentajes respecto a la dosis total).
Fuente: Consejo de Seguridad Nuclear.
CAPÍTULO 1
Estructura de la materia y transformaciones nucleares
Antiguamente se utilizaba también el Curio (Ci), que
corresponde a la actividad de un gramo de radio, elemento radiactivo descubierto por el matrimonio formado por
Marie y Pierre Curie:
1 Ci = 3,7 ⋅ 1010 desint./s = 3,7 ⋅ 1010 Bq
Esta unidad esta hoy en día en desuso y no debe ser
utilizada.
El número de desintegraciones que se producen por unidad de tiempo es proporcional el número de núcleos de
la muestra. La constante de proporcionalidad, l, recibe
el nombre de constante de desintegración radiactiva y se
mide en s−1:
A=−
∆N
= λ ⋅N
∆t
Integrando la expresión de manera sencilla, llegamos a
la ley de desintegración radiactiva:
N = N 0 e − λ ⋅t
donde N0 es el número inicial de núcleos (fig. 1-7). Como
la actividad y el número de núcleos están relacionados
a través de la constante de desintegración, podemos
expresar la ley de desintegración radiactiva en función de
la actividad, multiplicando a ambos lados por l:
λ ⋅ N = λ ⋅ N 0 e − λ ⋅t ⇒ A = A0 e − λ ⋅t
donde A0 es la actividad en el instante inicial (t = 0).
El proceso de desintegración de un núcleo es independiente de factores externos como la temperatura o la presión; únicamente depende del propio nucleido a través
de la constante de desintegración, l. Cada nucleido tiene
una l característica, que da idea de la probabilidad de
que se desintegre por unidad de tiempo.
7.1. Período de semidesintegración
El período de semidesintegración radiactiva, T1/2, es el
tiempo necesario para que la actividad de un radionucleido se reduzca a la mitad. Esto es equivalente a decir
que el número de radionucleidos de la muestra se reduzca a la mitad:
(
)
A0
− λ ⋅T
− λ ⋅T
 1
= A0 e 1/2 ⇒ ln   = ln e 1/2 ⇒ ln 2 = λ ⋅ T1/2
 2
2
T1/2 =
ln 2
λ
El período de semidesintegración se mide en unidades de tiempo (segundos, minutos, horas, años). Del
mismo modo que la constante de desintegración, l,
el período de semidesintegración es característico del
radionucleido.
7.2. Tiempo de vida medio
El tiempo de vida medio, τ, es el tiempo medio que tarda
un nucleido en desintegrarse, o el tiempo que tarda en
reducirse la actividad 1/e. Se relaciona con la constante
de desintegración radiactiva, l, a través de la relación:
τ=
1
λ
También se relaciona con el período de semidesintegración radiactiva, T1/2, como sigue:
τ=
T1/2
ln 2
El tiempo de vida medio es más largo que el período
de semidesintegración radiactiva. Se mide en unidades de tiempo.
8. RESUMEN
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
●
FIGURA 1-7
Ley de desintegración radiactiva. El número de radionucleidos de la
­muestra decae de manera exponencial negativa. Cuando ha transcurrido
un tiempo igual a un período de semidesintegración, el número de núcleos
de la muestra se ha reducido a la mitad. Si el tiempo transcurrido es igual
a dos períodos de semidesintegración, el número de núcleos de la muestra
se reduce a la cuarta parte.
●
Un nucleido está determinado por un número de
protones (Z), de neutrones (N) y de nucleones (A)
característico.
● Isótopos: nucleidos con la misma Z (mismo número
de protones).
● Isótonos: nucleidos con la misma N (mismo número
de neutrones).
● Isóbaros: nucleidos con la misma A (mismo número
de nucleones).
En el núcleo actúan dos tipos de interacciones:
● Interacción coulombiana: entre protones, de carácter
repulsivo.
● Interacción nuclear fuerte: entre nucleones, de carácter atractivo y corto alcance.
Existen nucleidos estables y otros que no lo son. Los
nucleidos estables se encuentran en torno a la línea
de estabilidad:
● N≈Z para nucleidos ligeros.
● N≈1,5·Z para nucleidos pesados.
9
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
●
●
●
●
●
●
10
Los nucleidos inestables experimentan un proceso
de desintegración para alcanzar la estabilidad. La
radiactividad es la emisión de partículas o radiación
electromagnética por núcleos inestables de ciertos
elementos.
La desintegración b− afecta a los nucleidos con exceso de neutrones y consiste en la desintegración
de un neutrón en un protón mediante el proceso
1
1
0 −
0 n → 1 p + −1 e + υ .
La desintegración b + afecta a los nucleidos con
exceso de protones y consiste en la desintegración
de un protón en un neutrón mediante el proceso
1
1
0 +
.
1p → 0 n + 1e + υ
La captura electrónica afecta a nucleidos con un exceso
de protones. Consiste en la absorción de un electrón
orbital y su combinación con un protón para producir
un neutrón: −01 e − + 11 p → 01 n + υ .
La desintegración a consiste en la emisión, por parte
del núcleo, de una partícula a (formada por dos protones y dos neutrones): ZA X → AZ−−42Y + 24 He.
La desintegración g se produce cuando un nucleido
se encuentra en estado excitado, emitiendo el exceso
de energía en forma de radiación electromagnética:
A *
A
.
Z X → Z X +γ
●
●
La actividad es el número de desintegraciones que se
producen por segundo. Su unidad en el SI es el Bq.
El número de nucleidos que se desintegran radiactivamente transcurrido un cierto tiempo, t, sigue una
ley de tipo exponencial llamada ley de desintegración
radiactiva.
Bibliografía
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of medical imaging. 2nd ed. Philadelphia: Lippincott Williams &
Wilkins; 2001. p. 17-30.
Bushong SC. Manual de radiología para técnicos. Física, biología y protección radiológica. 9ª ed. Madrid: Elsevier España; 2010. p. 37-56.
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medicina nuclear. Ciclo formativo Imagen para el diagnóstico.
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Johns HE, Cunningham JR. The physics of radiology. 4th ed. Springfield: Charles C. Thomas; 1983. p. 3-33, 71-99.
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins; 2010. p. 1-26.
Tipler PA. Física para la ciencia y la tecnología, Vol. 2. 4ª ed. Barcelona:
Reverté; 2001. p. 1209-40.
CAPÍTULO
2
Interacción radiación-materia
Julia Garayoa Roca, María Pinto Monedero y Patricia Sánchez Rubio
ÍNDICE
1. Introducción 11
2. Tipos de radiación. Radiación electromagnética
y radiación corpuscular 11
2.1.Radiaciones ionizantes 12
3. Interacción de los fotones con la materia 12
3.1.Atenuación de un haz de fotones:
coeficientes de atenuación másicos 13
3.2.Efecto fotoeléctrico 13
3.3.Efecto Compton 15
3.4.Creación de pares electrón-positrón 16
3.5.Otras interacciones de los fotones:
dispersión de Rayleigh e interacciones
fotonucleares 16
1. INTRODUCCIÓN
La radiación es un transporte de energía a través del
vacío o de un medio material. Cuando la radiación se
propaga en un medio se producen interacciones entre la
radiación y la materia. El tipo de interacción que sufre
la radiación depende tanto de las propiedades físicas
de la propia radiación como de las del medio en el que
se propaga. En este tema se estudiarán tales interacciones,
tras una breve descripción de los tipos de radiación que
existen en la naturaleza.
Se estudiarán las interacciones de los fotones, de las
partículas cargadas, haciendo una mención especial a
los electrones, que son un caso particular de partícula
cargada, y por último se comentarán las interacciones
de los neutrones.
El objetivo de este capítulo es que el lector se familiarice
con las interacciones que sufre la radiación al atravesar
la materia, pues constituyen el principio físico en el cual
se basan las técnicas de imagen médicas y el tratamiento
radioterápico que se irán viendo en los capítulos posteriores.
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
4. Interacción de las partículas cargadas
con la materia 17
4.1.Poder de frenado 17
4.2.Pérdidas energéticas por colisión 18
4.3.Pérdidas energéticas por emisión
de radiación de frenado 18
4.4.Pérdidas energéticas en interacciones
nucleares 18
4.5.Interacciones de los electrones
con la materia 19
5. Interacción de los neutrones con la materia 19
6. Resumen 20
Bibliografía 20
2. TIPOS DE RADIACIÓN.
RADIACIÓN ELECTROMAGNÉTICA
Y RADIACIÓN CORPUSCULAR
La radiación es un transporte de energía a través del vacío
o de un medio material. En general, se habla de radiación
electromagnética y radiación corpuscular.
La radiación corpuscular está formada por partículas
que se propagan en el espacio transportando energía.
En el capítulo 1 se han descrito algunos ejemplos de
partículas, como la radiación b, formada por electrones,
o las partículas a y los neutrones, que se producen en las
desintegraciones radiactivas.
En cuanto a la radiación electromagnética, está formada
por campos electromagnéticos oscilantes que transportan energía a través del espacio. Son radiaciones electromagnéticas los rayos X y la radiación g, propias de
las transiciones atómicas y nucleares, respectivamente,
y que ya se han tratado en el capítulo 1. Pero además
de estas dos formas de radiación electromagnética, también existen otras: las ondas de radio, las microondas, el
infrarrojo, la luz visible y la luz ultravioleta. Todas son
11
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
radiaciones electromagnéticas, y la diferencia entre ellas ra­
dica en la energía que transportan. De hecho, existe un
espectro continuo de energías posibles, llamado espectro
electromagnético.
La radiación electromagnética se propaga en el vacío a
velocidad c (c: velocidad de la luz, aproximadamente
3 × 108 m/s) y se caracteriza por su frecuencia ν y su
longitud de onda l. Si imaginamos la radiación electromagnética como una onda sinusoidal que se propaga
en el espacio, la frecuencia ν es el período de repetición
de la onda, es decir, el número de crestas o de valles que
pasan por un punto por unidad de tiempo, y por tanto
tiene dimensiones de tiempo−1 y se mide en ciclos/s o
Hz; la longitud de onda l es la distancia entre dos crestas
o dos valles consecutivos, tiene dimensiones de longitud
y se mide en metros. Como la velocidad de propagación
de la radiación electromagnética es c, se cumple que
c = lν.
Es bien conocida la naturaleza ondulatoria de la luz,
pues la física clásica se ha encargado de estudiar los fenómenos ondulatorios de la luz visible (zona del espectro
electromagnético a la que es sensible el ojo humano).
Sin embargo, con el desarrollo de la teoría cuántica se
puso de manifiesto que, dependiendo del fenómeno
estudiado, la radiación electromagnética se comportaba
como un haz de partículas y no como una onda; es lo
que se conoce como dualidad onda-corpúsculo.
12
De este modo, la radiación electromagnética está formada por cuantos de energía, llamados fotones, que
transportan energía y viajan a la velocidad de la luz.
Un fotón es una partícula sin masa y sin carga eléctrica.
La energía de un cuanto de radiación electromagnética está relacionada con la frecuencia de la radiación ν
(o de manera equivalente, con su longitud de onda l)
mediante la expresión:
E = hν = h
c
λ
[1]
donde h es la constante de Planck, en honor al físico
alemán que desarrolló la teoría cuántica de la radiación
electromagnética. La constante h = 6,626 × 10 −34 J
s = 4,136 × 10−15 eV s. Por tanto, a mayor frecuencia
ν, o menor longitud de onda l, mayor es la energía de
los fotones.
Dentro del espectro electromagnético, los rayos g son los
más energéticos, con longitudes de onda del orden del
tamaño de un núcleo atómico; mientras que las ondas de
radio, mucho menos energéticas, presentan longitudes
de onda del orden del kilómetro.
En la mayoría de los capítulos de este libro, sólo nos
vamos a interesar por los fotones con energías altas
(rayos X y g), pues este es el tipo de radiación y rango
de energías más relevante en el ámbito de la radioterapia
y la imagen médica. Además, a partir de ahora, en este
capítulo, nos referiremos siempre a los fotones, en virtud
del fenómeno de dualidad onda-corpúsculo.
2.1. Radiaciones ionizantes
Los distintos tipos de radiación (fotones, electrones,
iones pesados y neutrones) presentan comportamientos
distintos en su interacción con la materia, dependiendo
de sus características físicas. La materia está constituida
por átomos, es decir, núcleos y electrones. Por tanto,
estudiar las interacciones de las partículas con la materia
equivale a estudiar sus interacciones con los núcleos y
los electrones.
Las radiaciones suelen clasificarse en ionizantes y no
ionizantes. El proceso de ionización consiste en una
interacción con los electrones atómicos en la que uno
de estos electrones es arrancado del átomo. Las radiaciones no ionizantes son aquellas que, por su baja energía,
no son capaces de producir ionizaciones atómicas, y no
serán objeto de estudio en este capítulo. Las radiaciones
ionizantes sí pueden producir ionizaciones y por tanto
tienen energías por encima de unos pocos eV, que es el
orden de la energía de ligadura de los electrones en
el átomo.
Las radiaciones ionizantes suelen subdividirse en dos
grandes grupos: directamente ionizantes e indirectamente ionizantes. Las radiaciones directamente ionizantes
son las partículas cargadas, por ejemplo los electrones,
que presentan interacciones coulombianas y que, por
tanto, pueden producir ionizaciones. Las radiaciones
indirectamente ionizantes son las partículas neutras,
como los fotones de rayos X, g y los neutrones, que al
interaccionar con el medio producen partículas cargadas
que, a su vez, son capaces de producir ionizaciones.
Todas las partículas transportan energía, y al atravesar
la materia e interaccionar con ella mediante todos los
mecanismos que se describen a continuación, depositan
energía en el medio. En el campo de la radioterapia,
este depósito de energía es el causante de la lesión o la
muerte de las células sanas o tumorales. Cada tipo de
partícula presentará unas características (mayor o menor
alcance, mayor o menor depósito local de energía, etc.)
que la harán más o menos apropiada para un objetivo
terapéutico dado.
3. INTERACCIÓN DE LOS FOTONES
CON LA MATERIA
El fotón es una partícula elemental sin masa y sin carga
eléctrica. Los fotones presentan una serie de interacciones propias cuya probabilidad de ocurrencia depende
tanto de la propia energía de los fotones como de las
características del medio dispersor. La interacción puede
tener lugar con electrones muy ligados al átomo, como
ocurre en el efecto fotoeléctrico, o con electrones libres
o poco ligados, en cuyo caso tenemos fenómenos de
dispersión tipo Rayleigh o efecto Compton. Por último,
por encima de cierta energía umbral, el fotón puede
interaccionar con el campo electromagnético creado
por el núcleo y dar lugar a la producción de pares electrón-positrón.
CAPÍTULO 2
Interacción radiación-materia
A continuación se describe la atenuación de un haz de
fotones que penetra en la materia, y se estudiará detalladamente el origen físico de las interacciones del fotón
con el medio, así como la escala energética a la cual se
produce cada una de ellas.
3.1. Atenuación de un haz de fotones:
coeficientes de atenuación másicos
Un haz de fotones que penetra en un medio sufre una
atenuación originada por todas las interacciones antes
mencionadas. Supongamos que se hace incidir un haz
delgado con N fotones sobre cierto material. La reducción
en el número de fotones, ∆N, que experimenta el haz al
atravesar un espesor ∆x de material, viene dada por:
∆N = − µ N ∆x
[2]
donde la constante de proporcionalidad m es el llamado
coeficiente de atenuación. Nótese que esta ecuación
diferencial es del mismo tipo que la que describe la ley
de desintegración radiactiva nuclear. La integración de
esta ecuación diferencial conduce a la relación:
N (x) = N 0 e − µ x
[3]
donde N0 es el número de fotones que contiene inicialmente el haz al penetrar en el medio, N(x) es el número de
fotones que alcanzan un espesor x de material, y m es el coeficiente de atenuación. El producto mx es la probabilidad de
que el fotón sea absorbido por alguno de los mecanismos
de interacción. Como m tiene dimensiones de 1/longitud,
si x viene expresada en cm, m tiene unidades de cm−1.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La probabilidad de que un fotón interaccione con alguno
de los átomos de la materia es directamente proporcional
al número de átomos presentes, es decir, m es proporcional a la densidad del medio. Por eso se introduce el co­
eficiente de atenuación másico, que es independiente de
la densidad del material y se define como el cociente entre
el coeficiente de atenuación y la densidad del material: m/ρ.
El cociente m/ρ tiene dimensiones de longitud2/masa y
suele expresarse en cm2/g.
La figura 2-1 representa la atenuación de un haz de
fotones de 6 MeV (energía frecuente en los haces de tratamiento utilizados en radioterapia) al atravesar tres
materiales distintos: agua, hormigón y plomo. Se observa
que la atenuación es más rápida en el plomo y el hormigón que en el agua, pues son materiales más densos formados por elementos con mayor número atómico. Esta
figura muestra que el coeficiente de atenuación depende
de la energía de los fotones y del material atravesado.
Análogamente a como se define el periodo de semidesintegración de un núcleo en el marco de la desintegración
radiactiva, en este caso podemos definir la capa hemirreductora x1/2 como el grosor de material absorbente que
reduce el número de fotones iniciales a la mitad. Dos
capas hemirreductoras lo reducen a una cuarta parte, y
así sucesivamente; n capas hemirreductoras reducen el
número de fotones en un factor 1/(2n).
FIGURA 2-1
Atenuación de un haz de fotones de 6 MeV al atravesar agua, hormigón
y plomo. Las líneas discontinuas indican la capa hemirreductora para
cada uno de los medios. Coeficientes de atenuación obtenidos de la base
de datos XCOM del National Institute of Standards and Technology.
La capa hemirreductora está relacionada con el coeficiente lineal de atenuación según la ecuación siguiente, que
se deduce de sustituir N(x1/2) = N0/2 en la ecuación 3:
x1/2 =
ln 2
µ
[4]
En la figura 2-1 se muestra la capa hemirreductora en
agua, hormigón y plomo, para los fotones de 6 MeV.
Como la atenuación de los fotones es mayor en el plomo
y en el hormigón que en el agua, las capas hemirreductoras correspondientes al plomo y al hormigón son mucho
más pequeñas.
Cada una de las interacciones que contribuye a la atenuación del haz de fotones puede expresarse mediante
un coeficiente de atenuación másico propio. Así, formalmente, el coeficiente de atenuación másico debido
a todas las interacciones posibles viene dado por:
µ µ fe µC µe+ e− µR
=
+
+
+
ρ
ρ
ρ
ρ
ρ
[5]
donde mfe, mC, mee y mR son los coeficientes de atenuación
debidos a la interacción fotoeléctrica, Compton, crea­
ción de pares y dispersión Rayleigh, respectivamente.
Seguidamente se describen con detalle estas interac­
ciones y las dependencias de sus correspondientes coeficientes de atenuación.
3.2. Efecto fotoeléctrico
En este proceso, el fotón incidente interacciona con un
electrón atómico y le transfiere toda su energía, desapareciendo el fotón original, como puede verse de forma
13
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
FIGURA 2-2
Representación esquemática del efecto fotoeléctrico: el fotón incidente
interacciona con un electrón atómico, transfiriéndole toda su energía. El
fotón incidente desaparece.
esquemática en la figura 2-2. El electrón secundario,
también llamado fotoelectrón, adquiere toda la energía
del fotón en forma de energía cinética y es expulsado del
átomo. Este fenómeno ocurre para energías del fotón
incidente iguales o mayores que la energía de ligadura
del electrón atómico, que puede variar entre unos pocos
eV hasta el MeV, en el caso de átomos con un alto número atómico.
14
Para que se produzca el efecto fotoeléctrico con un electrón de una determinada capa atómica i es necesario que
el fotón incidente posea una energía superior a la energía
de ligadura del electrón en el átomo, Ui. Es decir, existe
una energía umbral Ui por debajo de la cual el fotón no
puede producir efecto fotoeléctrico con el electrón de la
capa i. Esta energía depende del material sobre el cual
incide el fotón. La probabilidad de que se produzca el
efecto fotoeléctrico es muy alta para energías del fotón
incidente ≥ Ui, y luego decrece a medida que aumenta
la energía del fotón.
Como resultado del efecto fotoeléctrico, el fotoelectrón
es expulsado del átomo con una energía cinética dada
por:
K = hν − U i
[6]
donde Ui es la energía de ligadura del electrón de la capa i
y hν > Ui es la energía del fotón incidente. Entonces,
cuanto menor es la energía de ligadura, mayor es la
energía cinética del fotoelectrón.
Si escribimos Ui = hν0, tenemos que:
K = h(ν − ν 0 )
[7]
Como la energía cinética es una cantidad positiva, esta
relación vuelve a poner de manifiesto que la frecuencia
del fotón incidente ν ha de ser superior a una cierta frecuencia umbral ν0, por debajo de la cual no existe efecto
fotoeléctrico con el electrón de la capa i. Es equivalente
hablar de frecuencia umbral y energía umbral del fotón.
En la figura 2-3 se muestra el coeficiente de atenuación
másico debido al efecto fotoeléctrico en función de la
FIGURA 2-3
Coeficiente de atenuación másico del efecto fotoeléctrico en función
de la energía del fotón y para distintos materiales: hidrógeno, oxígeno
y plomo. Coeficientes de atenuación obtenidos de la base de datos XCOM
del National Institute of Standards and Technology.
energía del fotón incidente para varios elementos: hidrógeno, oxígeno y plomo. Este coeficiente de atenuación
másico tiene en cuenta la probabilidad del efecto fotoeléctrico con los electrones de todas las capas atómicas.
De hecho, las discontinuidades presentes en el caso del
plomo corresponden a las energías umbrales de efecto
fotoeléctrico con los electrones de las sucesivas capas
atómicas (K, L, M, etc.). Resulta evidente que el efecto
fotoeléctrico presenta una fuerte dependencia de la energía del fotón y del número atómico del material sobre
el que incide.
Como ya se ha mencionado, la probabilidad del efecto
fotoeléctrico es menor cuanto mayor es la energía del fo­
tón incidente; es, de manera aproximada, inversamente
proporcional al cubo de la energía del fotón 1/(hν)3.
Por otro lado, comparando los coeficientes de atenuación
correspondientes a elementos distintos, se observa que
el efecto es más probable con elementos de alto número
atómico, siendo la dependencia en la probabilidad de
ocurrencia proporcional al cubo del número atómico del
material dispersor Z3. Por tanto, los materiales con alto
número atómico son buenos absorbentes de fotones, y
de ahí que se utilice el plomo para construir blindajes de
fotones, pues tiene un número atómico alto (Z = 82).
Una vez que se ha producido el efecto fotoeléctrico y el
fotoelectrón ha sido expulsado del átomo, este último
queda en un estado excitado de energía. La vacante creada
por el fotoelectrón puede ser ocupada por otro electrón
atómico de una capa más externa, con la consecuente
emisión de radiación característica. Otra posibilidad es
que el átomo se desexcite y emita electrones Auger. En
este caso, el átomo emite electrones monoenergéticos
CAPÍTULO 2
Interacción radiación-materia
producidos por la absorción de radiación característica
en el interior del átomo.
Por último, cabe mencionar que el efecto fotoeléctrico es
de suma importancia en la formación de la imagen radiográfica, la cual se forma con los fotones que atraviesan el
paciente y llegan al detector de imagen. Esto permite la
visualización de diferentes tejidos, ya que cada uno de
ellos produce una atenuación distinta del haz de fotones
incidente. La atenuación producida por los tejidos viene
determinada, entre otros factores, por la probabilidad de
que se produzca una interacción fotoeléctrica que, como
ya se ha analizado, depende de la energía de los fotones
y del material sobre el que inciden.
FIGURA 2-4
Representación esquemática del efecto Compton: el fotón incidente
interacciona con un electrón poco ligado, que es dispersado.
3.3. Efecto Compton
Este proceso es una interacción que se produce como
consecuencia de la dispersión inelástica del fotón incidente con los electrones libres o poco ligados del átomo.
Se dice que es una interacción inelástica porque el fotón
incidente cede parte de su energía al electrón, que sale
dispersado formando un ángulo φ respecto a la dirección
del fotón incidente. El fotón también modifica su trayectoria (ángulo u), como puede verse en la figura 2-4.
La energía del electrón dispersado depende del ángulo
con que sale despedido. Las leyes físicas de conservación
de energía y momento permiten deducir las siguientes
relaciones que expresan la energía del electrón dispersado en función del ángulo de dispersión:
Ee = hν 0
ε (1 − cos θ )
1 + ε (1 − cos θ )
[8]
donde ε = hν/mec2. La relación entre el ángulo de dispersión del electrón y del fotón es cot(φ) = (1 + ε) tan(u/2).
La energía del fotón secundario, hν, viene dada por:
hν = hν 0
1
1 + ε (1 − cos θ )
[9]
o expresada en función de la longitud de onda del fotón:
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
λ − λ0 = λC (1 − cos θ )
15
[10]
donde lC es la llamada longitud de onda Compton y se
define como lC = h / mec.
La máxima transferencia de energía del fotón incidente
al electrón se produce cuando el electrón dispersado sale
despedido hacia delante (φ = 0) y el fotón incidente su­
fre un rebote o retrodispersión (u = 180). En este caso,
sustituyendo u = 180 en las ecuaciones 8 y 9, obte­
nemos:
Ee ,max = hν 0
2ε
1 + 2ε
[11]
hν min = hν 0
1
1 + 2ε
[12]
FIGURA 2-5
Coeficiente de atenuación másico del efecto Compton en función de la
energía del fotón para el agua y el plomo. Coeficientes de atenuación
obtenidos de la base de datos XCOM del National Institute of Standards
and Technology.
En contraposición a lo que ocurría en el efecto fotoeléctrico, en el caso del efecto Compton la probabilidad de
ocurrencia es prácticamente independiente del medio
dispersor, ya que consiste en una interacción con electrones poco ligados. Sin embargo, el efecto Compton sí
depende de la energía de los fotones: la probabilidad de
interacción disminuye al aumentar la energía del fotón
incidente, aproximadamente como ∼1/hν.
En la figura 2-5 se representa el coeficiente de atenuación másico correspondiente al efecto Compton para el
agua y el plomo. Efectivamente, a partir de una determinada energía, la probabilidad de que se produzca
efecto Compton decrece con la energía, pero de una
forma mucho menos brusca que como lo hacía el efecto
fotoeléctrico. También se deduce de la figura, que la
probabilidad de que se produzca efecto Compton no es
muy dependiente del medio dispersor.
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
Comparando las figuras 2-3 y 2-5 puede concluirse que
el efecto Compton ocurre con mayor probabilidad para
energías del fotón incidente mucho mayores que la ener­
gía de ligadura de los electrones en el átomo; para
energías del orden de la energía de ligadura de los electro­
nes, es más probable que se produzca efecto fotoeléctrico.
Por otro lado, para energías mayores de 2mec2 puede tener
lugar la creación de pares, como se verá en la siguiente
sección. Por tanto, puede decirse que el efecto Compton
es el efecto dominante para energías intermedias del
fotón incidente, del orden de mec2.
En radioterapia suelen usarse fotones de energía en el
rango del MeV, por lo que el efecto Compton es el tipo
de interacción dominante. Cuanto menor es la energía de
los haces usados en radioterapia, mayor es la dispersión y
por tanto mayor es la penumbra de los haces empleados.
Los electrones dispersados que se producen en este tipo
de interacción depositarán energía en el medio por los
mecanismos que se estudiarán en la próxima sección.
Serán las interacciones producidas por estos electrones
secundarios las máximas causantes del daño celular que se
pretende producir con la radioterapia.
3.4. Creación de pares electrón-positrón
16
En este proceso, el fotón interacciona con el campo elec­
tromagnético del núcleo, y como consecuencia de tal
interacción, el fotón desaparece y su energía es invertida
en crear un par de partículas electrón-positrón. En la
figura 2-6 se muestra esquemáticamente esta interacción.
Es evidente que existe una energía umbral para que este
proceso ocurra: el fotón ha de tener energía suficiente
para crear un electrón y un positrón. Así, la energía
umbral viene dada por 2mec2. El exceso de energía, por
encima del umbral, que puede tener el fotón, se reparte
en forma de energía cinética entre las dos partículas
creadas. En la figura 2-7 se representa la dependencia
energética del coeficiente de atenuación másico, en agua
y plomo, para la creación de pares. Se observa claramen­
te la existencia de esta energía umbral, que además es
independiente del material atravesado.
FIGURA 2-6
Representación esquemática de la creación de pares electrón-positrón.
El fotón incidente interacciona con el campo electromagnético del núcleo
y su energía es invertida en crear un par electrón-positrón.
De acuerdo con la figura 2-7, la probabilidad de que
tenga lugar la producción de pares es fuertemente depen­
diente del número atómico. Efectivamente, la intensidad
del campo electromagnético creado por el núcleo crece
con el número atómico de este como Z2. Por tanto, cuan­
to mayor es Z, mayor es el campo electromagnético del
núcleo, y más probable es que se produzca la creación
de pares, siempre que la energía del fotón original sea
superior a la energía umbral del proceso. Además, por
encima de la energía umbral la probabilidad de que
ocurra el suceso es poco dependiente de la energía del
fotón incidente. Obsérvese que las curvas de la figura 2-7,
por encima del valor umbral de energía, son casi planas.
De este modo, dicho mecanismo de interacción es el
dominante para energías del fotón suficientemente altas.
El positrón resultante de este proceso pierde su energía
a medida que atraviesa el material dispersor mediante
el mismo tipo de interacciones que experimentan los
electrones. Al final de su recorrido, el positrón se recom­
bina con algún electrón libre del medio y da lugar a dos
fotones de aniquilación.
3.5. Otras interacciones de los fotones:
dispersión de Rayleigh e interacciones
fotonucleares
Además de las que ya se han explicado, los fotones pre­
sentan otras interacciones, en particular la dispersión
de Rayleigh y las interacciones fotonucleares, que se
describen brevemente a continuación.
La dispersión de Rayleigh es una dispersión elástica que
se produce entre el fotón incidente y un electrón atómi­
co, sin que el átomo correspondiente sea excitado. Se
FIGURA 2-7
Coeficiente de atenuación másico de la producción de pares
electrón-positrón en función de la energía del fotón para el agua
y el plomo. Coeficientes de atenuación obtenidos de la base
de datos XCOM del National Institute of Standards and Technology.
CAPÍTULO 2
Interacción radiación-materia
dice que la dispersión es elástica porque el fotón incidente y el dispersado tienen la misma energía. El hecho
de que no se produzca intercambio energético hace que
este proceso sea menos relevante desde el punto de vista
dosimétrico.
Por último, en las interacciones fotonucleares un fotón
de alta energía (por encima de 10 MeV) excita un núcleo
atómico que se desexcita emitiendo algún nucleón. Estas
interacciones sólo ocurren para altas energías del fotón in­
cidente, y son menos probables que el resto de las interacciones que antes se han descrito. Sin embargo, son
importantes desde el punto de vista de la protección ra­
diológica, ya que la producción de neutrones debe
tenerse en cuenta en el diseño de los blindajes de los
búnkeres destinados a radioterapia.
En las secciones anteriores hemos explicado las interacciones más importantes que experimentan los fotones al atravesar un material. También hemos visto que
cada una de estas interacciones depende de manera
distinta tanto de la energía de los fotones como de las
propiedades del material que atraviesan. En resumen,
podemos decir que a bajas energías (muy inferiores a
1 MeV) el efecto dominante es el fotoeléctrico; a energías medias (desde unos 100 keV hasta energías del
orden de 1 MeV), el proceso dominante es el efecto
Compton; y para altas energías, la producción de pares.
En la figura 2-8 se indica cuál de los tres efectos es el
dominante en función de la energía del fotón incidente
y del número atómico del medio.
4. INTERACCIÓN DE LAS PARTÍCULAS
CARGADAS CON LA MATERIA
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Las interacciones de las partículas cargadas vienen regidas fundamentalmente por las fuerzas coulombianas
que existen entre las partículas cargadas incidentes y los
campos electromagnéticos creados por los electrones
orbitales y por los núcleos atómicos.
Las interacciones con los electrones atómicos dan lugar
a procesos de difusión elástica o inelástica. Los procesos
inelásticos implican la excitación o ionización de los
átomos. Por otro lado, las interacciones con los núcleos
resultan en fenómenos de dispersión elástica o inelástica,
en los que se emite radiación, que suele denominarse
radiación de frenado.
Los procesos de dispersión elástica suponen un cambio en la trayectoria de la partícula incidente, pero no
implican depósito de energía en el medio. Los electrones,
debido a su pequeña masa, sufren más procesos de dispersión elástica que otras partículas cargadas, como por
ejemplo las partículas a. Esto hace que la trayectoria que
sigue un electrón al atravesar un medio material sea muy
tortuosa, en comparación con las trayectorias seguidas
por partículas cargadas más pesadas, que son casi rectas.
Del mismo modo, los haces de electrones empleados en
teleterapia presentan una gran penumbra debido a los
procesos de dispersión.
La importancia relativa de cada uno de estos procesos
depende del medio y de las características de la partícula
cargada incidente. Por ejemplo, en el caso de los electrones, que son partículas cargadas y de masa pequeña,
las pérdidas energéticas debidas a la radiación de frenado
son importantes en comparación con las que experimentan otras partículas más pesadas.
Las partículas cargadas pesadas, como los protones,
también pueden dar lugar a reacciones nucleares en las
que se generan isótopos radiactivos que emitirán nuevas
partículas.
4.1. Poder de frenado
El depósito de energía producido por las partículas cargadas en sus interacciones con la materia suele describirse
mediante una magnitud denominada poder de frenado:
S=−
dE
dx
[13]
Esta magnitud describe la pérdida de energía cinética de
las partículas cargadas en función del espesor de material
atravesado. El valor S tiene dimensiones de energía/
longitud = masa × longitud/tiempo2, y suele expresarse en MeV/cm. También es usual expresar el poder de
frenado como el cociente entre el poder de frenado y
la densidad del medio, S/ρ; en este caso recibe el nombre de poder de frenado másico. El cociente S/ρ tiene
dimensiones de longitud4/tiempo2, y suele expresarse
en MeV cm2/g.
Cada tipo de interacción contribuye al poder de frenado.
Por tanto, el poder de frenado es dependiente del medio
y de las características de la partícula cargada incidente.
FIGURA 2-8
Interacción dominante de los fotones con la materia en función de la
energía del fotón y del número atómico del material sobre el cual inciden.
Por ejemplo, una partícula a de 8 MeV de energía, alcanza una profundidad de menos de 0,1 mm cuando incide
en un blanco de agua. Para un electrón de la misma
energía, la profundidad alcanzada es de unos 4 cm. A la
17
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
vista de estos datos, el riesgo de irradiación externa con
partículas a es fácilmente evitable, ya que no se requieren
grandes blindajes para su absorción. Sin embargo, si un
núcleo radiactivo emisor a es incorporado al organismo, las partículas a emitidas causarán un daño tisular
importante, pues el depósito de energía se produce de
manera muy local (alto poder de frenado). En el caso del
electrón, al alcanzar una profundidad mayor, el depósito
local de energía es menor (menor poder de frenado).
Recordemos, sin embargo, que los electrones siguen una
trayectoria muy tortuosa, por lo que la distancia entre el
punto de entrada del electrón incidente y el punto donde
es completamente absorbido puede llegar a ser la mitad
de la longitud total recorrida por el electrón.
4.2. Pérdidas energéticas por colisión
Una partícula cargada puede excitar o incluso arrancar
un electrón atómico. La partícula cargada incidente
colisiona con un electrón atómico y le cede parte de
su energía, de modo que el electrón atómico salta a un
nivel energético menos ligado y el átomo queda en
un estado excitado. Si la energía de la partícula incidente
es lo bastante alta, esta puede llegar a arrancar el electrón
del átomo, mecanismo que se denomina ionización.
Tanto la partícula incidente como el electrón secundario
producido en la ionización continuarán su recorrido en
el material produciendo nuevos procesos de ionización
o excitación atómica.
18
El poder de frenado causado por las colisiones con electrones atómicos depende de las propiedades del medio,
de la carga de la partícula incidente y de su energía.
El poder de frenado por colisión, S col, es decreciente
a energías bajas de la partícula incidente, alcanza un
valor mínimo y luego crece hasta que se estabiliza. Así,
a medida que se frena la partícula cargada que atraviesa
el medio, aumentan las pérdidas de energía por colisión.
Además, Scol es mayor en materiales con bajo número
atómico, porque Scol depende de la densidad de electrones en el medio, que es mayor en los materiales con
bajo Z. Los electrones atómicos de los materiales con alto Z
están mucho más ligados, por lo que es más difícil que
interaccionen con los electrones que inciden en el medio.
4.3. Pérdidas energéticas por emisión
de radiación de frenado
De acuerdo con las leyes de la electrodinámica, una partícula cargada sometida a una aceleración emite radiación electromagnética, que se denomina radiación de
frenado (Bremsstrahlung). Los núcleos atómicos de un
determinado medio crean un campo electromagnético,
de modo que cuando una partícula cargada atraviesa
ese medio recibe una fuerza coulombiana que produce
una aceleración, originando la emisión de radiación de
frenado. En la figura 2-9 se representa esquemáticamente
este proceso. La radiación de frenado presenta un espectro continuo de energía.
FIGURA 2-9
Representación esquemática de la emisión de radiación de frenado.
El electrón incidente es acelerado por el campo electromagnético creado
por el núcleo, y genera la emisión de radiación de frenado.
El poder de frenado debido a la radiación de frenado,
Srad, es directamente proporcional al cuadrado de la carga
del núcleo y a la energía cinética de la partícula cargada
proyectil, e inversamente proporcional al cuadrado de la
masa de la partícula cargada:
Srad = −
Z 2 Ek
dE
∝
dx rad
m2
[14]
De este modo, la emisión de radiación de frenado sólo
es importante para partículas cargadas ligeras, como el
electrón; para partículas pesadas sólo es importante
a energías muy altas, fuera del rango energético utilizado
en radioterapia. En cuanto a la dependencia del material
dispersor, la emisión de radiación de frenado es más
eficiente en materiales de alto Z, al ser mayor el campo
electromagnético del núcleo.
4.4. Pérdidas energéticas en interacciones
nucleares
Estas interacciones ocurren con partículas cargadas pesadas. En estos procesos se producen núcleos radiactivos.
Por ejemplo, un protón que atraviesa el tejido produce
isótopos radiactivos de baja vida media, como 11C, 13N
y 15O, que son emisores de positrones.
Este tipo de interacciones también son de gran relevancia
en el ámbito de la imagen médica, pues gracias a ellas
se producen algunos de los isótopos radiactivos utilizados en medicina nuclear. En un ciclotrón, que es un
acelerador de partículas cargadas, se acelera un haz de
protones y se hace incidir sobre un blanco de oxígeno
estable. Como resultado de las interacciones nucleares
que se producen se genera 18F, isótopo radiactivo emisor
de positrones que es empleado en medicina nuclear
para realizar estudios de tomografía computarizada por
emisión de positrones (PET).
Por último, hay que mencionar que estas interacciones
también son relevantes en hadronterapia, un tipo de
CAPÍTULO 2
Interacción radiación-materia
teleterapia en la cual se usan haces de hadrones. En tal
caso, habría que considerar estas interacciones en los
cálculos dosimétricos.
4.5. Interacciones de los electrones
con la materia
Los electrones son un caso particular de partículas
cargadas, así que sus interacciones son las que se han
descrito en este apartado. Los electrones presentan la
particularidad de ser muy ligeros, por lo que las pérdidas
energéticas por radiación de frenado son muy importantes, de acuerdo con la ecuación 14.
Las dos contribuciones más importantes al poder de frenado másico de los electrones son las pérdidas de energía
por colisión con electrones atómicos (Scol) y las pérdidas
radiativas (Srad):
 dE 
 dE 
S = Scol + Srad = −   −  
 dx  col  dx  rad
[15]
La importancia de cada una de las dos contribuciones
depende de la energía del electrón y del medio dispersor.
Sin embargo, en términos generales puede decirse que
las pérdidas energéticas por radiación son dominantes a
altas energías y en materiales con alto número atómico.
Suele definirse la energía crítica como la energía cinética
del electrón a partir de la cual las pérdidas radiativas
son dominantes, aproximadamente Ec(MeV) = 700/Z,
donde Z es el número atómico del medio.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
En la figura 2-10 se observa la dependencia energética del
poder de frenado másico correspondiente a las pérdidas
energéticas por colisión (Scol, izquierda) y por radiación
(Srad, centro), y el poder de frenado total (S, derecha) que
tiene en cuenta ambas contribuciones. Se han representado
los poderes de frenado correspondientes al agua y al plomo.
FIGURA 2-10
Obsérvese que para energías inferiores a 1 MeV el poder
de frenado está dominado por las pérdidas energéticas
por colisión; a energías más altas, las pérdidas por radiación de frenado son dominantes. El poder de frenado por
colisión es mayor en medios con bajo número atómico.
Por eso, en la figura 2-10 vemos que, para bajas energías,
el Scol del agua está por encima del Scol correspondiente al
plomo. Para energías superiores las líneas se cruzan, pues
empiezan a dominar las pérdidas radiactivas que son
más eficientes en materiales con alto número atómico.
Como ya se ha comentado al principio de esta sección,
los electrones también experimentan dispersiones elásticas con los núcleos atómicos. En una dispersión elástica
con el núcleo, la partícula cargada incidente se desvía,
pero no se produce intercambio energético. Así, este tipo
de proceso no contribuye al poder de frenado, pero sí
afecta a la forma de las trayectorias que siguen los electrones, que resultan ser muy tortuosas.
Por último, debe hacerse una mención a las interacciones
de los positrones. Un positrón, antipartícula del electrón,
tiene las mismas propiedades físicas que el electrón, pero
con carga eléctrica de signo opuesto. Los positrones presentan las mismas interacciones que sus compañeros de
carga negativa. Cuando un positrón ha perdido casi toda
su energía, se aniquila con un electrón emitiendo dos
fotones de aniquilación.
5. INTERACCIÓN DE LOS NEUTRONES
CON LA MATERIA
Los neutrones son partículas masivas sin carga eléctrica, y
por tanto se trata de radiación indirectamente ionizante.
Las interacciones de los neutrones vienen regidas por la
interacción fuerte con los núcleos, y son básicamente de
dos tipos: dispersiones elásticas o inelásticas, y reacciones nucleares de captura neutrónica. La probabilidad de
Dependencia del poder de frenado másico respecto a la energía del electrón incidente: poder de frenado por colisión (Scol/ρ, izquierda), por radiación
(Srad/ρ, centro) y total (S/ρ, derecha), teniendo en cuenta ambas contribuciones. Se han representado los poderes de frenado correspondientes al agua
y al plomo. Poderes de frenado obtenidos de la base de datos ESTAR del National Institute of Standards and Technology.
19
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
ocurrencia de estos procesos es muy dependiente de la
energía del neutrón.
En una dispersión inelástica, el neutrón incide sobre
el núcleo cediéndole parte de su energía y desviándose
de su trayectoria original. La energía cedida por el neutrón al incidir sobre el núcleo deja a este último en un
estado excitado de energía. La posterior desexcitación del
núcleo se produce emitiendo fotones. Así, la dispersión
inelástica sólo ocurre para energías del neutrón incidente
superiores a la energía de excitación del núcleo, alrededor de 0,1 MeV. Por encima de este umbral de energía, la
probabilidad de este proceso aumenta con la energía.
Por otro lado, las colisiones elásticas son un proceso
equivalente a la colisión de dos bolas de billar: el neutrón incide sobre el núcleo y le cede parte de su energía,
pero sin llegar a excitarlo, y se desvía de su trayectoria
original. Las colisiones elásticas son más probables en
materiales con bajo número másico A, y son la causa
del frenado de los neutrones rápidos (E > MeV). Por
esta razón, los blindajes de neutrones se construyen
con materiales ligeros de bajo número atómico, como
la parafina o el agua. El proceso de frenado de los neutrones rápidos a través de sucesivas colisiones elásticas
se denomina proceso de moderación.
20
Otra posibilidad es que el neutrón incidente sea absorbido
por el núcleo; son las reacciones nucleares de captura neutrónica o de activación. El neutrón incidente es absorbido
por el núcleo, creándose un estado inestable de energía
que se desintegra mediante la emisión de fotones (procesos de captura radiactiva) o de uno o varios nucleones, por
ejemplo un protón, un neutrón o un deuterón.
La probabilidad de que ocurran estas reacciones nucleares es inversamente proporcional a la velocidad del neutrón, así que estas reacciones son más probables para
neutrones lentos (E∼keV).
Finalmente, los neutrones pueden producir reacciones
de fisión nuclear. El neutrón incidente es absorbido por
el núcleo, que queda en un estado excitado de energía y
se desexcita mediante un proceso de fisión nuclear. Esta
reacción también es más probable para neutrones lentos
que para neutrones rápidos.
Los neutrones constituyen un problema desde el punto de vista de la protección radiológica en el ámbito
de la teleterapia con haces de fotones de alta energía
(Eg > 10 MeV). Los fotones de energías superiores a
10 MeV producen neutrones mediante reacciones foto-
nucleares al interaccionar con los materiales pesados
presentes en el cabezal del acelerador. Como se acaba de
describir, los neutrones generados son los causantes
de los procesos de activación neutrónica, lo que supone una exposición adicional a radiaciones ionizantes
tanto del paciente como del personal profesionalmente
expuesto que atiende al paciente a pie de máquina.
Cabe señalar que los neutrones son partículas muy penetrantes, es decir, que tienen un recorrido muy largo antes
de ser completamente absorbidos por el material sobre
el que inciden. La razón es que los neutrones sólo interaccionan con los núcleos atómicos. El tamaño nuclear
es muy pequeño comparado con el tamaño atómico, así
que los neutrones son capaces de atravesar una distancia
relativamente grande sin encontrarse ningún núcleo con
el cual interaccionar.
En definitiva, las características propias de las interacciones de los neutrones con la materia hacen que estos
deban tenerse en cuenta a la hora de construir blindajes
adecuados en radioterapia con fotones de alta energía.
Estos blindajes deben incluir materiales con bajo número atómico, como la parafina, para conseguir moderar la
energía de los neutrones y su adecuada absorción.
6. RESUMEN
En este capítulo se han estudiado las interacciones que
presenta cada tipo de radiación (fotones, partículas cargadas, electrones y neutrones) al atravesar la materia.
Se ha prestado especial atención a las radiaciones ionizantes más relevantes en el ámbito de la radioterapia y
la imagen médica, de modo que queden asentados los
principios físicos en que se basan estas técnicas.
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Podgorsak EB. Radiation oncology physics: a handbook for teachers
and students. Viena: IAEA; 2005.
CAPÍTULO
3
Magnitudes y unidades
radiológicas
Patricia Sánchez Rubio, Jaime Martínez Ortega y María Monedero Pinto
ÍNDICE
1. Introducción 21
2. El Sistema Internacional (SI) de unidades 21
2.1.Unidades derivadas de interés para la
detección y la medida de la radiación 21
2.2.Múltiplos y submúltiplos del SI. La notación
científica 22
3. Magnitudes y unidades radiológicas
en radioterapia 23
3.1.Magnitudes radiométricas 23
3.2.Coeficientes de interacción 24
1. INTRODUCCIÓN
La caracterización cuantitativa y precisa de las radiaciones ionizantes y sus posibles efectos requiere el empleo
de un conjunto de magnitudes con sus correspondien­
tes unidades. Tanto la Comisión Internacional de Unida­
des y Medida de la Radiación (ICRU, International
Commission on Radiation Units and Measurements) como la
Comisión Internacional de Protección Radiológica
(ICRP, International Commission on Radiological Protection)
se encargan de la definición formal de las magnitudes y
unidades en el campo de la dosimetría de las radiaciones
y la protección radiológica, respectivamente, para una
aplicación segura y eficiente de las radiaciones ionizantes para terapia, diagnóstico y radioprotección de los
individuos y la población.
3.3.Magnitudes dosimétricas 26
3.4.Magnitudes y unidades
en radiactividad 27
4. Magnitudes específicas en protección
radiológica 28
4.1.Equivalente de dosis 28
4.2.Magnitudes limitadoras 29
4.3.Magnitudes operacionales 30
5. Resumen 31
Bibliografía 31
expresarse como 70 pulgadas, si se emplea el sistema
anglosajón de unidades, o 177,8 centímetros si se utiliza
el sistema métrico. Aunque 70 pulgadas es lo mismo que
177,8 centímetros, si no se conocen las unidades la información contenida en el número carece de significado.
El objetivo de este capítulo es que el alumno conozca
las magnitudes y unidades empleadas en el campo de la
dosimetría de las radiaciones ionizantes y de la protección radiológica.
En 1960, a partir de la Conferencia General de Pesos y
Medidas se acordó adoptar un solo sistema de unidades
que resultara práctico y claro para toda la comunidad
científica, que se denominó Sistema Internacional de
unidades o SI. El SI es un conjunto básico de magnitudes
y unidades de medida a partir del cual se derivan el resto, y es adoptado en casi todos los países del mundo,
excepto en algunos como los Estados Unidos. La ventaja
del SI es que sus unidades se basan en fenómenos físicos
fundamentales, a excepción del kilogramo, la unidad de
la magnitud masa, que se define como la masa del prototipo internacional del kilogramo: un cilindro de platino
e iridio, que se conserva en la Oficina Internacional de
Pesas y Medidas, en Francia. La tabla 3-1 resume las siete
unidades básicas que constituyen el SI.
2. EL SISTEMA INTERNACIONAL (SI)
DE UNIDADES
2.1. Unidades derivadas de interés
para la detección y la medida de la radiación
Cuando se expresa una medida se emplean dos tipos de
información: un número y una unidad. Por ejemplo,
cuando se habla de la estatura de una persona, puede
Se denominan unidades derivadas las unidades utilizadas para expresar magnitudes físicas que son el resultado de la combinación algebraica de magnitudes físicas
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
21
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
TABLA 3-1 Magnitudes y unidades básicas del SI y fenómenos físicos en los que se basan
sus definiciones
Magnitud
física básica
Símbolo
dimensional
Unidad básica
Símbolo
de la unidad Se define fijando el valor de…
Longitud
Tiempo
L
T
Metro
Segundo
m
s
Masa
Intensidad de
corriente eléctrica
Temperatura
M
I
Kilogramo
Amperio
kg
A
u
Kelvin
K
Mol
Candela
mol
cd
Cantidad de sustancia N
Intensidad luminosa
J
La velocidad de la luz en el vacío
La frecuencia de la transición hiperfina
del átomo de cesio 133
Es la masa del «cilindro patrón»
Constante magnética
Temperatura termodinámica del punto triple
del agua
Masa molar del átomo de 12C a 12 gramos/mol
Intensidad luminosa, en una dirección dada,
de una fuente monocromática de frecuencia
540 × 1012 hercios y cuya intensidad
radiada en esa dirección es 1/683 vatios por
estereorradian*
*Unidad que mide ángulos sólidos.
SI, Sistema Internacional de unidades.
básicas, es decir, que se obtienen mediante operaciones
matemáticas de multiplicación y división.
22
A lo largo del capítulo aparecerán diversas magnitudes
y unidades relativas al campo de la electricidad que se
emplearán para explicar el funcionamiento físico de
los diferentes detectores, e incluso son el valor indicado por el propio instrumento de medida. Por ello, a
continuación se detallan las siguientes magnitudes y
unidades: fuerza, carga eléctrica, diferencia de potencial
y capacidad eléctrica.
FUERZA
Su unidad es el Newton (N). Un newton es la fuerza
necesaria para proporcionar una aceleración de 1 m/s2
a un objeto cuya masa sea de 1 kg.
Fuerza = masa × aceleración
N = kg × m/s 2
CARGA ELÉCTRICA
Su unidad es el Culombio (C). Un culombio es la cantidad de electricidad que una corriente de un amperio (A)
de intensidad, transporta durante un segundo.
Carga = intensidadde corriente × tiempo
Q = A×s
Voltio = Potencia/corriente eléctrica
V = W/A =
J s N × m 1 kg × m 2 1
× =
× =
×
s C
s
C
s3
C
El julio (J) es la unidad de energía y se define como
la energía cinética de un cuerpo con masa de un kilogramo que se desplaza con una velocidad de un metro
por segundo en el vacío. Aunque el electronvoltio (eV)
no es una unidad del SI, será utilizada a lo largo del
capítulo como unidad de energía. Un eV representa la
energía cinética que adquiere un electrón, cuya carga es
1,602 10−19 C, cuando es acelerado por una diferencia
de potencial de un voltio en el vacío:
eV = V × q = 1V × 1,60210 −19 C = 1,60210−19 J
De la relación anterior se obtiene que 1 eV equivale a
1,602 10−19 J.
CAPACIDAD ELÉCTRICA
Su unidad es el faradio (F) y se define como la capacidad de
un conductor que con una carga almacenada de un culombio adquiere una diferencia de potencial de un voltio.
Capacidad = carga/diferencia de potencial
F = Q/V = C 2 /J = C 2 /(N × m) =
DIFERENCIA DE POTENCIAL
Su unidad es el Voltio (V). Un voltio es la diferencia
de potencial que hay entre dos puntos de un conductor cuando al transportar entre ellos una corriente de
intensidad un amperio se utiliza un vatio de potencia.
La unidad de potencia es el vatio (W), que se define
como la potencia que genera una energía de un julio (J)
por segundo.
s4 × A 2
s2 × C2
= 2
2
m × kg m × kg
2.2. Múltiplos y submúltiplos
del SI. La notación científica
La tabla 3-2 muestra los prefijos que se utilizan para formar
los múltiplos y submúltiplos decimales de las unidades
del SI. Estos vienen expresados en notación científica, la
CAPÍTULO 3
Magnitudes y unidades radiológicas
TABLA 3-2 Múltiplos y submúltiplos utilizados en el SI
Múltiplos
Submúltiplos
Factor
Nombre del prefijo
Símbolo
Factor
Nombre del prefijo
Símbolo
1024
1021
1018
1015
1012
109
106
103
102
101
yotta
zetta
exa
peta
tera
giga
mega
kilo
hecto
deca
Y
Z
E
P
T
G
M
k
h
da
10−1
10−2
10−3
10−6
10−9
10−12
10−15
10−18
10−21
10−24
deci
centi
mili
micro
nano
pico
femto
atto
zepto
yocto
d
c
m
m
n
p
f
a
z
y
SI, Sistema Internacional de unidades.
cual es una manera rápida y fácil de representar números
muy grandes o muy pequeños utilizando potencias de
base diez. De forma genérica, un número en notación
científica puede expresarse como a × 10n, donde a es un
número entero o decimal, mayor o igual que 1 y menor
de 10, y n es el exponente u orden de magnitud.
3. MAGNITUDES Y UNIDADES
RADIOLÓGICAS EN RADIOTERAPIA
A continuación se describen las magnitudes y unidades
clasificadas en diferentes categorías de acuerdo con el
informe ICRU, Fundamental Quantities and Units for Ioni­
zing Radiation (Report 85), que es desarrollo y revisión
de otros informes similares publicados anteriormente.
3.1. Magnitudes radiométricas
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Son las magnitudes utilizadas para la especificación de
los campos de radiación y se refieren al número y la ener­
gía de partículas ionizantes que componen dicho campos, junto con sus distribuciones espaciales y temporales.
Las magnitudes más generales asociadas a un campo
de radiación son el número de partículas N y la energía
radiante E de las partículas que son emitidas, transferidas o
recibidas (excluyendo su energía en reposo). Sus respectivas
unidades son 1 y el julio (J). A partir de estas dos magnitudes pueden definirse otras que se describen a continuación.
i
R=
dR
dt
[2]
Tanto el flujo de partículas como el flujo de energía se
refieren a una región espacial limitada, es decir, al flujo
de partículas que emergen del colimador de un acelerador lineal de electrones o, si se trata de una fuente
radiactiva, como las utilizadas en braquiterapia, al flujo
de partículas emitidas en todas las direcciones.
FLUENCIA DE PARTÍCULAS
La fluencia de partículas (Φ) en un punto P es el cociente de
dN entre da, donde dN es el número de partículas incidentes sobre una esfera de sección transversal da, centrada en
dicho punto P, es decir, da es un diferencial de área perpendicular a la dirección de cada partícula. Su unidad es m−2.
Φ=
dN
da
[3]
Para un campo de radiación que no varía en un intervalo
de tiempo t, y que está compuesto por partículas de
velocidad v, la fluencia puede expresarse como:
Φ = nvt
[4]
donde n es la densidad del número de partículas (dN/dV),
esto es, el número de partículas que hay en un determinado volumen (V).
FLUJO DE PARTÍCULAS
FLUENCIA DE ENERGÍA
El flujo de partículas (Ṅ) es el cociente de dN entre dt,
donde dN es el incremento del número de partículas en
el intervalo de tiempo dt. Su unidad es s−1.
La fluencia de energía (ψ): es el cociente de dR entre
da, donde dR es la energía radiante incidente sobre una
esfera de sección da. Su unidad es J/m2.
i
N=
dN
dt
[1]
ψ=
dR
da
[5]
FLUJO DE ENERGÍA
TASA DE FLUENCIA DE PARTÍCULAS
El flujo de energía (R)̇ es el cociente de dR entre dt, donde
dR es el incremento de energía radiante en el intervalo
de tiempo dt. Su unidad es J/s = W.
): es el cociente de
La tasa de fluencia de partículas (Φ
dΦ entre dt, donde dΦ es el incremento de fluencia en
el intervalo de tiempo dt. Su unidad es m−2·s−1.
23
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
= dφ
Φ
dt
[6]
Para un campo de radiación formado por partículas de
velocidad v, la tasa de fluencia φ puede expresarse como:
= nv
Φ
[7]
SECCIÓN EFICAZ
La sección eficaz (σ) para una interacción de una partícula cargada o no cargada con un blanco o medio material
determinado es el cociente de P entre Φ, donde P es la
probabilidad de interacción para el blanco de que se
trate cuando está sometido a una fluencia de partícu­
las Φ. Su unidad es m2.
σ=
TASA DE FLUENCIA DE ENERGÍA
P
Φ
[9]
•
La tasa de fluencia de energía (Ψ ): es el cociente de dψ
entre dt, donde dψ es el incremento de la fluencia de
energía en el intervalo de tiempo dt. Su unidad es W/m2.
= dψ
Ψ
dt
[8]
La unidad especial utilizada para la sección eficaz es el
barn (b), que se define como:
1b = 10 −28 m 2
COEFICIENTE DE ATENUACIÓN LINEAL
3.2. Coeficientes de interacción
24
Son el nexo de unión entre las magnitudes radiométricas
y las dosimétricas. En los procesos de interacción de la
radiación y la materia, la energía o la dirección (o ambas)
de la partícula incidente pueden verse modificadas, o
bien puede suceder que la partícula sea absorbida. Además, la interacción puede conllevar la producción o la
emisión (o ambas) de una o varias partículas cargadas. La
probabilidad de tales interacciones está caracterizada por
los coeficientes de interacción. Todos ellos se refieren a
una clase de interacción específica, un tipo y una energía
de radiación, y un material.
El coeficiente de interacción fundamental es la sección eficaz; todos los demás pueden expresarse en función de este.
FIGURA 3-1
El coeficiente de atenuación lineal (m): si se considera un
haz paralelo y estrecho de fotones monoenergéticos (N0)
que incide perpendicularmente sobre una lámina muy
fina de sustancia (dl), el número de fotones que llegan
al detector (N), según el esquema de la figura 3-1A, será:
N = N0 e − µ x
[10]
m es el coeficiente de atenuación lineal y su unidad es m−1.
Puesto que la atenuación producida por un espesor x
depende del número de electrones presentes en dicho
espesor, m depende de la densidad del material. Además,
también es dependiente de la energía de la radiación
incidente. m viene a representar la fracción de fotones
que interaccionan por unidad de espesor atenuador.
Al inverso del coeficiente de atenuación lineal se le
A) Ley de atenuación exponencial. Un haz de fotones N0 se ve atenuado al interaccionar con un material de espesor x. El coeficiente de atenuación
másico (m/ρ) indica la fracción de fotones que sufren las interacciones con la materia, por unidad de masa superficial. B) Atenuación exponencial
del haz a medida que aumenta el espesor del material. Si dicho espesor es igual a una capa hemirreductora (CHR), la intensidad del haz se reduce
a la mitad de su valor original.
CAPÍTULO 3
Magnitudes y unidades radiológicas
denomina recorrido libre medio (1/m) y se emplea como
parámetro para definir el alcance de las partículas no
cargadas en un medio.
La ecuación 10 representa la ley de atenuación exponen­
cial, la cual es válida para haces de fotones «monoenergéticos» en condiciones de «haz estrecho», es decir,
cuando sólo una fracción despreciable de los fotones
dispersos pueden alcanzar el detector. La ecuación 10
también puede ser expresada en términos de intensi­
dad (I):
I(x) = I0 e − µ x
[11]
donde I(x) es la intensidad transmitida a través de
un espesor x (pudiéndose entender por intensidad la
energía o alguna magnitud relacionada con ella), e I0
es la intensidad incidente sobre el absorbente. En la
figura 3-1B se muestra la atenuación exponencial del
haz en función del espesor x, de manera que cuando este es igual a una capa hemirreductora (HVL, Half
Value Layer) la intensidad del haz se reduce a la mitad
de su valor original. Es decir, si x = 1 HVL, entonces
I/I0 = ½. A partir de la ecuación 11 puede deducirse que:
HVL =
ln 2
µ
[12]
COEFICIENTE DE ATENUACIÓN MÁSICO
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El coeficiente de atenuación másico puede expresarse en
función de la sección eficaz como:
µ NA
=
σ
ρ M
El coeficiente de atenuación másico (m/ρ) de un material para partículas ionizantes no cargadas: es el cociente
dN/N entre ρdl, donde dN/N es la fracción de partículas que sufren alguna interacción al atravesar una
distancia dl en un material de densidad ρ. Su unidad
es m2/kg.
[13]
El coeficiente de atenuación másico se emplea para evitar
la dependencia con la densidad del material absorbente
que presenta el coeficiente de atenuación lineal.
Cabe destacar que el coeficiente de atenuación másico,
m/ρ, se utiliza exclusivamente para partículas ionizantes
no cargadas, es decir, para fotones y neutrones, y es una
[14]
donde NA es el número de Avogadro y se define como el
número de entidades elementales (átomos o moléculas)
que hay en un mol. Su valor es 6,023 1023 mol−1.
M es la masa molar del material. La masa molar se define
como la masa de un mol de un elemento o compuesto
químico. Puede obtenerse como el producto del número
de Avogadro por la masa atómica del elemento o compuesto químico en cuestión.
PODER DE FRENADO LINEAL
El poder de frenado lineal (S) de un material para partí­
culas cargadas: es el cociente entre dE y dl, donde dE es
la energía perdida por una partícula cargada al atravesar
una distancia dl. Su unidad es J m−1. Depende del material atravesado por la partícula, de su densidad y de la
energía de la propia partícula.
S=
Como ya se ha indicado, la atenuación exponencial
funciona bastante bien, cuando se aplica estrictamente
a haces estrechos y monoenergéticos. Sin embargo, un
haz real producido por un generador de rayos X está
formado por fotones de diferentes energías, y por tanto la
atenuación de dicho haz no es exponencial. En general,
para un haz heterogéneo, la primera HVL es menor que
las subsiguientes HVL. Cuando el espesor del absorbente
o filtro aumenta, la energía promedio del haz transmitido aumenta o el haz se hace cada vez más duro. Por
tanto, aumentando la filtración de un haz de rayos X se
aumenta su poder de penetración y, por consiguiente, la
capa hemirreductora del haz.
µ
1 dN
=
ρ ρdl N
constante del material para un tipo y una energía de
radiación determinados.
dE
dl
[15]
PODER DE FRENADO MÁSICO
25
El poder de frenado másico (S/ρ) de un material para
partículas cargadas: es el cociente de dE entre ρdl, donde
dE es la energía perdida por una partícula cargada al
atravesar una distancia dl en un material de densidad ρ.
S 1 dE
=
ρ ρ dl
[16]
Su unidad es J m2 kg−1. La energía E puede estar expresada en eV y entonces S/ρ puede expresarse en eV m2 kg−1.
El poder de frenado másico se expresa como una suma
de componentes independientes de la siguiente manera:
S 1 dE
1 dE
1 dE
=
+
+
ρ ρ dl el ρ dl rad ρ dl nuc
[17]
donde:
1  dE 
1
  = S es el poder de frenado másico electrónico
ρ  dl  el ρ el
(o de colisión) debido a las colisiones de las partículas
cargadas incidentes con los electrones atómicos que dan
lugar a ionizaciones o excitaciones.
1  dE 
1
= S es el poder de frenado másico radiativo
 
ρ dl rad ρ rad
debido a la emisión de radiación de frenado, o Bremsstra­
hlung, producida por las partículas cargadas incidentes en
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
los campos eléctricos de los núcleos atómicos o de los elec­
trones atómicos.
se calculan de este modo, no se definirán de la misma
manera, ya que lo usual es que se midan directamente.
1  dE 
1
= S
es el poder de frenado másico nuclear
 
ρ dl nuc ρ nuc
debido a las colisiones de Coulomb elásticas en las que
se imparte energía de retroceso a los átomos
La radiación interacciona con la materia mediante una
serie de procesos en los que la energía de la partícula
es convertida y finalmente depositada en la materia.
Atendiendo a esta consideración, la ICRU clasifica las
magnitudes dosimétricas en dos grupos: de conversión
de energía y de cesión de energía.
TRANSFERENCIA LINEAL DE ENERGÍA
La transferencia lineal de energía (LET, Linear Energy
Transfer) o poder de frenado lineal electrónico restringido, L∆, de un material para partículas cargadas: se define
como el cociente de dE∆ entre dl, donde dE∆ es la energía
perdida por una partícula cargada debido a colisiones
(excitaciones e ionizaciones) con electrones al atravesar
una longitud dl, en la cual la energía transferida a los
electrones secundarios no excede un valor ∆.
L∆ =
dE ∆
dl
[18]
Su unidad es J m−1. E∆ puede estar expresado en eV, y
entonces L ∆ puede expresarse en eV m −1 o cualquier
múltiplo o submúltiplo convenientes, como keV m−1.
La transferencia lineal de energía se utiliza para calcular
la energía transferida a una región de interés localizada.
ENERGÍA MEDIA DISIPADA EN UN GAS
POR PAR DE IONES FORMADO
26
La energía media disipada en un gas por par de iones
formado (W): es el cociente de E entre N, donde N es
el número medio de pares de iones que se forman cuando la energía cinética inicial E de una partícula cargada
se ha disipado por completo en el seno del gas.
W=
E
N
[19]
Su unidad es el J, pero también puede expresarse en eV.
Cabe destacar que W se define para partículas cargadas
y depende del gas para una determinada partícula y
energía. Por ejemplo, para electrones producidos en aire
seco por rayos X de hasta 50 MeV, puede considerarse
que W es constante y toma un valor de 34 eV por par
ion-­electrón formado.
3.3. Magnitudes dosimétricas
Los efectos de la radiación sobre la materia dependen
del campo de radiación, que puede describirse en
función de las magnitudes radiométricas del apartado
3.1, «Magnitudes radiométricas», y de las interacciones de la radiación y la materia, caracterizadas por los
coeficientes de interacción mencionados en el apartado
anterior. Las magnitudes dosimétricas se han introducido
para proporcionar una medida física que se correlacione
con los efectos reales o potenciales de la radiación, y se
expresan como producto de magnitudes radiométricas y
coeficientes de interacción. Aunque si bien es cierto que
MAGNITUDES DOSIMÉTRICAS DE CONVERSIÓN
DE ENERGÍA
Kerma (Kinetic Energy Released per Mass Unit)
El kerma, K, es el cociente de dEtr entre dm, donde dEtr
es la suma de las energías cinéticas iniciales de todas las
partículas ionizantes cargadas liberadas por partículas
ionizantes no cargadas en un material de masa dm.
K=
dE tr
dm
[20]
Su unidad es J kg−1 y recibe el nombre especial de Gray (Gy).
La mayor parte de la energía cinética inicial de los electrones cuando se propagan en materiales de bajo número
atómico (aire, agua o tejidos blandos) es empleada en
colisiones inelásticas (ionizaciones y excitaciones) con
los electrones atómicos del medio. Sólo una pequeña
parte es transformada en colisiones radiativas con los
núcleos atómicos (bremsstrahlung). De esta forma, el
kerma puede dividirse en dos componentes:
K = K col + K rad
donde kcol y k rad son el kerma de colisión y de radiación,
respectivamente.
Cabe señalar que kerma es una magnitud que se define
para radiación ionizante no cargada (fotones y neutrones), y representa la energía transferida por unidad de
masa a un punto de un material (fuente de energía)
Tasa de kerma (K̇)
La tasa de kerma (K)̇ es el cociente de dK entre dt, donde
dK es el incremento de kerma en el intervalo de tiempo dt.
dK
K =
dt
[21]
Su unidad en el SI es J kg−1 s−1 y recibe el nombre especial
de gray por segundo (Gy s−1).
Exposición (X)
Se define como el cociente de dQ entre dm, donde dQ
es el valor absoluto de la carga total de los iones de un
mismo signo producidos en aire, cuando todos los electrones y positrones liberados o creados por los fotones
incidentes en una masa dm de aire han sido detenidos
por completo en el seno de aire.
X=
dQ
dm
[22]
CAPÍTULO 3
Magnitudes y unidades radiológicas
Su unidad1 es C kg−1.
Debe excluirse de dQ tanto la ionización que se debe a la
reabsorción de la radiación de frenado, sólo significativa
a altas energías, como la que procede de los fotones
dispersos.
La exposición es una magnitud creada para caracterizar
haces de fotones (rayos X y gamma) a partir de la medida
de la ionización producida en aire en una cavidad.
Para energías de fotones de 3 MeV o menores, la exposición es el equivalente de ionización del kerma de colisión
en aire, es decir, la exposición puede calcularse a partir
del Kcol si se conoce la carga de ionización producida
por unidad de energía depositada por los fotones. Si
e es la carga del electrón y W la energía necesaria para
producir un par ion-electrón en aire, entonces W/e es la
energía promedio que se requiere por unidad de carga
de ionización producida. Teniendo esto en cuenta, la
exposición puede calcularse como:
Su unidad2 es J kg−1, que como ya se ha indicado anteriormente recibe el nombre de Gray (Gy).
La dosis absorbida es una magnitud válida para todo
tipo de partículas y no es específica de un medio material
concreto, como ocurre en el caso de la exposición, que
sólo se define en aire. Si el medio es aire, entonces la
exposición puede relacionarse con la dosis absorbida de
la siguiente forma: puesto que la energía necesaria para
producir un par ion-electrón en aire es, aproximadamente, 34 eV/par, o lo que es lo mismo, 34 J/C, se tiene que:
Daire (Gy) = 34. X (C/kg)
[26]
Para expresar la relación entre dosis absorbida en aire y
exposición empleando las unidades antiguas, debe tenerse en cuenta que 1 R = 2,58 10−4 C/kg,1 C/kg = 34 Gy y
1 Gy = 100 rad.
Daire (rad) = 0,877 X (R)
[27]
i
e col
X=
K air
W
[23]
Tasa de exposición
i
La tasa de exposición ( X ) es el cociente de dX entre dt,
donde dX es el incremento de exposición en el intervalo
de tiempo dt.
dX
X =
dt
[24]
Su unidad es C kg s , pero los detectores antiguos
pueden proporcionar la medida en otras unidades, como
R/min o mR/h.
−1
−1
MAGNITUDES DOSIMÉTRICAS DE DEPÓSITO
DE ENERGÍA
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Dosis absorbida (D)
Es el cociente de d ε entre dm, donde d ε es la energía
media impartida por la radiación ionizante a un material
de masa dm.
dε
D=
dm
Tasa de dosis absorbida ( D )
Es el cociente de dD entre dt, donde dD es el incremento
de dosis absorbida en el intervalo de tiempo dt.
= dD
D
dt
Su unidad es J kg−1 s−1 o Gy s−1.
3.4. Magnitudes y unidades en radiactividad 27
El término «radiactividad» se refiere a los fenómenos
asociados con las transformaciones espontáneas que
implican cambios en los núcleos o en la estructura de
capas de los átomos, o en ambos. La energía liberada
en dichas transformaciones es emitida como partículas
(electrones, positrones, partículas alfa) o como fotones,
o como ambos.
Algunas de las magnitudes y unidades de interés en
el campo de la radiactividad ya se han definido en el
capítulo 1, por lo que sólo se citarán brevemente a modo
de recordatorio:
●
[25]
●
●
1
La antigua unidad de exposición, que todavía puede encontrarse en
algunos medidores de radiación, es el Röntgen (R), que corresponde
a la formación de una unidad electrostática de carga (ues) de cada
signo, en un cm3 de aire en condiciones estándar de temperatura
y presión (STP: T = 0 ˚C; p = 760 mmHg). Aplicando la definición
anterior, y teniendo en cuenta que 1 ues equivale a 3,33 10−10 C y
que la densidad del aire en condiciones STP es 1,293 kg/m3, puede
hallarse la equivalencia entre el röntgen y la unidad de exposición
en el SI:
1R =
1ues 3.3310-10 C 106 cm3
1
C
= 2.5810−4
en aire
1cm3
1ues
1m3 1.293Kg / m3
Kg
1 R = 2,58 10−4 C/kg, o la equivalencia inversa, 1 C/kg = 3,88 103 R
[28]
2
Constante de decaimiento o desintegración, l, cuya
unidad es s−1.
Periodo de semidesintegración, T1/2, cuya unidad es s.
Actividad, A, cuya unidad es s−1, y recibe el nombre
especial de Becquerelio (Bq). La unidad antigua de
actividad es el Curio (Ci): 1 Ci = 3,70 1010 Bq.
La unidad antigua de dosis absorbida es el rad, que se define como
la absorción de 100 ergios de energía por gramo de material absorbente. Por tanto, la equivalencia entre ambas unidades, teniendo
en cuenta que 1 J = 107 erg (el ergio es la unidad de energía en el
sistema cegesimal de unidades: centímetro, gramo, segundo), es:
1rad =
100erg 1J 1.000 g
= 10−2 Gy
g
107 erg 1kg
1Gy = 100rad
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
●
●
Actividad específica, a, definida como la actividad
por unidad de masa de una muestra. Su unidad es
el Bq kg−1.
Constante de tasa de kerma en aire, d, de un radionúclido emisor de fotones, que es la tasa de kerma
en aire debida a fotones de energía superior a d, a
una distancia l de una fuente puntual de este nucleido en el vacío, cuya actividad sea A. Su unidad es
m2 J kg−1 o m2 Gy Bq−1 s−1.
Γ δ = l2
●
k iδ
A
[29]
Constante de tasa de exposición, Γ*δ , definida como
la tasa de exposición en un punto a un metro, a partir
de una fuente puntual de un 1 Ci. Su unidad es C kg−1
m2 Bq−1.
i
X
Γ =l
A
*
δ
2
[30]
Para ambas constantes, el subíndice d implica que se ha
supuesto que todos los rayos X o gamma emitidos por
la fuente con energía superior a d contribuyen a la exposición, mientras que los que tengan una energía inferior
no son lo suficientemente penetrantes como para ser de
interés práctico. Dichas constantes son características
de cada radionúclido.
28
A partir de las definiciones anteriores puede calcularse
la exposición o el kerma en aire a una determinada distancia, l, de una fuente puntual radiactiva que emita
radiación gamma con una actividad A, como:
A
k iair ,δ = Γ δ 2
l
i
A
X = Γ*δ 2
l
[31]
Las definiciones anteriores de tasa de kerma en aire y tasa
de exposición llevan implícitas las siguientes hipótesis:
●
●
●
Se considera que la fuente es puntual, es decir, puede
aplicarse la ley del inverso del cuadrado de la distancia.
No hay atenuación de los rayos X o gamma en el aire
o en el material que existe entre la fuente y el punto
donde quiere calcularse la tasa de exposición.
Sólo se consideran los fotones que van desde la fuente
al punto de medida, es decir, se desprecia la radiación
dispersa que pueda aparecer en el material circundante.
4. MAGNITUDES ESPECÍFICAS
EN PROTECCIÓN RADIOLÓGICA
En el campo de la radioprotección, la ICRU ha trabajado
conjuntamente con la ICRP para proporcionar recomendaciones en cuanto a las magnitudes y unidades más
apropiadas en este campo.
La dosis absorbida sería la magnitud física básica, pero
no es totalmente satisfactoria para los propósitos de la
radioprotección. Para relacionar la dosis de radiación
con el riesgo asociado a ella (detrimento), no sólo se
está interesado en los efectos físicos, sino que también
es necesario tener en cuenta las variaciones en la eficacia
biológica de las radiaciones de diferente naturaleza, así
como la diferencia en la sensibilidad de los distintos
órganos y tejidos a la radiación ionizante. Por este motivo, en el campo de la protección radiológica se definen
las magnitudes que se detallan a continuación.
4.1. Equivalente de dosis
Como ya se ha comentado, en el ámbito de la protección radiológica interesa conocer el daño biológico que
puede producir la radiación ionizante sobre los tejidos.
Se sabe que para igual dosis absorbida el daño es distinto según el tipo de radiación ionizante; por ejemplo,
los haces de neutrones son más perjudiciales que los
de la radiación X. Además, el efecto biológico también
depende de otros factores como la calidad de la radiación
y las condiciones ambientales (temperatura, grado de
oxigenación...).
Para tener todo esto en cuenta se introdujo la magnitud
equivalente de dosis, H, que se define como el producto de
la dosis absorbida en un punto en un tejido, D, por un
factor adimensional, Q, donde Q es el factor de calidad
y es específico para cada tipo de radiación.
H = DQ
[32]
El factor de calidad se introduce para cuantificar la mayor
o menor eficacia biológica de las partículas cargadas
generadas en el proceso de absorción de energía, de
modo que toma el valor 1 para fotones y electrones,
10 para neutrones, protones y partículas alfa, y 20 para
núcleos pesados. Además, este factor sólo tiene significado y puede ser aplicado en radioprotección, y para dosis
inferiores o comparables a las dosis límite establecidas
para exposiciones individuales. Por tanto, no puede
utilizarse en caso de irradiación accidental ni para los
tratamientos administrados en radioterapia.
Si la dosis absorbida se mide en Gy3, entonces la unidad
especial de dosis equivalente es el Sievert (Sv), que en
unidades del SI sigue siendo J/kg. Un Sievert se define
como la dosis absorbida de un Gy, para una radiación
que tenga un factor de calidad de 1. Es decir:
1Sv = 1J/kg = 1Gy
A partir de la expresión de equivalente de dosis
(ecuación 32), y teniendo en cuenta los valores de la
tabla 3-3, puede observarse que para la misma dosis
absorbida en un punto, la radiación alfa o de neutrones
3
Si la dosis absorbida se mide en rad, entonces la unidad antigua
de equivalente de dosis es el rem (rad equivalent man). Un rem se
define como la dosis absorbida de un rad para una radiación con
un factor de calidad de 1.
1Sv = 100rem
CAPÍTULO 3
Magnitudes y unidades radiológicas
TABLA 3-3 Factores ponderales de radiación,
extraídos de la ICRP (publicación n.° 60, 1991)
Tipo y rango de energías
Factor ponderal
de la radiación (WR)
Fotones, todas las energías
Electrones y muones, todas
las energías
Neutrones*, energías
<10 keV
10 keV a 100 keV
>100 keV a 2 MeV
>2 MeV a 20 MeV
>20 MeV
Protones distintos de los de
retroceso, energía >2 MeV
Partículas alfa, fragmentos
de fisión y núcleos pesados
1
1
5
10
20
10
5
5
R
[34]
•
Tasa de dosis equivalente, H T
Se define como la variación de la dosis equivalente, dH,
en el intervalo de tiempo dt.
20
provocará un detrimento 10 veces mayor que el que provocaría la radiación gamma o la radiación de electrones,
ya que la radiación alfa o los neutrones producen ionizaciones muy próximas espacialmente y, por tanto, dan
lugar a una mayor probabilidad de daño irreversible a
los cromosomas o de menor posibilidad de reparación
de tejido sano.
4.2. Magnitudes limitadoras
Son magnitudes en cuyas unidades la ICRP recomienda
expresar los límites individuales de dosis que posteriormente son recogidos en las normativas internacionales
y nacionales.
DOSIS EQUIVALENTE EN UN ÓRGANO O TEJIDO
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Si un órgano es irradiado por un campo de radiación que
se compone de distintos tipos y energías de radiación,
y por tanto con diferentes valores de WR, la dosis equivalente total debe calcularse como la suma de las dosis
absorbidas debido a un tipo de radiación multiplicada
por su correspondiente valor WR, y todo ello sumado
para todos los tipos de radiación que compongan el
campo, es decir:
H T = ∑ WR D T ,R
*Las recomendaciones más recientes de la ICRP, contenidas
en la publicación número 103 (ICRP, 2007), modifican WR
para los protones, de manera que pasa de un valor de 5 a 2;
y para los neutrones, para los que WR se caracteriza por una
función continua en lugar de los puntos discretos indicados
en la tabla
En las recomendaciones básicas de la ICRP (Report 60,
1991) se especifica que, a efectos de protección radiológica, no es el equivalente de dosis en un punto, sino su
valor promedio en un tejido u órgano, la magnitud de
interés a la hora de controlar la exposición a la radiación ionizante. Por consiguiente, introduce una nueva
magnitud que denomina dosis equivalente en un órgano
o tejido, HT, que se define como el producto de la dosis
absorbida media (DT,R) producida por la radiación R en
ese tejido u órgano T por un factor de ponderación de
radiación, WR, que es función del tipo y de la energía de
la radiación incidente:
H T ,R = WR D T ,R
valores para los distintos tipos de radiación se encuentran detallados en la tabla 3-3.
[33]
Su unidad es el Sievert (Sv).
WR es un factor sin dimensiones que refleja la eficiencia
de una radiación para producir daño biológico. Sus
= dH T
H
T
dt
[35]
Su unidad es Sv s−1.
Dosis equivalente comprometida
Es la magnitud que se utiliza para calcular la dosis en
caso de incorporación de radionúclidos en el organismo
a través de las vías respiratorias, del tracto gastrointestinal o de la piel.
Los radionúclidos incorporados pueden irradiar los tejidos del cuerpo humano durante lapsos de tiempo, determinados por el periodo de semidesintegración físico y
la permanencia biológica dentro del cuerpo. Por tanto,
pueden dar lugar a dosis en los tejidos del cuerpo durante muchos meses o años después de la incorporación.
La dosis equivalente comprometida, HT(τ), se define como
la integral en el tiempo de la tasa de dosis equivalente
en un órgano o tejido particular como consecuencia de
la incorporación de material radiactivo, donde τ es el
tiempo de integración expresado en años.
t
+τ i
H T (τ ) = ∫ 0 H T (t)dt
t
0
[36]
Cuando no se especifica el valor de τ se sobreentiende
un periodo de 50 años para los adultos y hasta la edad
de 70 años para los niños.
DOSIS EFECTIVA
La relación entre los efectos de las radiaciones (probabilidad de aparición de efectos estocásticos) y la dosis
equivalente también depende del órgano o tejido irradiado. Es decir, cuando somos irradiados, no todos
nuestros órganos responden de la misma forma, sino
que unos son más radiosensibles que otros. Por tanto,
resulta apropiado definir otra magnitud, derivada de la
dosis equivalente, para indicar la combinación de distintas dosis equivalentes en varios tejidos diferentes. El
factor utilizado para ponderar la dosis equivalente en un
tejido u órgano se conoce como factor de ponderación de
29
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
tejido, W T . Este factor representa la contribución
relativa de un órgano o tejido al daño biológico total
resultante de la irradiación uniforme del cuerpo entero.
La pondera­ción se efectúa de manera que, sumada a
todos los tejidos, se obtiene:
órganos y tejidos por los factores de ponderación correspondientes (WT), donde τ es el tiempo de integración, en
años, después de la incorporación. El periodo de compromiso se toma como 50 años para los adultos y hasta
la edad de 70 años para los niños.
∑W =1
E(T) = ∑ WT H T (τ )
[37]
T
T
La dosis efectiva, E, se define como la suma de las dosis
equivalentes en órgano o tejido, multiplicadas por el
factor ponderal del tejido WT, en todos los tejidos y órga­
nos del cuerpo.
E = ∑ WT H T = ∑ WT ∑ WR D T ,R
T
T
R
[38]
Su unidad es el Sievert (Sv).
Los factores ponderales de los tejidos, WT, se encuentran
tabulados en el report publicación n° 60 de la ICRP. A
pesar de depender del sexo y de la edad del individuo,
para los propósitos de protección radiológica se consideran valores medios promediados para ambos sexos y
todas las edades, y son aplicados a la población promedio.
Sus valores se encuentran especificados en la tabla 3-4.
30
La dosis efectiva, E, se acepta como el mejor parámetro
para caracterizar la probabilidad de aparición de efectos
biológicos en valores de dosis habituales laborales (dosis
por debajo del umbral de los efectos deterministas o no
estocásticos). Por ese motivo, los límites de dosis anuales, tanto para la exposición ocupacional como para los
miembros del público, se expresan en términos de dosis
efectivas. Sin embargo, los límites de dosis establecidos
para un órgano, manos o pies, se enuncian en términos
de dosis equivalente.
Dosis efectiva comprometida
La dosis efectiva comprometida, E(τ), se define como los
productos de las dosis equivalentes comprometidas en
TABLA 3-4 Factores ponderales de tejidos
Tejido u órgano
Factor ponderal de tejido (WT)
Gónadas
Médula ósea roja
Colon
Pulmón
Estómago
Vejiga
Mama
Hígado
Esófago
Tiroides
Piel
Superficie ósea
Cerebro
Glándulas salivares
Resto del cuerpo
0,08
0,12
0,12
0,12
0,12
0,04
0,12
0,04
0,04
0,04
0,01
0,01
0,01
0,01
0,12
Valores según las recomendaciones más recientes de la ICRP,
contenidas en la publicación número 103 (ICRP, 2007).
[39]
Dosis efectiva colectiva
Las magnitudes en protección radiológica presentadas
hasta ahora están relacionadas con la exposición de un
individuo. Las dosis colectivas se relacionan con la exposición de grupos o poblaciones expuestas.
La dosis efectiva colectiva, S, se define como la suma de
las dosis efectivas medias en un subgrupo i (Ei) por el
número de individuos en ese subgrupo (Ni).
S = ∑ E i Ni
i
[40]
La unidad de dosis efectiva colectiva recibe el nombre
especial de Sievert-persona (Sv persona).
4.3. Magnitudes operacionales
Las magnitudes limitadoras dosis equivalente y dosis efec­
tiva no pueden ser medidas directamente en los tejidos
del cuerpo, ya que habría que situar el detector dentro
de ellos. Por este motivo, la ICRU ha definido un grupo
de magnitudes que pueden proporcionar en la práctica
una sobrestimación de las magnitudes limitadoras, HT
y E, para un trabajador profesionalmente expuesto y
situado en un campo de radiación variable y arbitrario.
Las magnitudes operacionales se han definido para
realizar medidas prácticas en la vigilancia individual y
de área. Se basan en el equivalente de dosis en un punto
de un maniquí, denominado esfera ICRU4, o del cuerpo
humano, y se relacionan con el tipo y la energía de la
radiación existente en ese punto; por lo tanto, pueden
calcularse basándose en la fluencia en ese punto.
VIGILANCIA DE ÁREA
Para la vigilancia de área es útil descomponer el campo
de radiación real en ciertos campos ficticios de radiación,
denominados:
●
●
4
Campo expandido: simplifica una situación real al
suponer que el campo sobre todo el cuerpo irradiado
(o la esfera ICRU) tiene la misma fluencia y distribución angular y energética que el campo real en el
punto de medida (punto de referencia).
Campo alineado (o campo expandido y alineado):
tiene la misma fluencia y distribución energética que
el campo real, pero la fluencia es unidireccional, es
La esfera ICRU es una esfera equivalente a tejido de 30 cm de diámetro, de densidad 1 g/cm3 y de una composición en masa de 76,2%
de oxígeno, 11,1% de carbono, 10,1% de hidrógeno y 2,6% de
nitrógeno.
CAPÍTULO 3
Magnitudes y unidades radiológicas
decir, se supone que toda la radiación procede de
la misma dirección. Mediante este concepto puede
correlacionarse la medida hecha en un instrumento
dotado de respuesta isótropa (independiente de la
dirección incidente de la radiación) y la magnitud
que se desea medir en el interior de la esfera ICRU.
Equivalente de dosis ambiental
El equivalente de dosis ambiental, H*(d), en un punto
en un campo de radiación se define como el equivalente
de dosis que sería producido por el correspondiente
campo alineado y expandido en la esfera ICRU a una
profundidad d, sobre el radio opuesto a la dirección del
campo alineado. La unidad en el SI es J kg−1 y su nombre
especial es Sievert (Sv).
Para radiación fuertemente penetrante se recomienda
una profundidad de 10 mm, y para débilmente penetrante (fotones de energía inferior a 15 keV y radiación
beta) se emplean 0,07 mm para la piel y 3 mm para
el cristalino. En estos casos, el equivalente de dosis
ambiental se expresa como H*(10), H*(0,07) o H*(3),
respectivamente.
La medida de H*(d) requiere generalmente que el campo
de radiación sea uniforme sobre las dimensiones del instrumento, y que este tenga respuesta isótropa.
Equivalente de dosis direccional
El equivalente de dosis direccional, H’(d,Ω), en un punto
de un campo de radiación es el equivalente de dosis que
se produciría por el correspondiente campo expandido
en la esfera ICRU a la profundidad d, sobre un radio
dirigido en una dirección especificada, Ω, siendo Ω el
ángulo entre la dirección del haz y el radio de la esfera
ICRU sobre la que se define la profundidad d.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Su unidad en el SI es J kg−1 y su nombre especial es
Sievert (Sv). Cualquier expresión del equivalente de dosis
direccional debe especificar la profundidad, d, y la dirección, Ω. Para simplificar la notación, d debe expresarse
en mm. Las profundidades recomendadas para radiación
débilmente penetrante para cristalino y piel, y para radiación fuertemente penetrante, son las mismas que para la
magnitud equivalente de dosis ambiental.
La medida de H’(d,Ω) requiere que el campo de radiación sea uniforme sobre las dimensiones del instrumento, y que este tenga la respuesta direccional requerida.
VIGILANCIA INDIVIDUAL
Equivalente de dosis personal
El equivalente de dosis personal, Hp(d), es el equivalente
de dosis en tejido blando, por debajo de un punto especificado del cuerpo y a una profundidad apropiada d.
La unidad en el SI es el J kg−1, y su nombre especial es Sievert (Sv). La profundidad para radiaciones fuertemente
penetrantes es 10 mm, y para débilmente penetrantes
es de 0,07 mm para la piel y 3 mm para el cristalino. El
equivalente de dosis personal se denota como Hp(10),
Hp(0,07) y Hp(3).
Hp(d) puede medirse con un detector situado en la superficie del cuerpo y cubierto por un espesor apropiado de
material equivalente a tejido.
5. RESUMEN
●
●
●
Los resultados de una medición deben expresarse
mediante la magnitud medida seguida de su correspondiente unidad, expresada en unidades del SI, o
unidades derivadas de este, ya que es el conjunto de
magnitudes y unidades adaptado por toda la comunidad científica.
La ICRU define las magnitudes y unidades utilizadas
en el campo de las radiaciones ionizantes. Las clasi­
fica en cuatro grupos:
● Magnitudes radiométricas: empleadas para describir un campo de radiación (número y energía
de las partículas que lo componen junto con sus
distribuciones espaciales y temporales).
● Coeficientes de interacción: son el nexo de unión
entre las magnitudes radiométricas y las dosimétricas. Cabe destacar la sección eficaz y el coeficiente
de atenuación lineal.
● Magnitudes dosimétricas: proporcionan una medida física de los efectos de la radiación. Se dividen
en dos grupos: de conversión de energía (kerma y
exposición) y de depósito de energía (dosis absorbida).
● Radiactividad.
La ICRU y la ICRP definen las magnitudes en el campo
de la radioprotección. Se distingue entre magnitudes
limitadoras (dosis equivalente en un órgano o tejido
y dosis efectiva) y magnitudes operacionales (equivalente de dosis ambiental, direccional o personal).
Bibliografía
Brosed A, Fernández-Varea JM, González Leitón AM, Gracia Ezpeleta
A. Fundamentos de física médica. Vol. 1: Medida de la radiación.
Madrid: ADI; 2011.
Bureau International des Poids et Mesures. The International System of
Units. 8th ed. Paris: BIPM STDI Media; 2006. Disponible en: http://
www.bipm.org/utils/common/pdf/si_brochure_8.pdf
ICRU (1998). International Commission on Radiation Units and
Measurements. Fundamental quantities and units for ionizing
radiation. ICRU Report 60. Bethesda, Maryland: International
Commission on Radiation Units and Measurements; 1998.
Seltzer SM, Menzel HG, Paretzke HG, Wambersie A. Fundamental
quantities and units for ionizing radiation (Report 85). Journal
of the ICRU, Vol. 11. No. 2011.
Thompson A, Taylor BN. Guide for the use of the International System
of units (SI). 2008 Edition. (Special publication 811). Gaithersburg, MD: National Institue of Standards & Technology, section
6.1.2. Disponible en: http://physics.nist.gov/cuu/pdf/sp811.pdf
31
CAPÍTULO
4
Detección y medida
de la radiación
Patricia Sánchez Rubio, Jaime Martínez Ortega y María Monedero Pinto
ÍNDICE
1. Introducción 32
2. Detección y medida 32
2.1.Modelo simplificado de detector 32
2.2.Modos de operación 33
2.3.Resolución en energía 33
2.4.Eficiencia 34
2.5.Tiempo muerto 35
3. Tipos de detectores 36
3.1.Detectores de ionización gaseosa 36
3.2.Estructura de bandas en los sólidos 39
3.3.Detectores de semiconductor 40
32
3.4.Detectores de luminiscencia 41
3.5.Detectores de película 44
3.6.Detectores de neutrones 47
4. Detectores en el ámbito hospitalario 47
4.1.Sistemas de dosimetría
en radioterapia 48
4.2.Monitores de radiación ambiental 48
4.3.Monitores de contaminación 48
4.4.Dosímetros personales 49
5. Resumen 49
Bibliografía 50
1. INTRODUCCIÓN
Las radiaciones ionizantes no son perceptibles por los
sentidos, por lo que es necesario el empleo de instrumentos de medida adecuados. En el ámbito hospitalario,
el objetivo de la detección de la radiación es, en última
instancia, conocer los efectos de esta sobre el cuerpo
humano. Para ello, la noción de la fluencia de las partículas y su distribución energética ayudará al conocimiento
de dichos efectos.
El objetivo del capítulo es que el lector conozca los principios físicos de funcionamiento y las características de
los detectores empleados en el campo de la dosimetría
y detección de las radiaciones ionizantes.
2. DETECCIÓN Y MEDIDA
Los diferentes detectores están diseñados basándose en
el conocimiento de los mecanismos de interacción de la
radiación con la materia y en la medición del fenómeno
físico que se produce como consecuencia de dicha interacción. Los diferentes fenómenos físicos que se aprovechan para detectar y medir la radiación son:
●
Creación de carga debido a las ionizaciones de los
átomos del medio, generalmente gaseoso, por la radia-
●
●
ción ionizante. La colección de la misma da lugar a la
medida de una corriente eléctrica o impulso de voltaje.
Luminiscencia generada en el proceso de excitación
de los electrones a niveles energéticos superiores y su
posterior desexcitación. La detección de la radiación
se consigue mediante la medida de la intensidad de
la luz originada en el proceso de desexcitación.
Disociación de la materia debida a que la radiación
ionizante rompe los enlaces químicos, dando lugar
a la formación de radicales libres de gran reactividad
química. Estas alteraciones en la constitución de la
materia permiten la detección de la radiación.
Los detectores siempre llevan asociados sistemas electrónicos para el control y el tratamiento de las señales
producidas, de manera que el detector con su electrónica
asociada constituye el sistema de detección. A la hora de
elegir un sistema de detección de radiación, debe tenerse
en cuenta que su respuesta puede variar en función del
tipo y de la energía de la radiación, la tasa de emisión,
la geometría y las condiciones ambientales en que se
realiza la medida.
2.1. Modelo simplificado de detector
En una amplia categoría de detectores, el efecto final
de la interacción de la radiación es la producción de
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
carga eléctrica de forma directa o indirecta dentro del
volumen activo del detector. Por este motivo, el funcionamiento de un detector puede esquematizarse de
la siguiente manera: considérese una sola partícula en
el interior del detector, de modo que al interaccionar
con este genera una carga Q, la cual debe ser colectada
para proporcionar una señal eléctrica. Habitualmente,
la colección de la carga se realiza aplicando un campo
eléctrico en el interior del detector, que provoca que las
cargas positivas y negativas liberadas por la radiación
fluyan en la dirección de los electrodos de signo
opuesto a las cargas. En el proceso de colección se
producirá una corriente eléctrica, I, que será constante
durante el tiempo que dure dicho proceso, y que una
vez finalizado será nula (fig. 4-1). El tiempo necesario
para la colección total de la carga, tc, varía ampliamente
de unos detectores a otros. Por ejemplo, en una cáma­
ra de ionización el tiempo de colección de carga es del
orden de milisegundos, mientras que en los detectores
de semiconductor es de nanosegundos. Este tiempo es un
indicador tanto de la movilidad de los portadores de
carga dentro del volumen activo como de la distancia
promedio que deben recorrer antes de llegar a los electrodos de colección.
La integral de la corriente eléctrica, I, durante el tiempo
de colección de carga, tc, es la carga, Q, generada en la
interacción:
tc
∫ I(t)dt = Q
0
[1]
En una situación real, muchas partículas interaccionarán
en un determinado intervalo de tiempo, de manera que,
dependiendo de su tasa de llegada, los pulsos de intensidad pueden solaparse o estar espaciados. El espaciado
temporal entre los sucesivos pulsos es aleatorio, como
se observa en la figura 4-1.
2.2. Modos de operación
MODO CORRIENTE
En este modo, la magnitud observada a la salida del dispositivo es la corriente promedio debida a la interacción
de varias partículas, que puede calcularse como:
I0 = r Q = r
[2]
donde I0 es la corriente promedio, r es la tasa de eventos,
Q es la carga producida en cada evento, ε es la energía
promedio depositada por evento, W es la energía promedio necesaria para producir un par de carga (p. ej.,
W = 34 J/C para crear un par ion-electrón en aire), y q
es la unidad de carga elemental (1,6 10−19 C).
Los detectores que trabajan en este modo se usan para
dosimetría. Presentan la ventaja de poder utilizarse cuando la tasa de eventos es elevada; sin embargo se pierde la
información individual de los eventos ionizantes.
MODO PULSO
En este modo, el dispositivo de medida está diseñado
para resolver cada una de las partículas que interacciona
en el medio, es decir, se registra la carga liberada en cada
suceso ionizante de acuerdo con la ecuación 1. El registro
de la carga total es un indicador de la energía depositada
en el detector.
Los detectores que trabajan en modo impulso permiten
conocer la energía de las partículas que inciden sobre
él, y a este tipo de detectores se les denomina espectrómetros. Por otro lado, como cada partícula registrada
da lugar a un pulso, esto permite «contar» partículas
individuales, por lo que también se los llama contadores.
La amplitud del pulso de salida, V, puede calcularse
como el cociente de la carga total creada en el detector
durante una interacción dividida por la capacidad eléctrica del circuito al que se encuentra conectado el detector:
V=
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
ε
q
W
Q
C
[3]
Puesto que C toma un valor fijo y constante, la amplitud
del pulso de salida es directamente proporcional a la
carga generada dentro del detector.
FIGURA 4-1
En una situación real, al detector llega un haz de partículas, cada una
de las cuales, al interaccionar con el detector, dará lugar a la formación de
un pulso de corriente. Puesto que el fenómeno de interacción es aleatorio,
la separación entre pulsos también. La figura representa una situación en
la que la tasa de llegada de las partículas es lo suficientemente alta como
para que algunos pulsos de corriente se solapen.
La mayoría de los detectores trabajan en este modo de
operación debido a las ventajas inherentes que presenta:
gran sensibilidad, es decir, permite detectar bajos niveles
de radiación de fondo, y la más importante, la posibilidad de obtener información a partir de la amplitud de
cada pulso individual, no como en el modo corriente,
en el cual todas las interacciones, independientemente
de la amplitud del pulso a la que den lugar, contribuyen
a la corriente promedio de salida.
2.3. Resolución en energía
El objetivo de algunos detectores es medir la distribución energética de las partículas o radiación incidente,
33
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
obteniendo espectros diferenciales de amplitud de
impulsos, es decir, el número de pulsos cuyas amplitudes
se encuentran en un determinado rango de valores de
energía.
La resolución en energía, R, es la capacidad de un detector para distinguir dos pulsos cuyas energías estén muy
próximas, y se define como la anchura a mitad de altura
del pulso, FWHM (Full Width at Half Maximum), dividida
por la posición (energía) del centroide, H0 (fig. 4-2A). La
resolución en energía es un parámetro adimensional y
suele expresarse como porcentaje:
FWHM
R=
E0
[4]
En un proceso de detección, las medidas se distribuyen
en torno a un valor medio, E0, según una distribución
gaussiana cuya desviación estándar, σ, es un parámetro que indica cuánto se alejan las medidas del valor
medio. En este caso, la FWHM puede calcularse como
2,35 σ; cuanto más estrecha sea la gaussiana, σ tomará
un valor más pequeño y por tanto menor será el valor
de R, lo que señala que la resolución del detector es
mejor, como se muestra en la figura 4-2B. Una regla
aproximada indica que dos energías pueden resolverse
cuando están separadas en más de una FWHM.
34
Existen diversas fuentes de ruido que hacen que la resolución del detector no sea perfecta:
●
●
Cambios del punto de trabajo, es decir, cambios en el
valor de corriente o tensión a la que trabaja el detector
durante la medida.
Ruido aleatorio o señal espuria (en general, por «ruido» se entiende cualquier perturbación que interviene
FIGURA 4-2
●
en la señal que se desea procesar), debido a la electrónica del detector.
Ruido estadístico procedente de la naturaleza estadística de la medida, es decir, la carga generada
en el detector es discreta y variable. Este tipo de
ruido estadístico no puede evitarse, pero sí es posible reducirlo aumentando el número de medidas
realizadas.
2.4. Eficiencia
Por lo general, no toda la radiación procedente de una
fuente alcanza el detector, y no toda la radiación que
alcanza al detector interacciona con él. Por consiguiente,
se define el parámetro de eficiencia, que permite relacionar el número de pulsos contados con el número
de eventos ionizantes que alcanzan el detector. Se distinguen dos tipos de eficiencia de contajes: eficiencia
absoluta y eficiencia intrínseca.
EFICIENCIA ABSOLUTA
ε abs =
número de pulsos registrados
número de partículas emitidas por la fuente
[5]
Esta eficiencia no sólo depende de las propiedades
intrínsecas del detector, sino también de la geometría
de contaje (fundamentalmente de la distancia entre la
fuente y el detector).
EFICIENCIA INTRÍNSECA
ε int =
número de pulsos registrados
número de partículas que inciden
sobre el detector
A) Definición de resolución de un detector. Para pulsos cuya forma sea una gaussiana con desviación estándar σ, la FWHM es 2,35 σ. B) Función
respuesta de diferentes detectores, de modo que cuanto mayor es el valor de σ, peor es la resolución energética del detector.
[6]
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
La eficiencia intrínseca depende esencialmente del ma­
terial del detector, de la energía de la radiación y del
espesor del detector en la dirección de la radiación incidente. Presenta una menor dependencia que la eficiencia
absoluta con la distancia entre la fuente y el detector.
2.5. Tiempo muerto
El tiempo muerto se define como el tiempo mínimo que
debe transcurrir entre dos eventos para que sean registrados como pulsos diferentes. Esta limitación temporal
puede deberse al propio detector, según el proceso físico
que tenga lugar en él, o la electrónica asociada encargada
del procesado y el registro del pulso.
De forma general, si se registran m eventos, el tiempo
durante el cual el detector no estará operativo será mτ.
Ahora bien, si han llegado al detector n eventos durante
el tiempo que el detector ha permanecido insensi­
ble (mτ), el número de eventos verdaderos que se habrán
perdido será nmτ. Por otro lado, el número de eventos per­
didos puede calcularse como n − m, por lo que:
n – m = nmτ
m
[7]
n=
1– mτ
Debido a la naturaleza aleatoria de los procesos de desintegración radiactiva, siempre existe la probabilidad de
que se pierda algún evento verdadero si este ocurre rápidamente después del anterior, de manera que estén muy
próximos entre sí. Esta situación se agrava en el caso de
altas tasas de contaje, de manera que si se desea realizar
unas medidas de contaje precisas, deben ser corregidas
por las pérdidas debidas al tiempo muerto.
Modelo paralizable
En el modelo paralizable, los eventos que tienen lugar
durante el tiempo muerto no sólo no son registrados,
sino que extienden el tiempo muerto otro periodo τ, y
por tanto se produce la pérdida de los eventos que tienen
lugar a continuación, como se observa en la figura 4-3A.
Continuando con el ejemplo anterior, sólo se registrarían
m = 3 de los n = 6 eventos verdaderos.
MODELOS DE TIEMPO MUERTO
En este caso, los periodos de tiempo muerto no tienen
una longitud fija, por lo que no puede aplicarse el mismo
argumento que en el modelo no paralizable. La expresión que relaciona el número de eventos registrados, m,
con el número de eventos verdaderos, n, es:
Son modelos que permiten conocer el número real de
eventos, n, a partir del número de pulsos registrados, m, y
el tiempo de resolución del sistema o tiempo muerto (τ).
Modelo no paralizable
Si τ es el tiempo que dura un evento verdadero, y por
tanto el tiempo durante el cual el detector no está operativo, los eventos que tengan lugar durante ese intervalo
temporal se perderán y no tendrán ningún efecto sobre
el comportamiento del detector. De acuerdo con este
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
modelo, en el ejemplo de la figura 4-3A el detector registraría m = 4 eventos de las n = 6 interacciones verdaderas.
FIGURA 4-3
m = n e -nτ
[8]
En la figura 4-3B se representa la tasa de impulsos registrados, m, versus la tasa de eventos verdaderos, n. Cuando
las tasas son bajas, los dos modelos dan los mismos
A) Modelos de tiempo muerto para un detector de radiación; τ es el tiempo que dura un evento verdadero y durante el cual el detector no está operativo.
B) Variación de la tasa de contaje observada, m, en función de la tasa verdadera, n, según si la respuesta del detector se ajusta al modelo paralizable
o no paralizable.
35
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
resultados. Para una tasa observada de m = 1/τ, el sistema no paralizable se aproxima a un valor asintótico
que representa la situación en la que el contador apenas
tiene tiempo para finalizar un periodo muerto antes
de comenzar con el siguiente, mientras que para esa
misma tasa se observa un máximo en m para el sistema
paralizable. En los sistemas de contaje que se comportan
según modelos paralizables, tasas de interacción verdaderas muy altas dan lugar a una extensión del tiempo
muerto a continuación del evento inicial registrado, y
por tanto se contabilizan muy pocos eventos verdaderos. Además, pueden cometerse errores al interpretar
los datos de contaje, ya que hay dos posibles tasas de
interacción verdaderas, n1 y n2, correspondientes a una
tasa observada, m1.
3. TIPOS DE DETECTORES
Los detectores pueden clasificarse atendiendo a distintas
razones, de modo que un mismo detector puede estar
incluido dentro de más de una categoría. A continuación
se indica la clasificación de los detectores atendiendo a
diferentes criterios:
●
●
36
●
●
El principio físico o químico utilizado: ionización
gaseosa, centelleo, semiconductor, película radiográfica o radiocrómica, y termoluminiscencia (TLD).
Procedimientos de medida:
● Activos: el sistema electrónico de lectura está activo
durante la irradiación. Ejemplo: detector GeigerMüller (GM).
● Pasivos: el proceso de lectura del detector ocurre
con posterioridad a la irradiación. Ejemplo: TLD.
Tecnología:
● Directos: la señal es la resultante de colectar los
portadores de carga producidos por la radiación
ionizante. Ejemplo: cámara de ionización.
● Indirectos: se aprovecha la señal producida por
otras transformaciones causadas por la radiación
ionizante en el medio, como por ejemplo la excitación de estados ópticos, la modificación de niveles electrónicos de la red cristalina, etc. Ejemplo:
película radiográfica.
Utilización: detectores para dosimetría del haz de
radiación, monitores de radiación ambiental, monitores de contaminación y dosímetros personales.
3.1. Detectores de ionización gaseosa
La ionización de un gas es el efecto físico en el cual se
basan estos detectores. Cuando una partícula, directamente o indirectamente ionizante, atraviesa un gas, crea
a lo largo de su camino moléculas excitadas e ionizadas.
La ionización de una molécula neutra da lugar a la creación de un ion positivo y un electrón libre, denominado
par ion-electrón (ion-e−). Con ello, el gas que al inicio se
comportaba como un aislante eléctrico pasa a ser parcialmente conductor, de manera que al aplicar una tensión
de polarización a los electrodos se genera un campo
FIGURA 4-4
Ionización producida por la radiación ionizante al atravesar el gas
que contiene el detector. La aplicación de un campo eléctrico permite
la colección de carga hacia sus respectivos electrodos.
eléctrico en el interior del volumen del detector. Dicho
campo eléctrico, a su vez, da lugar a una fuerza electrostática que mueve a los iones positivos hacia el electrodo
negativo (cátodo), y a los electrones hacia el electrodo po­
sitivo (ánodo), generando una corriente eléctrica cuya
intensidad estará relacionada con la intensidad de la
radiación ionizante que la ha producido. El esquema ge­
neral de un detector de ionización gaseosa se muestra
en la figura 4-4. El tiempo que tardan los iones en llegar
a su correspondiente electrodo es del orden de milisegundos, que es un tiempo muy largo. Sin embargo, el
tiempo de colección para los electrones es del orden de
microsegundos, es decir, unas mil veces menos, debido
a su menor masa.
Para que se forme un par ion-e−, la partícula ionizante
debe transferir una cantidad mínima de energía, que en
principio bastaría con que fuera igual a la energía necesaria para arrancar a un electrón ligado de una de sus capas
(10-20 eV). Sin embargo, la partícula incidente, además
de perder su energía creando pares ion-e−, también puede
perderla mediante procesos de excitación, es decir, un
electrón de una molécula del gas pasa a ocupar un
estado ligado de mayor energía. Por tanto, la energía
promedio, W, necesaria para producir un par ion-e −,
es ligeramente mayor que la energía de ionización. En
principio, W depende del tipo de gas y del tipo y la energía de la radiación; no obstante, se ha observado experimentalmente que permanece constante para muchos
gases y diferentes tipos de radiación, tomando un valor
W ≈ 30-35 eV. Si W es aproximadamente constante para
un tipo de radiación dada, la energía depositada será
proporcional al número de pares ion-e −formados, y
puede calcularse dicha energía si se conoce la cantidad
de pares de iones.
En el proceso de difusión del ion y el e− hacia sus respectivos electrodos pueden producirse varios fenómenos
que hacen que la carga original generada por la radiación
ionizante no sea totalmente colectada:
●
Colisiones con transferencia de carga: cuando
un ion positivo choca con una molécula neutra, se
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
●
transfiere un electrón de dicha molécula al ion; por
otro lado, los e−, al colisionar con una molécula neutra, pueden acoplarse a ella, formando un ion negativo. Como resultado de ambas colisiones desaparece
el par ion-e− original y se forman iones negativos. Por
ejemplo, el oxígeno es un gas que capta electrones
con mucha facilidad, con lo cual los electrones que se
difunden en aire se convierten rápidamente en iones
negativos. En contrapunto, el nitrógeno, el hidrógeno
y los gases nobles se caracterizan por un coeficiente de
acoplamiento de electrones muy bajo, y por tanto, en
estos gases, los electrones continúan su camino como
electrones libres.
Recombinación: es una colisión entre un ion positivo
y un e− libre, en la cual el e− es capturado por el ion
positivo volviendo de nuevo al estado de carga neutra.
Alternativamente, un ion positivo puede sufrir una
colisión con un ion negativo, en la cual el electrón
extra se transfiere al ion positivo y ambos iones son
neutralizados. En los dos casos, la carga representada por el par ion-e− original se pierde y, por tanto,
no contribuye a la señal. La tasa de recombinación
dependerá de la densidad de pares ion-e− y del voltaje
aplicado.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
ZONAS DE FUNCIONAMIENTO DE UN DETECTOR
DE IONIZACIÓN GASEOSA
El parámetro esencial para determinar el comportamiento
de un detector de gas es la diferencia de potencial (ddp)
o tensión aplicada entre sus electrodos. De acuerdo
con la figura 4-5, se distinguen las siguientes zonas de
funcionamiento.
Zona de recombinación
Si no se aplica ninguna tensión al detector, no se detectará ninguna corriente, ya que no existe campo eléctrico,
y los iones y los electrones desaparecerán por recombinación o difusión en el volumen activo del detector. Al
aplicar un potencial no muy elevado (menos de unos
100 V) aparecerá un campo eléctrico, pero no lo bastante
intenso como para evitar la recombinación, con lo cual
la carga colectada es menor que la representada por los
pares ion-e− originales.
Zona de saturación o zona de las cámaras
de ionización
Para un voltaje aplicado lo suficientemente alto (100-400 V),
el campo eléctrico será lo bastante intenso como para
poder despreciar la recombinación, y por tanto todas las
cargas creadas en el proceso de ionización alcanzarán los
electrodos. En la figura 4-5 se observa que un aumento
de la tensión no supone un aumento de la corriente, ya
que todas las cargas han sido colectadas. Esta es la zona
de trabajo de las cámaras de ionización.
Zona de proporcionalidad estricta
Si se continúa aumentando la tensión, llega un momento
en que se produce el fenómeno conocido como multi­
plicación del gas: los electrones libres son acelerados por
el campo eléctrico aplicado, de modo que cuando sufren
FIGURA 4-5
Diferentes zonas de funcionamiento de un detector de ionización gaseosa
en función de la diferencia de potencial aplicada a sus electrodos.
una colisión adquieren una energía cinética importante.
Si esta energía es mayor que la energía de ionización de
la molécula neutra del gas, es posible crear un par ion-e−
adicional en cada colisión, denominada ionización
secundaria. El electrón liberado en la ionización secundaria, a su vez, será acelerado por el campo eléctrico, con
lo que sufrirá nuevas colisiones que provocarán nuevas
ionizaciones. De esta manera, el proceso de multiplicación del gas tiene lugar en forma de cascada, en la que
cada electrón libre creado en una colisión puede crear
más electrones libres en el mismo proceso. La avalancha
formada en el proceso de multiplicación de un electrón
se muestra en la figura 4-6A. En esta región, la multiplicación del gas es lineal, con lo que la carga colectada será
proporcional al número de iones originales creados por
la radiación incidente. El factor de proporcionalidad se
denomina factor de multiplicación, M, que se define como
el número de pares de iones secundarios producidos por
cada primario:
Q = e n0 M
[9]
donde Q es la carga total, n0 son los pares ion-e− originales y M es el factor de multiplicación. Para contadores
proporcionales es del orden de 1-104.
Zona de proporcionalidad limitada
Si se sigue aumentando la ddp se introducen efectos no
lineales. Los más importantes están relacionados con los
iones positivos que también son creados en las ionizaciones secundarias. Al aumentar la tensión aplicada, el
factor de multiplicación se hace muy grande (M ≈ 106),
la cantidad de iones secundarios aumenta considerablemente y deja de existir proporcionalidad entre la carga
colectada y el número de iones primarios.
Zona Geiger-Müller
Si se continúa aumentado la tensión, el factor de multiplicación toma un valor muy elevado (M ≈ 1010), de
37
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
FIGURA 4-6
A) Avalancha de ionizaciones secundarias disparadas por un solo electrón en la zona de proporcionalidad estricta. B) Mecanismo por el cual se disparan
avalanchas adicionales en una descarga Geiger. Los fotones por interacción fotoeléctrica en otro punto del gas (1) o en la superficie del cátodo (2) liberan
un nuevo electrón que, en su migración hacia el ánodo, dispara una nueva avalancha.
38
modo que se produce un verdadero alud electrónico.
En este caso, el valor de la carga colectada es constante
e independiente del número de iones primarios, de la
partícula incidente y de la tensión aplicada. En esta zona
operan los detectores Geiger-Müller.
Zona de descarga continua
Para tensiones aplicadas muy elevadas, el detector se
hace inestable y entra en un régimen de descarga semiautónoma, haciéndose inestable porque los iones positivos, fuertemente acelerados, arrancan electrones del
cátodo y se origina una descarga en cadena.
CÁMARAS DE IONIZACIÓN
Una cámara de ionización (CI) es un detector de gas en
el cual la tensión aplicada (V∼10-100 V) se sitúa en la
zona de saturación. En una cámara de ionización ideal,
toda la carga generada por ionización es registrada, sin
que haya recombinación ni multiplicación. Las cámaras
de ionización suelen trabajar en modo corriente y son
un detector activo.
La geometría de las CI suele ser plana o cilíndrica, y
contienen en su interior aire a presión de una atmósfera.
La corriente de ionización generada por la interacción
de la radiación es muy pequeña para poder ser medida;
por ejemplo, una partícula beta produce unos 1.000 pa­
res de iones, lo que da lugar a un pulso de salida de
unos cuantos milivoltios. Por este motivo, las CI suelen
ir acompañadas de dispositivos de amplificación.
Las cámaras de ionización se utilizan para:
●
Detección de radiación X, radiación gamma y radiación alfa y beta. Puesto que la radiación alfa es de muy
corto alcance, es necesario que la fuente radiactiva se
sitúe en el interior de la cámara, sobre uno de sus electrodos (cámaras planas). Sin embargo, la detección
de partículas beta se consigue para fuentes externas a
●
través de ventanas suficientemente delgadas, debido
a su mayor poder de penetración. La eficiencia de la
detección para fotones es muy baja, de alrededor de
un 1%, mientras que la eficiencia de detección para
partículas a y b es del 100%. En general, ofrecen muy
poca resolución energética.
Dosimetría. Las CI utilizadas para tal fin están construidas con paredes de un material equivalente a aire,
plástico o aluminio. Estas cámaras proporcionan
medidas relativamente exactas de exposición para
rayos gamma cuya energía sea lo bastante alta como
para poder despreciar la atenuación de las paredes,
pero lo suficientemente baja como para conseguir el
equilibrio electrónico. En el caso particular de que
·,
la CI sea equivalente a aire, la tasa de exposición, X
se obtiene simplemente dividiendo la corriente de
ionización saturada, IS, por la masa, M, contenida en
el volumen activo del detector:
•
X=
IS
M
[10]
donde M es la masa de aire que debe ser corregida por
factores de presión y temperatura si la medida no se
realiza en las condiciones estándar en que se calibró la
cámara (P = 1,013 105 Pa y T = 273,15 K).
También pueden realizarse medidas de dosis absorbida,
como se explicará en el capítulo 10.
CONTADORES PROPORCIONALES
Un contador proporcional es un detector de gas en el
cual la tensión aplicada se sitúa en la zona proporcional.
Habitualmente trabaja en modo pulso y es un detector
activo. Debido al fenómeno de multiplicación del gas, la
carga se amplifica dentro del propio detector generando
pulsos del orden de 0,1 V, aunque todavía se requiere la
amplificación de la señal.
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
Los contadores proporcionales suelen ser cilíndricos
(geometría coaxial), es decir, el ánodo es un fino cable
(0,02-0,1 mm de diámetro) que se sitúa a lo largo del
eje de un cilindro hueco que funciona como cátodo, y
el gas que se encuentra en el volumen activo del detector
suele ser un gas noble.
Como ya se ha indicado, el fenómeno de multiplicación
del gas se basa en las ionizaciones secundarias producidas en las colisiones de los electrones con las moléculas
neutras del gas del detector. Pero además de las ionizaciones, también se producen excitaciones de las moléculas que posteriormente decaerán al estado fundamental
mediante la emisión de fotones visibles o ultravioleta
(UV). Estos fotones, a su vez, pueden producir nuevas
ionizaciones, lo que conduce a una pérdida de la proporcionalidad o a la aparición de pulsos espurios, o ambas
cosas. En la práctica, para evitar estos fenómenos, lo que
se hace es añadir al gas una pequeña cantidad de otro
gas poliatómico, como por ejemplo el metano, para
que absorba dichos fotones. A este componente se le
denomina gas quench o extintor.
La proporcionalidad que existe entre la altura del pulso y la ionización inicial permite utilizar al detector
para distinguir entre partículas de diferentes energías y
poder ionizante, es decir, puede emplearse como espectrómetro. También puede utilizarse como monitor de
radiación.
CONTADORES GEIGER-MÜLLER
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Los contadores Geiger-Müller (G-M) son contadores de
gas en los que la tensión aplicada se sitúa en la zona
Geiger-Müller. Trabajan en modo pulso y son detectores
activos.
A diferencia de los contadores proporcionales, en los
que cada electrón del par ion-electrón produce una
avalancha que es independiente de la avalancha producida por otro electrón asociado con el evento ionizante
original, en un G-M cada avalancha puede, a su vez,
producir una segunda avalancha en un punto diferente
dentro del tubo. Estas segundas avalanchas son producidas por los fotones emitidos por las moléculas de gas
excitadas que adquirieron dicho estado como consecuencia de las colisiones con los electrones primarios.
Como se observa en la figura 4-6B, la avalancha Geiger
crece de forma que envuelve al ánodo, independientemente de la posición en la que tuvo lugar el evento
ionizante inicial.
Puesto que una descarga Geiger finaliza una vez que se
desarrolla una determinada carga total, con independencia del número de pares ion-e− creados por la radiación
ionizante incidente, todos los pulsos tienen la misma
amplitud y, por tanto, no proporcionan ninguna información sobre las propiedades de la radiación incidente. Por
este motivo, los contadores G-M se usan como monitores
de radiación y no pueden utilizarse para espectroscopia,
ya que pierden toda la información de la cantidad de
energía depositada por la radiación ionizante.
Los pulsos típicos de un G-M representan una cantidad
inusualmente grande de carga colectada; se forman
sobre unos 109-1010 pares de iones en la descarga que se
traducen en un pulso de salida de aproximadamente 1 V.
Esta amplitud tan grande del pulso de salida permite
simplificar la electrónica asociada, de modo que puede
eliminarse la etapa de amplificación previa.
Los gases utilizados para un contador G-M son los
mismos que para un contador proporcional. Los más
empleados son los gases nobles, como el helio o el argón.
Al gas noble se le añade otro gas, también denominado
gas quench, para evitar la generación de múltiples pulsos
mediante el mecanismo de colisiones con transferencia
de carga. Cuando los iones de argón llegan al cátodo y
se neutralizan, quedan en estado excitado y liberan fotones UV que al propagarse producen fotoelectrones, los
cuales generan nuevas avalanchas que dan lugar a pulsos
espurios. Sin embargo, si estos iones de argón colisionan
con las moléculas del gas quench, son neutralizados al
transferir su carga positiva a dicha molécula, que queda
ionizada positivamente. Ahora es el ion positivo del gas
quench el que continúa su camino hacia el cátodo, de
manera que, al ser neutralizado, el exceso de energía
da lugar a la disociación de la molécula compleja, en
lugar de liberar un electrón de la superficie del cátodo,
y por consiguiente no se forman avalanchas adicionales
en el tubo. El gas quench utilizado suele ser moléculas
orgánicas. Debido a que estas se disocian para evitar
que el contador entre en descarga continua, el gas va
desapareciendo gradualmente durante el tiempo de vida
del tubo.
El principal inconveniente de un G-M es su largo tiempo
muerto (50-300 ms), lo que implica que este tipo de
detectores sólo puedan utilizarse para tasas de contajes
relativamente bajas.
La eficiencia de un contador Geiger es sólo del orden
del 1-2% para la radiación gamma, mientras que para la
radiación beta es del 100% debido al relativamente intenso poder ionizante de dichas partículas. Los contadores
Geiger se usan sobre todo para la detección de radiación
gamma o de partículas beta; para la detección de la primera
están provistos de paredes metálicas o de vidrio, debido
al gran poder de penetración de esta radiación.
3.2. Estructura de bandas en los sólidos
Hasta ahora se han descrito detectores en los cuales el
medio físico en que se producen los procesos de interacción de la radiación se encuentra en estado gaseoso.
Sin embargo, en los detectores que se van a detallar en
los siguientes apartados, el medio empleado para la
detección se encuentra en estado sólido. Es necesario
conocer la estructura o la organización de los átomos en
un sólido para poder entender el fenómeno físico que se
produce como consecuencia de la interacción.
Los átomos que componen un material sólido se distribuyen en una red cristalina periódica, de manera que
39
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
FIGURA 4-7
A) Disposición de los átomos o moléculas de un sólido en
una red periódica que da lugar a una estructura cristalina
cúbica. B) Según el tamaño del gap (separación entre la
banda de valencia y la banda de conducción), los sólidos
pueden clasificarse en aislantes, semiconductores
y conductores.
40
los distintos niveles de energía se establecen en bandas
de energías permitidas para los electrones, separadas por
gaps o bandas de energía prohibidas. La banda inferior se
denomina banda de valencia, en la que todos los electrones se encuentran ligados en un lugar específico de
la red cristalina, mientras que en la banda de energía
superior, denominada banda de conducción, los electrones están libres y pueden moverse por toda la red
cristalina. Son estos electrones los que contribuyen a la
conductividad eléctrica del material. Las dos bandas se
encuentran separadas por un gap, cuyo tamaño determina si el material se clasifica como aislante, semiconductor o conductor, como se observa en la figura 4-7. En
ausencia de excitación térmica, tanto los aislantes como
los conductores tienen la banda de valencia completamente llena y la de conducción completamente vacía.
Cuando los electrones adquieren la energía suficiente
para pasar a la banda de conducción, en la banda de
valencia quedan disponibles unos estados de energía
denominados huecos. Un hueco es la ausencia de un
electrón, el cual puede considerarse como una partícula
de características similares a las de un electrón, pero
cargada positivamente.
El gap en los aislantes tiene un ancho de unos 5 eV o más,
pero en los semiconductores el gap es de 1-3 eV. El ta­
maño o ancho del gap también puede depender de la
temperatura.
3.3. Detectores de semiconductor
El principio de funcionamiento de los semiconductores puede asemejarse al de las CI. Cuando la radiación
ionizante incide sobre un semiconductor, da lugar a la
producción de pares electrón-hueco a lo largo del camino
de la partícula. El par electrón-hueco creado es análogo
al par ion-electrón producido en los detectores de gas, de
manera que al aplicar un campo eléctrico se genera una
señal eléctrica debida a la migración de los electrones y
los huecos hacia sus respectivos electrodos.
La energía necesaria para crear un par electrón-hueco se
denomina energía de ionización. Esta energía es mucho
más pequeña en los semiconductores (3,76 eV en el Si
y 2,76 eV en el Ge) que en los detectores de gas, en los
que son necesarios 30 eV para crear un par ion-electrón. Es por este motivo, y por la mayor densidad que
presentan, por lo que el número de portadores de carga
que se genera en un semiconductor es 10 veces mayor que
el que se genera en un detector de gas, para la misma ener­
gía depositada. Esto permite que los detectores construi­
dos con semiconductores tengan mejor resolución en
energía, y debido a su menor tamaño ofrecen mejor re­
solución espacial.
A diferencia de los sólidos utilizados para los detectores
termoluminiscentes, interesa que los semiconductores
sean lo más puros posible, es decir, que estén libres
de defectos y trampas para evitar que atrapen a los
portadores (electrones y huecos) y se produzca una
colección incompleta de carga. Ofrecen una respuesta
directa, aunque necesitan etapas de amplificación, y
una respuesta temporal muy buena, es decir, son muy
rápidos (el tiempo de colección de carga es del orden
de nanosegundos).
Los detectores de Si se utilizan para espectroscopia de
partículas alfa y fragmentos de fisión; en general, se usan
para espectroscopia de partículas cargadas. Los detectores
de Ge se utilizan para medidas de radiación gamma.
Entre los inconvenientes que presentan los detectores de
semiconductor, cabe mencionar:
●
●
●
Están limitados a pequeños tamaños.
Se degradan debido a la radiación. El daño más
común es que un átomo del semiconductor se desplace de su posición en la red cristalina, creándose
una vacante, y por tanto dando lugar a una trampa.
Este efecto es más acusado cuando el detector se irradia con partículas cargadas pesadas que cuando se
irradia con partículas beta o rayos gamma.
Son muy caros.
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
FIGURA 4-8
Esquema de un detector de centelleo de NaI-Tl. Se muestran los elementos básicos de un tubo fotomultiplicador.
●
●
Los detectores de semiconductor empleados para
espectroscopia necesitan refrigeración1.
Los semiconductores empleados para dosimetría de
un haz de radiación presentan una sobrerrespuesta a bajas energías, y dependencia angular y con la
temperatura.
3.4. Detectores de luminiscencia
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La luminiscencia es la propiedad que presentan algunos materiales por la cual son capaces de emitir luz al
absorber energía. Existen distintos tipos de luminiscencia
dependiendo de cuál sea el tipo de excitación causante
del fenómeno. Por ejemplo, la luminiscencia estimulada
ópticamente es un tipo de luminiscencia causada por luz;
o la termoluminiscencia, en la cual la absorción de calor
por el material es la causa de la emisión de luz posterior.
Este proceso tiene dos pasos: en el primero, la energía
incidente hace que los electrones de los átomos que componen la red cristalina del material absorbente se exciten y
salten de una banda a otra de mayor energía; en el segundo, los electrones «caen» de nuevo a su estado original
emitiendo un fotón de luz. Según el intervalo de tiempo
que transcurra entre los dos pasos se distingue entre:
1
Debido al pequeño gap del Ge (0,7 eV), los electrones que se encuentran en la banda de valencia podrían pasar a la banda de conducción
simplemente por agitación térmica a temperatura ambiente. Esto
daría lugar a la aparición de corrientes eléctricas que no se deben
a la colección de los pares electrón-hueco generados por la radiación incidente, y que por tanto contribuyen a aumentar el ruido.
Para evitar estas corrientes, lo que se hace es refrigerar el detector
mediante nitrógeno líquido, que se encuentra a 77 K (−196,16 ˚C).
●
●
Fluorescencia: el intervalo de tiempo entre los dos
pasos es corto (menor de 10−8 s); es decir, la emisión
de luz se produce inmediatamente después de que el
material ha sido excitado.
Fosforescencia: el intervalo de tiempo que transcurre
entre la absorción y la reemisión de la energía es largo
(muchas horas).
En ambos casos, la energía emitida en forma de luz es
casi siempre de menor energía, es decir, de una longitud
de onda más larga que la de la luz excitante.
Basándonos en estas propiedades de los materiales,
pueden construirse dos tipos de detectores: detectores
de centelleo, en los que interesa que el tiempo de desexcitación y de emisión de luz sea corto, y detectores de
termoluminiscencia.
DETECTORES DE CENTELLEO
La figura 4-8 muestra los componentes principales de
un detector de centelleo: el cristal centelleador, el tubo
fotomultiplicador y la electrónica asociada.
Cristal centelleador
Se encarga de transformar la energía de la radiación
ionizante incidente en fotones de luz visible o UV. El
material de centelleo ideal debería reunir las siguientes
cualidades:
●
Alta eficiencia de centelleo: la fracción de la energía de
la radiación incidente que se convierte en luz visible
debe ser elevada, es decir, la situación ideal sería aquella en que toda la energía de la partícula incidente se
convirtiera en luz.
41
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
●
●
●
●
●
42
La conversión debería ser lineal: el número de fotones obtenidos debería ser proporcional, en el mayor
rango posible, a la energía depositada por la partícula
incidente.
El cristal debería ser transparente a la longitud de
onda de su propia emisión para que tenga lugar una
buena colección de luz.
El tiempo de decay (desexcitación) de la luminiscencia
inducida debería ser corto para que la señal de los
pulsos pueda ser generada rápidamente.
El material debe ser de buena calidad óptica, poseer
un número atómico elevado para favorecer la absorción de energía, y su espesor debe ser, en lo posible,
igual al alcance máximo, si se trata de partículas cargadas, o del mayor espesor posible para radiación
gamma.
El índice de refracción debería ser próximo al del
vidrio (n = 1,5) para que tenga lugar un acoplamiento
efectivo entre la luz de centelleo y el tubo fotomultiplicador.
Los materiales centelladores pueden ser orgánicos o inorgánicos. Los centelladores inorgánicos más utilizados son
los haluros alcalinos, de los cuales el más empleado en
la práctica es el yoduro de sodio impurificado con talio
(NaI-Tl). El Tl es una impureza incorporada al cristal
de NaI para conseguir que la longitud de onda de los
fotones emitidos se encuentre en la zona espectral de
máxima sensibilidad del fotomultiplicador. A este tipo
de impurezas se las denomina activadores. Los materiales
inorgánicos proporcionan una gran cantidad de fotones
y son muy lineales2; sin embargo, su respuesta temporal
es muy lenta. Entre las propiedades más significativas del
NaI-Tl cabe destacar:
●
●
●
●
Excelente eficiencia de detección (60%). Su respuesta, en un amplio rango de energías de electrones
y rayos gamma, es lineal.
Puede fabricarse en una amplia gama de tamaños y
formas.
El relativamente alto número atómico del yodo
(Z = 53) asegura que tengan lugar procesos de absorción fotoeléctrica, lo que hace que presente una alta
eficiencia de detección intrínseca.
Como inconveniente, es un material higroscópico, es
decir, que absorbe agua cuando se encuentra en contacto con la atmósfera, lo que hace que se deterioren
su estructura y transparencia. Para evitarlo, el cristal
se encapsula dejando una ventana de vidrio transparente que permite la salida de los fotones visibles
generados.
Los centelladores orgánicos son en general más rápidos
que los inorgánicos, pero producen menos luz. Los materiales pueden ser plásticos o cristales, o estar en estado
líquido. Suelen utilizarse para espectrometría beta y
detección de neutrones rápidos.
Se dice que la respuesta de un detector es lineal cuando es proporcional
al estímulo o factor externo que la produce.
2
Tubo fotomultiplicador
El tubo fotomultiplicador (FM) se encarga de transformar la luz procedente del cristal de centelleo en una
señal eléctrica sin añadir una gran cantidad de ruido
aleatorio a dicha señal. El tubo FM es una ampolla cilíndrica de vidrio en la que se ha hecho un vacío elevado, y está constituido por los siguientes componentes
(v. fig. 4-8):
●
●
Fotocátodo: es el encargado de convertir la luz (los
fotones) incidente en electrones de baja energía (proceso de fotoemisión). Este proceso puede considerarse que tiene lugar en tres pasos:
● Se absorbe el fotón incidente, el cual transfiere su
energía a un electrón del material fotoemisivo del
que está construido el fotocátodo.
● El electrón migra hacia la superficie.
● El electrón adquiere la energía suficiente para
abandonar la superficie del fotocátodo.
Multiplicador de electrones: consiste en una serie de
electrodos, llamados dinodos, polarizados positivamente respecto al fotocátodo con tensiones crecientes
de unos 100 V. Los electrones procedentes del fotocátodo golpean al primer electrodo o dinodo, donde
cada uno de ellos produce por ionización secundaria
varios electrones por cada electrón inicial que impacta
sobre dicha superficie. A continuación, este nuevo
grupo de electrones incidirá sobre el siguiente dinodo,
que se encuentra polarizado a un potencial positivo
mayor que el anterior, dando lugar a una nueva multiplicación de los mismos. Esta secuencia continúa
hasta que se alcanza el último dinodo, donde ahora
el pulso de electrones es un millón de veces mayor
que el original procedente del fotocátodo. En este
punto, los electrones son colectados en el ánodo, que
se encuentra al final del tubo, para formar el pulso
electrónico.
DETECTORES TERMOLUMINISCENTES
Los detectores termoluminiscentes (TLD) están basados
en el fenómeno de la termoluminiscencia, por el cual
determinados materiales son capaces de emitir fotones
cuando son estimulados térmicamente, es decir, cuando
son calentados.
Los materiales termoluminiscentes se caracterizan por
tener una gran cantidad de trampas (estados de energía
que se encuentran en una región prohibida), a diferencia de los materiales de centelleo, que se procura que
estén libres de impurezas. Si las trampas se introducen
de manera artificial, se habla de cristales dopados o
activados.
Cuando el material termoluminiscente es expuesto
a radiaciones ionizantes, un electrón puede adquirir
la energía suficiente para pasar a otros estados de ma­
yor energía, dando lugar a la formación de un par elec­
trón- hueco (fig. 4-9A). Los electrones y los huecos produci­
dos pueden recombinarse de inmediato con un portador
de signo opuesto, o quedar atrapados en las trampas a
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
FIGURA 4-9
A) Debido a la radiación ionizante, un electrón adquiere la energía suficiente para pasar a un estado de mayor energía (indicado por las líneas de color
naranja) y dar lugar a la formación de un par electrón-hueco. De manera análoga ocurre con el hueco formado (líneas azules). B) Emisión de un fotón
termoluminiscente debido a la recombinación de un electrón con un hueco situado en una trampa (izquierda) o a la transición de un electrón que se
encontraba en una trampa a un estado de menor energía (derecha), tras ser calentado el material.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
lo largo del cristal. Si el electrón queda atrapado en una
trampa, para poder ser liberado necesita algún mecanismo que le aporte energía, que en el caso de los materiales
termoluminiscentes se consigue por medio del calentamiento del material. Cuando el electrón es liberado pasa
a ocupar un estado de menor energía, donde se recombina con un hueco y, debido a tal desexcitación, se emite
un fotón. De manera análoga, ocurre lo mismo con los
huecos (figura 4-9B). El número total de fotones es un
indicador del número original de pares electrón-hueco
creados por la radiación, ya que idealmente la cantidad
de luz emitida es proporcional al número de electrones que quedaron atrapados. Por tanto, el número de
FIGURA 4-10
fotones emitidos puede emplearse para conocer la dosis
absorbida recibida por el detector. Para ello se emplea
la curva de brillo o curva termoluminiscente (intensidad de
la luz emitida en función de la temperatura), de modo
que el área bajo la curva está relacionada con la dosis
absorbida a través de una calibración apropiada. Estos
detectores se utilizan ampliamente como dosímetros
personales (fig. 4-10).
El sistema termoluminiscente
Para que un material termoluminiscente pueda ser
utilizado como detector, necesita unos dispositivos
adicionales a partir de los cuales pueda obtenerse una
Detector termoluminiscente de solapa utilizado para dosimetría personal. En la imagen de la izquierda se muestra el contenido del dosímetro, donde puede
apreciarse que el detector son pequeños cuadrados de material termoluminiscente.
43
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
lectura. Estos dispositivos son un calentador y un tubo
FM. La misión del calentador es liberar los electrones y
los huecos de las trampas, y la del tubo FM es la misma
que en los detectores de centelleo.
Materiales termoluminiscentes
A la hora de elegir un material termoluminiscente deben
tenerse en cuenta dos aspectos:
●
●
La profundidad de las trampas: si son poco profundas,
el número de portadores atrapados por unidad de
exposición será muy alto. Sin embargo, tal material
será muy inestable, ya que incluso a temperatura
ambiente las trampas podrían ser liberadas. En este
caso, se dice que el material muestra un gran fading o
decaimiento. Un ejemplo de este tipo de material es
el CaSO4:Mn (el Mn es el activador).
El número atómico del material: el FLi es el material
más utilizado debido a su bajo número atómico
(Zefectivo = 8,2), que es muy similar al del tejido, lo
que hace que sea muy apropiado para dosimetría personal. Por otro lado, cabe destacar que el FLi presenta
un fading despreciable, al tener las trampas más profundas que el CaSO4:Mn, y que factores ambientales,
como la luz o la temperatura, no provocan grandes
cambios en su respuesta.
Entre las propiedades comunes a todos los materiales
TLD cabe destacar:
●
44
●
●
●
Se ven influenciados por las condiciones ambientales:
temperatura, humedad y nivel de radiación de fondo.
Son reutilizables y duraderos: una vez que los dosímetros han sido irradiados y se ha obtenido la curva
termoluminiscente, se les somete a un nuevo calentamiento a temperaturas muy altas para devolverlos
a su estado original.
Amplia gama de formatos: pueden presentarse de
forma sólida o en polvo, y en tamaños muy variados.
Son detectores de lectura indirecta.
SISTEMAS DE LUMINISCENCIA ESTIMULADA
ÓPTICAMENTE
Es un fenómeno similar al de la termoluminiscencia,
pero la excitación para que se liberen las trampas es
luminosa y normalmente mediante láser. Estos sistemas
encuentran su aplicación en la radiografía digital computarizada (CR)3 y en radioterapia para realizar dosimetría
in vivo, o incluso como sistema de imagen portal para
comprobar el correcto posicionamiento del paciente,
sustituyendo a las películas radiográficas convencionales.
En general, para efectuar el proceso de lectura se envía
luz láser a través de una fibra óptica, de manera que la luz
producida en la liberación de las trampas es captada por
la fibra óptica y reflejada en el separador de haces hacia
el fotomultiplicador para su conversión en una señal
3
Consiste en la obtención de imágenes digitales mediante el empleo
de placas de fósforo fotoestimulable a las que, coloquialmente, se
las ha denominado de CR, si bien el sistema de CR comprende no
sólo las placas de fósforo sino también el lector de estas.
eléctrica. Esta señal será proporcional a la dosis recibida y
a la energía óptica suministrada en el proceso de lectura.
El material del que está compuesto el detector, así como
la longitud de onda del láser empleado como estímulo
óptico, dependen de la aplicación que vaya a darse al
detector. Por ejemplo, los CR utilizados para dosimetría in vivo están compuestos de pequeños cilindros
alargados de 0,4 mm × 3 mm de alúmina dopada con
carbón o Al2O3:C, y el rango de luz del láser empleado es
de 500-550 nm. Sin embargo, los CR utilizados en radiografía digital utilizan compuestos como el BaFBr:Eu 2+
depositado en capas de unos 200 mm, y la excitación
se realiza con un diodo láser con una longitud de onda
media de 650 nm.
3.5. Detectores de película
PELÍCULA RADIOGRÁFICA
La película radiográfica está constituida por una lámina
de plástico transparente, habitualmente de poliéster,
llamada base, sobre la que se deposita la emulsión sensible
a la radiación, la cual se protege de daños mecánicos
mediante unas láminas conocidas como superrecubri­
miento. La emulsión puede estar dispuesta en una o en
las dos caras de la base, como aparece en la figura 4-11A.
La emulsión es una mezcla de gelatina y sales de plata,
habitualmente halogenuros de plata como el bromuro
o yoduro de plata (AgBr o AgI). La gelatina es un medio
transparente, para permitir la transmisión de la luz, y
porosa para que los productos químicos que intervienen
en el proceso de revelado puedan llegar a las sales de
plata, que son el material sensible de la emulsión y con
las que interaccionan los rayos X para formar la imagen
radiográfica. En las placas de rayos X con fines médicos,
el 90-99% de las sales son de bromuro de plata (AgBr)
y el 1-10% son de yoduro de plata (AgI). Estos cristales se
caracterizan por tener un número atómico alto (ZI = 53,
ZBr = 35, ZAg = 47), y formas y tamaños diferentes que
van desde centésimas a decenas de micras. El tamaño
de los cristales es directamente proporcional a la velo­
cidad de la película (sensibilidad de la película a los rayos X)
e inversamente proporcional a su resolución y contraste (diferencias entre niveles de grises). Por otro lado,
a mayor concentración de cristales, mayor velocidad.
Para aumentar la sensibilidad de la emulsión se utilizan
pantallas intensificadoras que se colocan lo más próximas
posible a esta, de manera que este dispositivo transforma
la energía del haz de rayos X en luz visible.
La exposición directa de la película a los rayos X o a la luz
procedente de las pantallas de refuerzo es lo que va a dar
lugar a la formación de la imagen latente. Este es un proceso microscópico durante el cual, al incidir varios fotones
sobre un cristal, se produce la sensibilidad de este, pero
no da lugar a una imagen visible. Es decir, el aspecto de la
película es el mismo antes que después de la exposición a
la radiación. A través del proceso de revelado, la imagen
latente se convierte en una imagen visible al transformar
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
FIGURA 4-11
a) Corte transversal de una película radiográfica. b) Curva sensitométrica o curva H&D de una película radiográfica.
los átomos de plata en plata metálica, que es de color
negro y la causante de que se produzcan áreas oscuras
en las radiografías reveladas.
La DO se mide con unos equipos denominados densitómetros, que pueden ser manuales, automatizados o
escáner.
DOSIMETRÍA MEDIANTE PELÍCULA
VENTAJAS E INCONVENIENTES
DE LA PELÍCULA RADIOGRÁFICA
La respuesta de la película radiográfica a diferentes exposiciones se manifiesta como distintos grados de ennegrecimiento o transmisión de la luz a través de ella. El grado
de ennegrecimiento puede medirse de manera objetiva
por su densidad óptica (DO), que se define como:
DO = log(I0 / I)
[11]
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
donde I0 es la intensidad de luz incidente sobre la placa
e I es la intensidad transmitida.
A partir del grado de ennegrecimiento o la DO se deduce
la dosis total de radiación recibida tras un calibrado previo de la película. En una película ideal existiría una relación lineal entre la dosis absorbida y la DO; sin embargo,
el comportamiento real está determinado por la curva
característica o sensitométrica de la película. Esta curva es
la representación gráfica de la DO frente al logaritmo
de la exposición o la dosis absorbida. También recibe el
nombre de curva H&D en honor a Hurter y Driffield, que
investigaron dicha relación. En la curva sensitométrica
pueden distinguirse cuatro tramos empezando desde su
origen, como se observa en la figura 4-11B:
●
●
●
●
Velo: es la DO de las películas no expuestas a la radiación, pero sometidas al proceso de revelado.
Subexposición o talón.
Gamma o zona de exposición normal: en la que existe
una relación lineal entre la DO y log (X o D). Es una
zona útil para realizar la dosimetría.
Sobreexposición u hombro.
La película radiográfica puede utilizarse para una gran
variedad de fines, como por ejemplo para detectar la
presencia o ausencia de radiación, para el control de
calidad del equipamiento, para medir la dosis absorbida
en radioterapia o para realizar la dosimetría personal de
los trabajadores expuestos, en el campo de la protección
radiológica. En función de cuál sea su uso, pueden destacarse las siguientes ventajas e inconvenientes:
●
●
Ventajas:
● Detector sólido y pasivo, es decir, no requiere
sistema electrónico incorporado para realizar la
medida.
● Excelente resolución espacial en dos dimensiones.
La posición de una partícula incidente queda fijada
con una imprecisión de 10-3 mm. En el caso de su
uso para la obtención de distribuciones de dosis permite discernir altos gradientes de dosis absorbida.
● Simplicidad y bajo coste al proporcionar una señal
directamente visible sin necesidad de electrónica
asociada.
● Testimonio permanente de la dosis recibida, y por
tanto posibilidad de registro permanente en un
historial dosimétrico.
● Detector de partículas cargadas y fotones.
Inconvenientes:
● Material inestable frente a las condiciones ambientales (temperatura, humedad, radiación ambiental
de fondo) que hacen que la película pueda sufrir
45
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
●
●
●
●
●
●
●
una sensibilización extra, conduciendo a un ennegrecimiento incontrolado durante el revelado y,
por tanto, a un error por exceso en las medidas.
Aunque la forma de la curva sensitométrica no
varía con las condiciones de revelado, el valor de
la DO para una dosis absorbida dada depende fuertemente de la temperatura y del tiempo de
revelado.
Engorroso proceso de manipulación, revelado y
calibrado.
Elevado umbral de detección y saturación a altas
dosis, lo que supone una mayor imprecisión de la
dosis medida si se necesita trabajar en dicho rango.
Falta de linealidad en la respuesta.
La lectura de la dosis es indirecta, ya que se requiere un proceso de revelado.
No puede reutilizarse.
Pronunciada dependencia de la energía.
PELÍCULA RADIOCRÓMICA
La película radiocrómica es un nuevo tipo de película
empleada principalmente para control de calidad en
radioterapia (verificación de tratamientos de pacientes
o control de la unidad de tratamiento), sustituyendo
a la película radiográfica debido a la desaparición de
estas y del sistema de revelado (conjunto de reveladora
y líquidos).
46
La película más empleada es la GAFCHROMIC, que
ofrece dos tipos: la EBT-2, empleada en el ámbito de la
dosimetría en radioterapia, y la RTQA, para control de
calidad del equipamiento. Aunque ambas son válidas
para el mismo rango de dosis, sus respectivas propiedades son diferentes debido a que no están fabricadas de
la misma manera.
La película EBT está constituida, al igual que la película
radiográfica, por una sustrato de poliéster transparente,
recubierto uniformemente con una capa activa que contiene un polímero en forma de agujas que en el proceso
de fabricación tienden a alinearse en la dirección en que
se extiende dicha capa. Para proteger la capa activa de
daños mecánicos se añade otra lámina de poliéster, pero
de menor espesor que la del sustrato, adherida a la capa
activa mediante una capa adhesiva que le proporciona
una mayor resistencia a la penetración del agua y mejora sus propiedades mecánicas al cortarla, produciendo
menos daños en los bordes. La figura 4-12A muestra
una sección transversal. La película es de color amarillo
debido a que se incorpora un tinte de este color en la
capa activa, con el propósito de absorber la radiación
UV, atenuando así su influencia sobre la capa sensible
en un factor 10, y mejorando la tolerancia de la película
a la exposición a la luz en general. El material sensible
es un polímero sintético equivalente a tejido, que al ser
sometido a la radiación ionizante se polimeriza en una
determinada dirección y adquiere una coloración azul, ya
que el polímero presenta un máximo de absorción para
una longitud de onda de 636 nm (rojo). Sin embargo,
para el ojo humano la película expuesta presenta un
color verdoso debido a la presencia del colorante amarillo, como se observa en la figura 4-12B.
El polímero absorbe la luz y la transmisión de esta a
través de la película, se puede medir con un escáner de
color de sobremesa que permita escanear la imagen en
RGB (Red Green Blue). Esto es necesario porque la mayor
sensibilidad de la película a la radiación se encuentra
en canal rojo, y por tanto es la imagen deseable para
trabajar. Si bien esto es cierto para un rango de dosis de
0,02-10 Gy, para dosis mayores este canal se satura, con
lo cual, en caso de que sea necesario realizar medidas de
dosis de hasta 30 Gy, se emplea el canal verde. El canal
azul proporciona información sobre la uniformidad
espacial de la película, y puede ser empleado para realizar correcciones que tengan en cuenta las diferencias de
espesor de la película empleada para dosimetría.
La curva característica o sensitométrica de una película
radiocrómica es muy diferente a la de una radiográfica. Si
bien en estas hay un tramo en el que existe una relación
lineal entre el grado de ennegrecimiento y la dosis, en
las películas radiocrómicas la relación entre el grado de
ennegrecimiento, medido como el valor de gris o valor
de píxel, y la dosis, no es lineal sino que se ajusta a una
distribución gamma o polinómica, como se indica en
la figura 4-12C.
Las ventajas más importantes sobre las películas radiocrómicas son:
●
4
Actualmente, el modelo que se encuentra disponible comercialmente
son las películas EBT-3, cuya diferencia con las EBT2 es que la capa
activa (30 mm de espesor) se encuentra entre dos capas de poliéster
del mismo espesor (125 mm) eliminándose la capa adhesiva.
●
●
No necesitan proceso de revelado y fijado, y por
tanto se eliminan parámetros de difícil control. No
obstante, el proceso de calibración y lectura sigue
siendo relativamente complejo si se pretende obtener
resultados cuantitativos fiables, aunque aumenta la
fiabilidad como dosímetro relativo.
Son más fáciles de utilizar, ya que pueden manipularse a la luz ambiente al no ser, en principio, sensibles
a la luz.
Presentan mejor respuesta con la energía.
Entre los inconvenientes que presentan cabe destacar:
●
4
●
Su baja relación señal/ruido en comparación con la
película radiográfica. Para compensarla se emplean
filtros que mejoran la relación señal-ruido, pero que
degradan la resolución espacial. También se realizan
varias lecturas sucesivas de la imagen para obtener
una imagen promedio. La película se escanea unas
tres veces, pero debido a la luz UV a que se ve sometida en el proceso de lectura, se producen polimerizaciones adicionales que dan lugar a desviaciones en
el proceso de medida.
Falta de uniformidad espacial. En el proceso de lectura
de la película dentro del escáner, ésta dispersa algo de
la luz incidente que tiende a acumularse en la parte
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
FIGURA 4-12
A) Configuración de la película GAFCHROMIC® EBT2. b) 1: película radiocrómica no expuesta a radiación; 2: película irradiada (color verde azulado)
para realizar la verificación de un tratamiento de cabeza y cuello. B) Curva de calibración para la cual los datos experimentales han sido ajustados
a un polinomio de grado 3, según la relación D = a VP3 + b VP2 + c VP + d, donde D es la dosis absorbida y VP es el valor de píxel.
central del escáner. El problema puede solventarse
obteniendo un patrón de corrección espacial del escáner para cada lote de películas, obtenido a partir del
escaneo de una película irradiada en un haz uniforme.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
3.6. Detectores de neutrones
Debido a que los neutrones carecen de carga eléctrica, no
ionizan directamente la materia y tampoco son desviados por los campos eléctricos generados por los núcleos
y los electrones. Esto hace que puedan atravesar un gran
espesor de materia sin interaccionar con ella, y por tanto
son indetectables para los detectores de tamaños norma­
les. La medida de neutrones se lleva a cabo mediante
la detección de reacciones nucleares que dan lugar a la
producción de partículas cargadas, tales como protones
o partículas alfa. Por tanto, cualquier detector de neutrones se basa en un material en el cual se produzcan
las reacciones nucleares de interés junto con alguno de
los tipos de detectores que se han descrito previamente.
DETECTORES BASADOS EN LAS REACCIONES
DE ACTIVACIÓN NEUTRÓNICA:
10
B (n, a) 7LI O 3HE (n, p) 3H
Esta reacción se basa en la construcción de un detector activo de neutrones lentos (energía < 0,1 MeV). El
detector es un contador proporcional de trifluoruro de
boro (BF3). El BF3 sirve como blanco para la conversión
de los neutrones en partículas cargadas, en este caso
partículas alfa, así como gas proporcional. Por tanto,
al colisionar los neutrones con los núcleos de boro se
emitirán partículas alfa que, a su vez, producirán corrientes de ionización en el gas. Si se desea ampliar el rango
energético de uso del detector, es decir, que permita
detectar neutrones rápidos (energía > 0,1 MeV), este
se rodea con un moderador con alto contenido en H,
como el polietileno o la parafina. Este tipo de detectores
se emplean como monitores de área, y de ahí que su
geometría sea cilíndrica para que la respuesta del detector
sea igual en todas las direcciones (respuesta isótropa). Se
conocen con el nombre de detectores tipo Anderson-Braun
(fig. 4-13A).
Puesto que la sección eficaz de la reacción 3He (n,p) es
incluso mayor que la del boro, da lugar a que el 3He sea
una alternativa atractiva para la detección de neutrones
lentos, siendo además un gas noble aceptable como
contador proporcional. Este tipo de detectores se denominan tipo Leake y consisten en un moderador esférico
de polietileno con un detector de 3He localizado en su
centro, que a su vez se encuentra rodeado por una lámina
de cadmio. El empleo de esta lámina de Cd permite
obtener una buena resolución energética con menor
cantidad de moderador hidrogenado, reduciendo así
sus dimensiones y peso (6,6 kg frente a los 10 kg de un
Anderson-Braun) (fig. 4-13B).
4. DETECTORES EN EL ÁMBITO
HOSPITALARIO
Hasta ahora se ha realizado una clasificación de los
detectores basándose en su principio físico de funcionamiento, y se ha citado, en algunos casos, su posible
47
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
Los rangos usuales de medida de estos sistemas van del
orden de cGy a decenas de Gy.
4.2. Monitores de radiación ambiental
FIGURA 4-13
A) Detector de neutrones tipo Anderson-Braun (BF3 + moderador cilíndrico
de 20 cm de diámetro y 47 cm de largo). B) Detector de neutrones tipo
Leake (3He + moderador esférico de 20,8 cm de diámetro). Detectores
de neutrones pertenecientes al CIEMTAT (Centro de Investigaciones
Energéticas Medioambientales y Tecnológicas).
utilización. No obstante, hay que tener en cuenta que el
fin para el que se desee emplear el detector impone las
características que debe cumplir más estrictamente. Por
este motivo, puede ser más adecuado realizar una clasificación en función de su uso en el ámbito hospitalario.
48
4.1. Sistemas de dosimetría en radioterapia
Se denominan sistemas de dosimetría en el haz de radiación aquellos sistemas en los que el detector se encuentra
en el interior de un haz de radiación bien definido y de
gran tasa de fluencia. Estos son los sistemas utilizados
en radioterapia para medir la dosis absorbida, y entre
ellos cabe destacar:
●
●
●
●
Cámaras de ionización cilíndricas y plano-paralelas
empleadas en haces de fotones y electrones, respectivamente, y cámaras de ionización tipo pozo empleadas
en braquiterapia para la medida de la tasa de kerma de
referencia en aire, en el seno de aire, o TKRA. En general,
ofrecen una gran precisión y exactitud en la medida.
Diodos (detectores construidos con materiales semiconductores) empleados para la dosimetría in vivo y
para medidas de caracterización del haz de radiación
producido por los aceleradores lineales.
Película radiográfica y radiocrómica para medida de
dosis y verificación de tratamientos de pacientes.
Dosímetros de termoluminiscencia (TLD) para dosimetría in vivo y dosimetría del haz de radiación.
También es habitual emplear conjuntos de cámaras
de ionización o diodos formando una matriz de
detectores, conocidos con el término inglés de arrays.
Estas matrices se emplean para el control de calidad de
los aceleradores lineales, y algunas se plantean como
método alternativo a las películas para la verificación
de tratamientos en pacientes.
Son aquellos detectores empleados en la vigilancia radiológica de las áreas de trabajo, para evaluar, por ejemplo,
los blindajes estructurales de salas colindantes a otras donde se trabaja con radiaciones ionizantes, o para estimar las
dosis efectivas y las dosis equivalentes en los órganos de
los individuos que trabajan con ellas. Se emplean también
para medir los niveles de radiación alrededor de equipos
de radioterapia y contenedores de fuentes, o para verificar
que la fuente radiactiva de tratamiento no permanece en el
interior del paciente al finalizar una sesión de tratamiento
de braquiterapia. Deberían proporcionar las medidas en
unidades de la magnitud equivalente de dosis ambiental,
H*(d), o equivalente de dosis direccional, H‘(d,Ω). Sin
embargo, todavía quedan muchos equipos en los que el
resultado de la medida se expresa en unidades de exposición (Roentgen, R) o de kerma (Gy).
Los detectores para este fin, como los de la figura 4-14A y B,
suelen ser cámaras de ionización o contadores Geiger, y
suelen ir provistos de ventanas o planchas deslizantes para
poder medir conjuntamente tanto radiación beta como
gamma (ventana abierta), o sólo radiación gamma (ventana
cerrada). Además, estos monitores poseen un dispositivo
de alarma que produce una señal acústica o luminosa
cuando el nivel de radiación excede un valor prefijado. Los
detectores de neutrones descritos en el apartado 3.6, «De­
tectores de neutrones», también pueden incluirse en la
categoría de monitores de radiación ambiental.
Para comprobar el correcto funcionamiento de estos
instrumentos, suelen venir provistos de una fuente de
verificación beta o gamma, para la que el detector debe
ofrecer una lectura determinada si se sitúa la muestra en
un punto señalizado del detector.
Este tipo de detectores se encuentran en todas las áreas
de trabajo de un hospital donde se empleen radiaciones
ionizantes, debido a cuestiones de protección radiológica
de los trabajadores y del público. Los valores de tasa de
equivalente de dosis ambiental medidos normalmente
por los monitores están en el rango mSv/h-mSv/h.
4.3. Monitores de contaminación
Por contaminación radiactiva se entiende la presencia
no deseada de sustancias radiactivas en una superficie o
medio cualquiera, o incluso en una persona. Cuando se
manejan fuentes radiactivas no encapsuladas es necesario disponer de instrumentos adecuados para detectar y
medir posibles contaminaciones.
Los monitores de radiación se emplean para la vigilancia de las superficies de trabajo, para la clasificación de
elementos posiblemente contaminados como residuos
radiactivos, y para la localización de fuentes. Su ámbito
de uso son las instalaciones de medicina nuclear, ya que
CAPÍTULO 4
Detección y medida de la radiación
FIGURA 4-14
En la parte superior se muestran monitores de radiación
ambiental. A) Cámara de ionización. B) Contador
Geiger-Müller. En la parte inferior se muestran monitores
de contaminación. C) Contador de manos y pies ubicado
en la salida de la gammateca de un servicio de medicina
nuclear para la detección de contaminación personal.
D) Monitor de contaminación superficial Berthold LB 124.
es donde habitualmente se utilizan fuentes no encapsuladas. Sin embargo, también son útiles en braquiterapia
para localizar pequeñas fuentes extraviadas o verificar la
ausencia de restos de hilos de 192Ir.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Para la detección de contaminación suelen emplearse
contadores proporcionales, G-M, de centelleo y de semiconductor. Pueden ser fijos, como los que se encuentran
en la salida de las instalaciones radiactivas para verificar
la ausencia de contaminación personal, que disponen de
sondas para pies y manos, así como de una sonda móvil
para verificar la ropa; o también pueden ser portátiles, para
verificar las superficies de trabajo (fig. 4-14C y D).
Estos detectores miden en cuentas por unidad de tiempo,
actividad (Bq), o cuentas por unidad de tiempo y superficie, actividad por superficie (Bq/cm2).
4.4. Dosímetros personales
Se emplan para la vigilancia individual de los trabajadores expuestos a radiaciones ionizantes, y su finalidad es
estimar las dosis efectivas y las equivalentes en órganos.
Los sistemas más utilizados son los dosímetros de termoluminiscencia (TLD) y los de película radiográfica, aunque también se emplean detectores de semiconductor o
de ionización gaseosa para la construcción de dosímetros digitales de lectura directa, que permiten en todo
momento conocer la lectura instantánea de dosis y la
tasa de dosis profunda o superficial.
Estos dosímetros de solapa están diseñados para medir
dosis equivalentes personales profundas, Hp(10), y superficiales, Hp(0,07), así como para discriminar la energía
de la radiación incidente con la ayuda de los diferentes
filtros. El rango, salvo exposiciones accidentales, debe
ser de mSv/h-mSv/h.
5. RESUMEN
●
●
Los detectores son el medio por el cual la radiación
ionizante puede ser percibida, y se caracterizan en
función de su modo de operación, eficiencia, resolución energética y resolución temporal (tiempo
muerto).
La clasificación de los detectores en función del fenómeno físico que se produce como consecuencia de
la interacción de la radiación con el medio que lo
compone:
● Ionización gaseosa (basado en la creación de pares
ion-electrón):
– Cámaras de ionización (medida de dosis absorbida).
– Contadores proporcionales (monitores de
radiación).
– Tubos Geiger-Müller (monitores de radiación).
● Centelleo: basados en el fenómeno de fluorescencia (emisión de luz visible o UV como respuesta a
la radiación). Se emplean como espectrómetros o
monitores de contaminación superficial
49
PARTE 1
Fundamentos de física de radiaciones ionizantes
●
●
●
●
50
Semiconductor: basados en la creación de un electrón-hueco. Pueden emplearse como dosímetros y
como espectrómetros.
Películas radiográfica (basada en la transformación
de plata a plata metálica tras el proceso de revelado) y radiocrómica (basada en la polimerización
del material sensible): se emplean para dosimetría
personal y del haz de radiación.
Termoluminiscencia (TLD) y luminiscencia estimulada ópticamente: basados, respectivamente,
en la emisión de fotones cuando son estimulados
por calor u ópticamente (mediante láser). Los TLD
se emplean para dosimetría personal.
Detectores de neutrones: basados en reacciones de
activación neutrónica. Se emplean para dosimetría
de área.
Bibliografía
Bushong SC. La película radiográfica. En: Bushong SC, editor. Manual
de radiología para técnicos. Madrid: Elsevier España; 2010.
p. 180-92.
Fernández-Varea JM, Brosed A, González Lestón AM, Gracia Ezpeleta
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Madrid: ADI; 2011.
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins; 2010.
Knoll GF. Radiation detection and measurement. 2nd ed. USA: John
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Rajan G, Izewska J. Radiation dosimeters. En: Podgorsak EB, editor.
Radiation oncology physics: a handbook for teachers and student.
Vienna: IAEA; 2005. p. 71-98.
Rajan G, Izewska J. Radiation monitoring instruments. En: Podgorsak
EB, editor. Radiation oncology physics: a handbook for teachers
and student. Viena: IAEA; 2005. p. 101-20.
PARTE
Equipamiento
radioterápico
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
5. Equipos de simulación 52
6. Equipos de tratamiento en teleterapia 61
7. Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia 81
8. Informática y comunicaciones 112
2
CAPÍTULO
5
Equipos de simulación
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
ÍNDICE
1. Introducción 52
2. Objetivos 52
3. Simulador convencional 53
3.1.Principios de funcionamiento 53
4. Simulador TC 54
4.1.Principios de funcionamiento
de un equipo de TC 54
4.2.Simulador virtual 59
1. INTRODUCCIÓN
52
La simulación es una etapa de las más complejas dentro
de la actividad radioterápica. Puede decirse que el tipo
de simulación empleado condiciona el resto del proceso
radioterápico, e incluso es difícil acotar los trabajos que
comprende. Existen diversos tipos de simulación en función del equipamiento y de las imágenes que se vaya a
adquirir. Las modalidades más extendidas en uso pueden
reducirse a dos: simulación convencional, que se basa en
un examen clínico simple a partir de la adquisición de
imágenes planas de rayos X, y simulación TC, que implica
el uso de un equipamiento más complejo y se basa en
imágenes tridimensionales generadas por un equipo de
tomografía computarizada (TC).
2. OBJETIVOS
El concepto y objetivos de la simulación son tratados
en los capítulos 9 y 12. De manera breve puede decirse
que, en un principio, la simulación se desarrolló, entre
otras cosas, con la finalidad de verificar el tratamiento,
de manera que se asegurara que los haces estaban correctamente elegidos y dirigidos al volumen blanco. En la
actualidad, la simulación tiene un papel más amplio en
el proceso radioterápico, y sus objetivos son tres:
1. La definición del volumen tumoral (posición, tamaño y situación respecto a otros órganos).
2. La adquisición de los datos geométricos del paciente
(imágenes) con las características absorbentes precisas (densidades y composición de los tejidos) para
poder realizar el cálculo dosimétrico.
5. Resumen 60
Bibliografía 60
3. Proporcionar referencias informativas (tatuajes,
marcas) de la posición del paciente que permitan
su colocación en el momento del tratamiento con
perfecta reproducibilidad respecto al momento en
que fueron adquiridos en la simulación.
Durante esta fase del tratamiento radioterápico, también
hay que definir la posición y condiciones de estabilidad
e inmovilización del paciente. Esto supone la definición
de un sistema de coordenadas que relacione la geometría
del paciente a la del equipo de imagen (simulador) y al
sistema de coordenadas del equipo de tratamiento. Para
ello se utilizan dispositivos inmovilizadores apropiados
que son fijados generalmente al tablero de la mesa del
equipo simulador y al de la mesa del equipo de tratamiento. Este será el tema de estudio del capítulo 13.
La definición del volumen de tratamiento (tamaño, forma y ubicación anatómica) requiere ser realizada con
extrema precisión. Para ello puede requerirse la realización de estudios adicionales de imagen que proporcionen mayores datos al respecto. Estos estudios adicionales de imagen son estudios de resonancia magnética,
tomografía por emisión de positrones o angiografías.
Estos equipos raramente se encuentran en el mismo
departamento de radioterapia y para solicitarlos se debe
de recurrir a los servicios proveedores de estos estudios
(radiología y medicina nuclear).
Dada la necesidad de que estos estudios cumplan determinados requisitos para poder ser utilizados en radioterapia, estos equipos y estudios deben estar supervisados
por el Servicio de Radiofísica y Protección Radiológica.
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 5
Equipos de simulación
El papel de estas modalidades de imagen se estudia en
el capítulo 14.
Los equipos de simulación más utilizados son: los simuladores convencionales y los simuladores TC. Ambos
sistemas están basados en un equipo de RX, específicamente diseñado para uno u otro uso y que básicamente
está constituido por un generador y un tubo de RX:
●
●
Generador de alto voltaje: suministra la potencia al
tubo de rayos X.
Tubo de rayos X: consiste en un tubo en el que se ha
hecho el vacío, que alberga dos electrodos (ánodo
y cátodo) que son acelerados por un alto voltaje. El
impacto de los electrones sobre el ánodo, por efecto
del fenómeno de frenado (Bremsstrahlung), genera
rayos X (v. caps. 2 y 7). La radiación X emitida tiene
carácter pulsado, es decir, el haz se enciende y apaga
a intervalos fijos de unos pocos milisegundos. Para
disipar al calor generado por el impacto de los electrones sobre el ánodo, el tubo posee un complejo
sistema de refrigeración. El kilovoltaje empleado se
encuentra en el rango de 50-140 kV pico.
3. SIMULADOR CONVENCIONAL
3.1. Principios de funcionamiento
Estos tipos de simuladores están en franco desuso, al
estar siendo sustituidos por los simuladores TC que
proporcionan una mayor información, aparte de que
generalmente no pueden simular los colimadores multiláminas de los aceleradores modernos.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El simulador convencional consta de un equipo de RX
de calidad diagnóstica, con una estructura que permite
realizar idénticos movimientos y seleccionar tamaños
FIGURA 5-1
Componentes principales de un simulador convencional.
de campo iguales a que los que puede hacer o conseguir
cualquier máquina de teleterapia de megavoltaje isocéntrica, sea esta una unidad de 60Co o un acelerador lineal
de electrones.
En un simulador convencional se puede trabajar de dos
formas:
●
●
Modo radiográfico: se obtiene una imagen estática
producida por disparos de RX del orden de milisegundos, que se recoge en una placa radiográfica. Constituye la proyección de una región anatómica, que
impresa en una placa radiográfica, permite estudiar
y delinear el campo de tratamiento.
Modo fluoroscópico: se explora la anatomía del
paciente mediante RX, estudiando la zona de tratamiento más adecuada y la forma de abordarlo.
El disparo de RX se produce de manera continuada
durante varios segundos mientras se mueve el tubo
de RX, recorriendo el paciente y permitiendo observar
las imágenes mediante un tubo intensificador y un
monitor de TV.
En los equipos más modernos, tanto la placa como el
intensificador del modo fluoroscópico son sustituidos
por un detector de silicio amorfo (aSi) que permite trabajar en ambos modos.
COMPONENTES DE UN SIMULADOR
CONVENCIONAL
El simulador convencional (fig. 5-1) adicionalmente al
equipo de RX convencional, debe contar con:
●
Brazo o gantry: es una estructura que puede girar alrededor del paciente. En su extremo se sitúa el cabezal
que contiene el tubo emisor de rayos X y el sistema
de colimación.
53
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
Colimador: está incluido en el cabezal. Esta en un
bloque sujeto al gantry que puede trasladarse longitudinalmente (dirección cabeza-pies), permitiendo
explorar al paciente en esta dirección. Este bloque
también puede trasladarse en sentido vertical (arribaabajo), alejándose/acercándose al isocentro, de forma
que puede reproducir el radio de giro de la fuente
de radiación de cualquier máquina de tratamiento.
Adicionalmente el bloque puede rotar, permitiendo
de esta manera que rote el colimador y por tanto los
campos simuladores de los haces.
Existen dos sistemas de colimación, uno que delimita la amplitud del paciente que se quiere abarcar y
visualizar con los RX, y otro virtual, formado por unas
láminas o hilos metálicos radio-opacos, cuya función
es la de simular lo que pretendemos sea el haz de
tratamiento, lo cual es mostrado por la superposición de los hilos metálicos sobre la imagen amplia
abarcada por el colimador real de los RX (fig. 5-2).
Estos colimadores solo permiten configurar campos
cuadrados o rectangulares.
● Telémetro: su función es proyectar una escala métrica
que puede visualizarse sobre la piel del paciente. Proporciona la distancia entre la fuente o foco de rayos X
y la superficie del paciente, que debe ser la misma que
la de la máquina de tratamiento que se vaya a utilizar.
● Soporte para bandejas: permite colocar bandejas
de material plástico transparente, donde se pueden
colocar los moldes de protección del tejido sano que
configura el haz de radiación a la forma deseada para
●
54
●
●
●
●
●
●
el tratamiento, tal como se tiene que hacer en máquinas de tratamiento que no dispongan de colimadores
multiláminas.
Mesa de simulación: es el lugar sobre el que se coloca
el paciente. Debe tener las mismas características que la
de tratamiento: plana y de material radiotransparente.
Permite realizar desplazamientos en las tres direcciones
espaciales, así como giros sobre el isocentro.
Láseres de centrado: en número de tres. Los láseres
se colocan perpendiculares entre si, de tal forma que
las luces proyectadas configuran un sistema ortogonal
de coordenadas, cuyo origen se hace coincidir con
el isocentro mecánico de la máquina o punto del
espacio, sobre el que giran el brazo, el colimador y la
mesa. Sirven como ayuda para posicionar y alinear
correctamente al paciente.
Monitor de tratamiento: permite visualizar los parámetros de la simulación de cada componente: giro de
brazo y del colimador, tamaño de campo y posición
de la mesa.
Telemando: mando de control de la máquina a distancia por cable que permite manipular todos los movimientos motorizados del simulador, tanto del gantry,
como del colimador y de la mesa de simulación.
Intensificador de imagen: detector empleado en
la técnica fluoroscópica. Puede desplazarse longitudinalmente, alejándose o acercándose al isocentro
para obtener mayor o menor campo de visión, para
variar la amplificación de la imagen. También puede
moverse lateralmente para realizar la exploración
anátomo-radiológica del paciente. Está acoplado
mediante un sistema óptico a una cámara que, a su
vez, está conectada a un monitor de TV.
Bandeja portachasis: en ella se introduce el chasis
que contiene la película radiográfica par el funcionamiento en modo radiográfico. Dispone de soporte
para una rejilla antidifusora, que elimina la radiación
dispersa antes de que llegue a la placa radiográfica.
4. SIMULADOR TC
Este tipo de simuladores son los más utilizados.
Un simulador TC está formado fundamentalmente por:
●
●
Equipo de TC: permite la adquisición de datos tridimensionales (3D) del paciente.
Programa informático: proporciona una representación virtual en 3D de las capacidades geométricas
de una máquina de tratamiento, razón por la que co­
múnmente se denomina a este tipo de simulador como
simulador virtual.
4.1. Principios de funcionamiento
de un equipo de TC
FIGURA 5-2
Placa radiográfica de simulación en la que puede observarse la proyección
del hilo metálico que simula la colimación del campo de tratamiento. El
colimador primario de simulación delimita la zona del campo de rayos X.
El concepto básico de funcionamiento de la tomografía
computarizada por RX, es que la estructura interna de
un objeto puede ser reconstruida a partir de múltiples
proyecciones de dicho objeto. En el caso de un escáner
CAPÍTULO 5
Equipos de simulación
TC, un estrecho haz de rayos X atraviesa al paciente en
una dirección determinada, siendo atenuado en mayor o
menor medida en función de la composición (densidad
y número atómico) de las estructuras que se encuentra en
dicha dirección. En el lado opuesto al tubo generador del
haz de rayos X, un detector de radiación recoge la señal
transmitida a través del paciente. Ambos dispositivos, tubo
de rayos X y detector, giran sincronizadamente alrededor
del paciente1 de manera que es posible realizar medidas de
transmisión desde diferentes orientaciones, produciendo
señales que dependerán de los tejidos atravesados en cada
proyección. Tras una vuelta completa sobre el paciente
(360°), las señales son almacenadas por potentes computadoras que, mediante complejos algoritmos matemáticos,
procesan la información y la reconstruyen en forma de una
imagen que representa un corte transversal del paciente.
La obtención de un conjunto de imágenes transversales
que incluya la región que se quiere explorar puede conseguirse mediante el desplazamiento de la mesa donde
reposa el paciente. Actualmente existen dos tecnologías
y posibilidades de trabajo:
FIGURA 5-3
Geometría de adquisición para el modo secuencial.
Modo secuencial: la adquisición de la información
de una vuelta o información de un corte se realiza
con la mesa estática. Tras completar la vuelta, el tubo
deja de irradiar y la mesa se traslada unos milímetros,
donde vuelve a repetirse el proceso de adquisición.
Así se repite el proceso hasta haber abarcado la zona
anatómica deseada (fig. 5-3).
● Modo helicoidal: la rotación de tubo y detector
alrededor del paciente se hace simultáneamente con
el desplazamiento continuo de la mesa, en todo
momento con emisión de radiación (fig. 5-4). El
tiempo de exploración se reduce significativamente2.
Tanto en un modo como en otro, el software de
reconstrucción permite visualizar las imágenes en
cualquier orientación: axial, sagital o coronal.
●
55
El haz empleado en un equipo de TC tiene forma de
abanico en el plano axial de la imagen (fig. 5-5A) y estrecho en dirección cráneo-caudal (fig. 5-5B).
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
COMPONENTES DE UN EQUIPO DE TC
Un equipo de TC (fig. 5-6) está formado fundamentalmente por:
●
Consola de control: en general dispone de dos
funciones. Una que permite el manejo del equipo
(selección de parámetros técnicos) y otra que permite
el posprocesado, la visualización y la manipulación
de las imágenes.
FIGURA 5-4
Geometría de adquisición para el modo helicoidal.
●
Se hace mención a lo largo del capítulo al denominado TC de ter­
cera generación, por ser el más ampliamente utilizado. Existen
otras generaciones que, bien por quedar su diseño obsoleto (1ª
y 2ª generaciones), bien por tener un diseño muy costoso (4ª ge­
neración), han tenido mucho menor impacto comercial y clínico.
2
Actualmente, el tiempo mínimo de rotación se sitúa en torno a 0,5 s
e incluso menos, de modo que la adquisición completa se realiza
en cuestión de pocos segundos.
1
●
Ordenador de reconstrucción: tiene una gran capacidad computacional y lleva a cabo la reconstrucción
de las imágenes.
Mesa de simulación: consiste en un tablero plano,
donde se coloca al paciente. Está hecha de un material de baja absorción (usualmente fibra de carbono)
para no interferir en la transmisión de los rayos X y
evitar artefactos en las imágenes. Puede realizar desplazamientos verticales y longitudinales.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 5-5
Geometría del haz en un equipo de TC.
A) Haz en abanico desde una vista frontal
(plano de imagen). B) Haz estrecho desde
una vista lateral (dirección cráneo-caudal).
56
FIGURA 5-6
Componentes principales de un equipo de TC.
●
Gantry o estativo: soporte de forma circular (de
donut) con una apertura en el centro, de un tamaño
de alrededor de 80 cm o superior que permite el paso
del paciente y de los dispositivos de posicionamiento
que suelen ser de mayor tamaño que el propio diámetro del paciente. En su interior se encuentran diversos
componentes, unos que permanecen fijos y otros
que rotan alrededor del punto central de la apertura.
Los componentes más importantes dentro del gantry
(fig. 5-7), además del tubo de RX previamente descrito, son:
● Filtro de forma y filtro plano: son placas de
material absorbente, que colocadas a la salida del
haz de RX, sirven para eliminar fotones de baja
energía y contribuir a hacer monoenergético el
espectro. Además, al eliminar la componente de
baja energía, el paciente recibirá menos dosis y
el ruido generado sobre el detector será menor.
El filtro plano suele ser de cobre o aluminio. El
filtro de forma tiene un objetivo adicional, que
es el de adaptar la intensidad del haz de rayos X
a los espesores atravesados sobre el paciente, que
generalmente pueden aproximarse a una sección
ovalada.
●
●
Colimador: sirve para asegurar una buena calidad
de imagen y para reducir la dosis al paciente. Existen dos tipos de colimación:
– Prepaciente: colimador situado entre la fuente de rayos X y el paciente. Está formado por
aperturas seleccionables de diferente tamaño
que restringen el flujo de rayos X en la dirección cráneo-caudal y, por tanto, determinan la
extensión de paciente irradiado.
– Pospaciente: colimador situado entre el paciente y el detector. Al igual que la colimación prepaciente, restringe el haz de rayos X en dirección
cráneo-caudal, pero con el objetivo de aprovechar sólo la parte útil del haz que llega a los
detectores. Determina el espesor de corte de la
imagen.
Detectores: los equipos más modernos cuentan
con decenas de miles de detectores de estado sólido ordenados en matrices. Estas matrices están
formadas por varias filas de detectores, de ahí
que este tipo de equipos reciba el nombre de TC
multicorte (fig. 5-8), a diferencia de los primeros
equipos que poseían sólo una fila, denomina­
dos TC monocorte. Los detectores están formados
CAPÍTULO 5
Equipos de simulación
57
FIGURA 5-7
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Diagrama esquemático del gantry de un equipo de TC con sus componentes principales. A) Vista frontal. B) Vista lateral.
●
FIGURA 5-8
Esquema de la matriz de detectores, focalizada con la fuente de rayos X,
de un equipo de TC multicorte de cuatro cortes.
por un material semiconductor que convierte la
radiación X incidente en luz visible, y están acoplados a un cristal de centelleo, constituido por
fotodiodos, que se encargan de convertir, a su
vez, la luz emitida por el semiconductor en señal
eléctrica. Este diseño hace que la eficiencia de
detección (la cantidad de radiación incidente que
se convierte en señal eléctrica) sea muy elevada.
Habitualmente los detectores están separados
entre sí por pequeños tabiques (septos) de materiales muy densos que absorben gran parte de la
radiación dispersa y, así, mejoran el contraste en
la imagen.
Anillo deslizante: es un dispositivo electromecánico formado por un anillo rotatorio con escobillas y
un anillo liso estacionario, ambos con superficies
con buenas propiedades para la conducción de
electricidad. Al girar el anillo rotatorio, las escobillas barren la superficie del anillo fijo y transmiten
la señal. Con esta tecnología no son necesarios
cables eléctricos y es posible la rotación del cabezal sin interrupción. En un equipo de TC existen
varios anillos con diferentes propósitos: recibir
las órdenes de la consola de control, transmitir
la señal recogida por los detectores y suministrar
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
●
la corriente para el funcionamiento de cada componente.
Sistema de láseres: en general existen dos conjuntos de láseres, uno de ellos dentro de la apertura del gantry y que identifica el plano real de la
imagen, y otro en la parte externa del gantry a una
distancia conocida del primer conjunto, y que está
formado por varios láseres que intersecan en un
punto del eje de rotación de la TC.
RECONSTRUCCIÓN DE LA IMAGEN
Las proyecciones tomadas por los detectores a lo largo
de los sucesivos giros, se almacenan en el ordenador de
reconstrucción. Estas proyecciones son procesadas por
un algoritmo matemático de reconstrucción de imagen.
La imagen reconstruida de cada corte está formada por
un conjunto de pequeñas celdas, denominadas píxeles
(del inglés picture element), dispuestas en filas y columnas
formando una matriz cuadrada (fig. 5-9). El tamaño
típico de la matriz TC es de 512 × 512, esto es, 512 píxeles de ancho y 512 píxeles de largo (lo que totaliza
262.144 píxeles por imagen). El diámetro de reconstrucción o campo de visión (FOV, del inglés Field of View)
es seleccionado por el usuario y define la longitud del
lado del cuadrado que ocupará la matriz de píxeles. La
relación entre los mencionados parámetros es:
58
tamaño píxel(mm/píxel)
= diámetro FOV (mm)/tamañomatriz(píxeles)
Si seleccionamos un FOV pequeño, por ejemplo de
200 mm, sobre una matriz típica de 512 píxeles, obten-
dremos un tamaño de píxel de 0,391 mm. Con un FOV
mayor, por ejemplo de 450 mm, resulta un tamaño de
píxel de 0,879 mm. Así, con FOV menores tendremos
tamaños de píxel menores, y por tanto mejor resolución espacial o grado de detalle, lo que permitirá visualizar mejor estructuras pequeñas. Los FOV pequeños se
emplean típicamente en estudios de la cabeza en los
que las estructuras que forman el sistema óptico son de
tamaño muy reducido, mientras que los FOV más grandes se emplean en regiones como la pelvis o el abdomen.
Si consideramos el espesor de corte de la imagen, las
celdas pasan a ser bloques cúbicos denominados vó­
xeles (del inglés volume element) (v. fig. 5-9). Un
vóxel, por tanto, define un volumen determinado por
el tamaño de píxel y el espesor de la imagen: tamaño vóxel (mm3) = tamaño píxel (mm2) × espesor de
corte (mm).
Cada vóxel lleva asociado una información asignada
por el algoritmo de reconstrucción. Esta información
numérica se denomina número TC o unidad Hounsfield
(UH), que está directamente relacionado con el grado de
atenuación que sufren los rayos X al atravesar el tejido
contenido en el vóxel. Dicha magnitud es el denominado
coeficiente de atenuación lineal, m, y su relación con la
unidad Hounsfield es:
UH = 1.000 × (µ tejido − µ agua )/µ agua
Esta expresión define una escala donde el valor de referencia es el agua, que se corresponde con un valor de
UH de 0. Cada píxel va a estar representado en la imagen
por un nivel de gris, relacionado con un valor de UH.
Un valor de máxima atenuación, por ejemplo un material muy denso como el hueso compacto o un metal,
se corresponderá con un valor de aproximadamente
+1.000 y se verá en la imagen de color blanco. Un valor
de mínima atenuación, correspondiente a un material
muy poco denso como el aire, tendrá un valor de UH
de aproximadamente −1.000 y será visualizado en la
imagen de color negro.
Para que el sistema de imagen de TC trabaje con precisión, es necesario que la respuesta de los detectores
esté siempre calibrada de manera que un valor de UH
cercano a 0 se corresponda con la densidad del agua, y
los números TC de los diferentes tejidos permanezcan
constantes. Esto es más importante si cabe en un equipo
de TC dedicado a radioterapia, donde el conocimiento
de la densidad de los tejidos repercute directamente en
el cálculo de la dosis3.
3
FIGURA 5-9
Imagen de TC formada por una matriz cuadrada de pequeñas celdas,
denominadas píxeles, dispuestas en filas y columnas. Si se considera el
espesor de corte, las celdas pasan a ser volúmenes denominados vóxeles.
La densidad del material es la magnitud que utiliza el sistema de
planificación para determinar la interacción de la radiación con
la materia. La relación entre la UH y la densidad de los tejidos se
establece a partir de medidas realizadas con un maniquí en cuyo
interior hay insertos de diferentes materiales de densidad conocida.
A partir de la imagen TC del maniquí es posible correlacionar el
valor de UH, medido en la imagen, con la densidad conocida de
cada material.
CAPÍTULO 5
Equipos de simulación
FIGURA 5-10
Herramientas de visualización del simulador virtual para
un tratamiento craneal. A) Vista del ojo del haz. B) Vista
del ojo del haz incluyendo la conformación o protección
al tejido sano. C) Visualización 3D de la geometría de
tratamiento. D) Radiografía reconstruida digitalmente.
59
ADAPTACIÓN DE UN EQUIPO
DE TC A RADIOTERAPIA
Cuando no existe un equipo de TC especialmente dedicado a simulación en radioterapia, es necesario adaptar
uno convencional de diagnóstico a este propósito. La
adaptación requiere que se modifiquen una serie de
características en estos equipos:
●
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
Mesa o tablero plano, para intentar que la posición del
paciente sea idéntica a la que tenga en el momento
del tratamiento, ya que los tableros de las mesas de
tratamiento son planos.
Sistema de láseres externo que permitan posicionar, alinear y marcar al paciente. Los láseres internos pueden
utilizarse para este propósito, pero por la dificultad
de su uso, debido al reducido espacio existente en la
apertura del gantry cuando el paciente está dentro,
es deseable contar con este conjunto de láseres adicional. Suelen ir enclavados en las paredes de la sala
o en estativos fijados al suelo. En la mayoría de los
casos, el láser sagital es móvil y permite la marcación
del paciente desplazado de su línea media (útil para
la adquisición de lesiones periféricas, localizadas, por
ejemplo en brazos o piernas).
4.2. Simulador virtual
Se trata de un programa informático que ofrece una
representación virtual 3D de la máquina de tratamiento
con capacidad para reproducir todos sus movimientos, y
puede trabajar simultáneamente con las imágenes TC del
paciente. Proporciona una serie de potentes herramientas
de visualización y manejo de imágenes, así como de
utilidades para llevar a cabo el diseño del tratamiento.
Entre ellas destacan (fig. 5-10):
●
●
●
●
Vista del ojo del haz (BEV, del inglés Beam’s Eye
View): representación gráfica en 3D de los volúmenes
tal como serían vistos por un observador colocado
en la fuente de irradiación mirando hacia el isocentro. Viene a emular la fluoroscopia del simulador
convencional.
Conformación del haz: permite definir la protección
de los órganos de riesgo o tejido sano, mediante su
adaptación a la forma del volumen de tratamiento.
Visualización 3D: muestra una perspectiva en 3D de
los haces, los volúmenes blanco, los órganos de riesgo
y la superficie del paciente, desde un punto arbitrario.
Radiografía reconstruida digitalmente (DRR, del
inglés Digital Reconstructed Radiograph): a partir de
los datos TC puede reconstruirse una proyección
radiográfica que iría desde el foco hasta un plano
virtual donde se situaría la película. Sus utilidades
son las mismas que las de la placa radiográfica en el
simulador convencional.
Además, el simulador virtual permite visualizar el isocentro y sus coordenadas, así como las marcas radioopacas de referencia en el TC (fig. 5-11), lo que facilita
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
de los equipos existentes para llevar a cabo la simulación
pueden distinguirse dos grandes grupos:
●
●
FIGURA 5-11
Corte transversal de un estudio TC de simulación en el cual pueden
observarse el isocentro del campo, en amarillo, y el punto donde se cortan
las marcas radioopacas (en este caso, los tres perdigones), en verde.
60
el desplazamiento a realizar desde dicha referencia al
isocentro de tratamiento.
5. RESUMEN
El simulador es un componente muy importante dentro
del equipamiento empleado en radioterapia. En concreto, la etapa de la simulación tendrá influencia sobre
la práctica totalidad del proceso radioterápico. Dentro
Simulador convencional: máquina que imita los
movimientos de la unidad de tratamiento. Puede
adquirir imágenes anatómicas de RX del paciente en
un instante dado y en tiempo real. Estas proyecciones
bidimensionales permiten localizar la lesión y los
órganos de riesgo, y a continuación, decidir el mejor
diseño para el tratamiento.
Simulador TC: formado por un equipo de TC adaptado (mesa plana, diámetro de gantry ampliado y
sistema de láseres externo) capaz de reconstruir imágenes volumétricas del interior del paciente, y por un
simulador virtual que es un programa informático
para reproducir los movimientos de la máquina de
tratamiento y a la vez trabajar con las imágenes TC
del paciente. Estas imágenes 3D servirán para definir
con gran precisión la lesión y los órganos de riesgo,
y llevar a cabo un diseño óptimo del tratamiento.
Hoy por hoy, las imágenes del simulador TC presentan
grandes ventajas en comparación con las proporcionadas
por el simulador convencional, razón por la que este está
siendo dejado fuera de uso.
Bibliografía
Baker GR. Localization: conventional and CT simulation. Br J Radiol.
2006;79:S36-49.
Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM, Boone JM. The essential physics
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Wilkins; 2002.
Bushong SC. Manual de radiología para técnicos. 9ª ed. Barcelona:
Elsevier Mosby; 2010.
Hsieh J. Computed tomography. Principles, design, artifacts, and recent
advances. 2nd ed. Bellingham: Spie and John Wiley & Sons; 2009.
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins; 2010.
Podgorsak EB, ed. Radiation oncology physics: a handbook for teachers
and students. Vienna: IAEA; 2005.
CAPÍTULO
6
Equipos de tratamiento
en teleterapia
Jaime Martínez Ortega, Ruth Rodríguez Romero y Pablo Castro Tejero
ÍNDICE
1. Introducción 61
2. Teleterapia 61
2.1.Objetivos de las máquinas de tratamiento
en teleterapia 61
2.2.Evolución histórica 61
2.3.Equipos de terapia superficial 62
1. INTRODUCCIÓN
En este capítulo se describen los equipos de tratamiento
más utilizados en radioterapia. Algunos, como las unidades de cobalto-60, van desapareciendo, pero su uso aún se
mantiene en algunos centros hospitalarios, por lo que pueden ser de interés para los futuros técnicos especialistas.
2. TELETERAPIA
2.1. Objetivos de las máquinas
de tratamiento en teleterapia
Se denomina teleterapia a la técnica radioterápica en la
que la radiación ionizante procede de una fuente externa
al paciente. El objetivo principal es administrar una dosis
terapéutica al volumen prescrito, minimizando en todo
lo posible las dosis a los órganos de riesgo.
Las unidades de tratamiento de teleterapia deben cumplir varios requisitos:
●
●
Precisión geométrica: fundamental para garantizar
que no se van a irradiar zonas que no están previstas en la planificación dosimétrica realizada por el
servicio de radiofísica.
Precisión dosimétrica: tiene que garantizarse que la
dosis impartida por la unidad mantenga una constancia dentro de unas tolerancias admisibles, pues no
sería asumible que presentara variaciones excesivas a
lo largo del tratamiento.
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
2.4.Unidades de cobalto-60 66
2.5.Aceleradores lineales de electrones 70
2.6.Aceleradores circulares de partículas 79
3. Resumen 80
Bibliografía 80
Como se verá más adelante, estos dos puntos deben mantenerse durante toda la vida útil de la unidad, y garantizar
su constancia es la razón del Control de Calidad.
2.2. Evolución histórica
La radioterapia es un ejemplo de cómo los avances de la
Física producidos a lo largo del siglo xx se han aplicado
rápidamente a distintas disciplinas, como la Medicina.
No podría entenderse la Medicina moderna sin conocer
los grandes avances científicos y tecnológicos producidos
en el siglo xx.
El nacimiento de la radioterapia, así como de la radiología y de la medicina nuclear, viene marcado por dos
hitos fundamentales en la historia de la Física: el descubrimiento de los rayos X y el descubrimiento de la
radiactividad.
En 1895, el físico alemán Röntgen descubre un tipo
de radiación hasta entonces desconocida, por lo que le
dio el nombre de «rayos X». La radiación se producía
en tubos de vacío con un par de electrodos sometidos
a alto voltaje. Este nuevo tipo de radiación era capaz
de impresionar una emulsión fotográfica, pero no era
visible por el ojo humano. Fotografió de esta manera
diversos objetos, y comprobó que esos rayos eran muy
penetrantes, pues podía apreciarse que atravesaban la
madera y muchos metales menos densos que el plomo.
Un día decidió fotografiar la mano de su esposa Berta,
realizando así la primera radiografía de la historia. El
61
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
descubrimiento de los rayos X le hizo merecedor del
Premio Nobel de Física en 1901.
El descubrimiento de la radiactividad se debe al físico
francés Becquerel, que comprobó que unas sales de
uranio eran capaces de velar una emulsión fotográfica
en ausencia de luz visible. En 1903 recibió el Premio
Nobel de Física por su descubrimiento, compartido
con los también físicos franceses Pierre y Marie Curie,
estos últimos descubridores del polonio y del radio
en 1898.
Muy pronto se descubrió la capacidad de las radiaciones
ionizantes para destruir tejidos tumorales. Los primeros
tratamientos con rayos X datan de la década de 1900, y
fue el médico Salvador Celedonio Calatayud Costa quien
introdujo en 1906 su uso terapéutico en España.
En 1937 se utiliza el primer acelerador lineal de electrones que empleaba megavoltaje en el Saint Bartholomew’s Hospital de Londres. Este acelerador conseguía
una energía de 1 MV1 y tenía un tubo de rayos X de unos
9 metros de longitud.
62
En los años posteriores y durante la Segunda Guerra
Mundial (1939-1945), con el desarrollo del radar, se
lograron importantes avances técnicos en la tecnología
de microondas, lo que dio lugar al desarrollo de generadores de microondas como el magnetrón y amplificadores de potencia como el klistrón (klystron), que han
desempeñado y siguen teniendo un papel clave en los
aceleradores lineales modernos.
En la década de 1950 comienzan a instalarse aceleradores lineales de electrones con energías cada vez mayores,
llegando a alcanzarse los 8 MV. También en estos años
surgen los primeros aceleradores de protones.
Paralelamente, entre 1950 y 1970, se extiende el uso de
la emisión gamma del cobalto-60 y se configuran las que
se denominaron unidades de cobalto-60, máquinas con
capacidad de rotar para dirigir los haces de radiación en
cualquier dirección dentro de un mismo plano, utilizadas para los tratamientos de teleterapia. En el mismo
período de tiempo, también empezaron a utilizarse los
betatrones. Su funcionamiento se basaba en la aceleración de electrones, a los que se hacía describir órbitas
circulares mediante un campo magnético. De este modo
podían conseguirse energías de 13-45 MeV. Su uso se fue
abandonando progresivamente debido a la baja tasa de
dosis que se obtenía, lo que hacía que los tratamientos
fueran de muy larga duración.
En los años 1970, gracias a la miniaturización de determinados componentes, se introducen los primeros aceleradores lineales de electrones isocéntricos, esto es, con
una fuente de radiación que puede moverse alrededor del
paciente. También aparecen los primeros aceleradores
lineales multienergéticos.
Las décadas de 1980 y 1990 destacan por la introducción
del ordenador en el control de los aceleradores, lo que
ha permitido aumentar la fiabilidad de las máquinas y
la seguridad de los tratamientos. Durante este tiempo
se introdujeron nuevos accesorios, como el colimador
multilámina.
La introducción del colimador multilámina ha permitido
el desarrollo de nuevas técnicas de tratamiento, como la
radioterapia de intensidad modulada (IMRT, intensitymodulated radiation therapy) en 1997.
En los últimos años, ya en el siglo xxi, el acelerador lineal
de electrones constituye la unidad de tratamiento más
utilizada en los servicios de radioterapia, reduciendo
la unidad de cobalto-60 a una presencia residual. Han
sido unos años de gran desarrollo tecnológico, en los
que se ha dotado a los aceleradores lineales de nuevas
funcionalidades y diseños. Estos años también se han
caracterizado por un resurgimiento de los aceleradores
de protones y de partículas pesadas.
2.3. Equipos de terapia superficial
Un equipo de terapia superficial consiste básicamente en
un generador y un tubo de rayos X. Su principal característica es la posibilidad de administrar una dosis de
radiación sólo en las capas más superficiales de la piel o
próximas a ella, de manera que los tejidos más profundos
queden expuestos a una dosis de radiación muy baja.
Su utilización se vio reducida tras la introducción de los
modernos aceleradores lineales de electrones multienergéticos que, como se estudiará más adelante, también
permiten el tratamiento de la piel con radiación de
electrones. Sin embargo, en los últimos años viven un
resurgimiento debido a su menor coste.
Para poder comprender bien el funcionamiento de estos
equipos, es necesario estudiar en profundidad el tubo
de rayos X.
EL TUBO DE RAYOS X
En aquella época, los aceleradores tenían grandes dimensiones, algo que no podían permitirse todos los centros,
y a diferencia de la unidad de cobalto-60, la fuente de
radiación permanecía en una posición fija y había que
mover al paciente durante el tratamiento.
Los rayos X utilizados en medicina se producen al colisionar un haz de electrones con un objeto metálico. En
la figura 6-1 se representa esquemáticamente un tubo
de rayos X. Consiste en un tubo de vidrio en el cual se
ha realizado el vacío, un filamento de tungsteno con
voltaje (o tensión) negativo y un ánodo sometido a vol­
taje positivo.
Esta forma de caracterizar la energía se detallará más adelante. A
efectos prácticos, MV describe y está en relación con la energía de
los fotones, y MeV describe y está en relación con la energía de los
electrones acelerados.
Debido a la corriente que recorre el filamento, algunos
electrones son capaces de «evaporarse», fenómeno conocido como efecto termoiónico. De no existir una fuerza
externa, los electrones permanecerían en las proximidades
1
CAPÍTULO 6
Equipos de tratamiento en teleterapia
FIGURA 6-1
Representación esquemática de un tubo de rayos X.
del filamento. Sin embargo, dado que el cátodo y el ánodo
están sometidos a una diferencia de potencial (con el ánodo a tensión positiva), se genera un campo eléctrico entre
ambos, cuya presencia provoca una aceleración de los electrones hacia el ánodo (recuérdese que las cargas negativas
se ven atraídas por tensiones positivas). De este modo, los
electrones «evaporados» del filamento experimentan una
aceleración hacia el ánodo, con el que colisionan.
Tras la colisión, la energía cinética de los electrones se
transforma principalmente en calor, pero una pequeña
parte de ella (en torno al 1%) se emite en forma de radiación electromagnética (fotones) generada por un fenómeno conocido como radiación de frenado (bremsstrahlung).
En la figura 6-1 también puede apreciarse que los electrones no impactan todos en un mismo punto del ánodo,
sino que lo hacen en una pequeña región, de manera que
un observador situado debajo del tubo podría detectar
una mancha focal en vez de un punto emisor.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
ESPECTRO DE RAYOS X
Concepto de espectro
Ya se ha estudiado anteriormente (v. cap. 2) que el espectro electromagnético está compuesto por fotones de
distintas energías. La luz blanca visible, por ejemplo,
está comprendida en un rango de energías cercano a
1 eV. Como es sabido, la luz blanca está compuesta
por fotones de distintas energías, lo que el ojo humano
aprecia como colores. Esto se relaciona con la formación
del arcoíris en un día de lluvia o con el hecho de que
la luz blanca, al atravesar un prisma, se descompone en
varios colores o, más físicamente hablando, los fotones
se desvían en distintas direcciones, dependiendo de su
energía. La descomposición de la luz blanca al atravesar
un prisma constituye un ejemplo de espectro energético.
Una vez separados estos fotones por energías, puede
hacerse una estadística de cuántos hay en cada intervalo
energético (tabla 6-1), es decir, contabilizar cuántos
hay de cada color y hacer una representación gráfica
TABLA 6-1 Número de fotones visibles
agrupados por intervalo energético
Color
Energía (eV)
Número de fotones
Rojo
Naranja
Amarillo
Verde
Azul
Violeta
(1,66, 2,04)
(2,04, 2,11)
(2,11, 2,18)
(2,18, 2,49)
(2,49, 2,76)
(2,76, 3,27)
8.000
10.000
14.000
27.000
13.000
9.000
63
para cada intervalo de energías, lo que producirá un
diagrama de barras (fig. 6-2). Sin embargo, como puede
apreciarse en la figura 6-2, a medida que disminuye el
intervalo elegido las barras son muy delgadas, hasta
llegar a apreciarse como una línea continua si el intervalo
es infinitamente pequeño. Esta representación gráfica es
lo que se conoce como espectro energético.
Dado que los rayos X también están constituidos por
fotones, igualmente es posible separar los fotones de distintas energías emitidos por un tubo de rayos X y obtener
la misma representación, lo que constituye el espectro
energético de ese tubo de rayos X.
Descripción del espectro de rayos X
Como se acaba de exponer, los fotones generados por el
tubo de rayos X no tienen una única energía, sino que su
energía presenta un espectro. Esto se debe a que no todos
los electrones pierden la misma cantidad de energía en
forma de rayos X.
Puesto que el funcionamiento del tubo de rayos X se
basa en la colisión contra el ánodo de los electrones
acelerados por un campo eléctrico producido por una
diferencia de potencial V, según las leyes de la física, la
energía cinética que adquiere una partícula cargada en
un campo eléctrico producido por una tensión V es:
E = q⋅V
[1]
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
64
FIGURA 6-2
Forma de un espectro energético a medida que disminuye el intervalo de energías elegido.
donde E es la energía, q es la carga eléctrica y V es la
tensión aplicada. Para el caso de un electrón sometido a
una tensión de, por ejemplo, 100 kV, teniendo en cuenta
que su carga tiene un valor de 1,6 × 10−19 C, la energía
adquirida por él sería:
E = 1,6 × 10 −19C × 105 V = 1,6 × 10 −14 J
[2]
o expresada en unidades de eV:
E = 1,6 × 10 −14 J/(1,6 × 10 −19 J/eV)
= 1 × 105 eV = 100 keV
[3]
Es decir, los electrones acelerados por un kilovoltaje
de 100 kV adquieren una energía cinética de 100 keV,
suponiendo que un electrón pierde toda su energía de
una sola vez en forma de rayos X. En este caso, la energía
de los fotones resultantes también sería de 100 keV.
Sin embargo, esto no ocurre así: los electrones pierden
una parte de su energía en forma de calor y otra parte
en forma de rayos X, pero no todos perderán la misma
energía. A su vez, los rayos X generados por efecto del
distinto frenado que experimentan los electrones (brems­
strahlung) tendrán diferente energía. Por tanto, habrá
fotones de distintas energías. Representando el número
de fotones registrados (es decir, la intensidad del haz
de rayos X) frente a su energía, se obtiene su espectro
(fig. 6-3).
En la figura 6-3 se observa que la energía máxima de
los fotones es precisamente la energía cinética máxima que pueden adquirir los electrones acelerados
bajo una tensión V, dado que no es posible generar
fotones con mayor energía (principio de conservación de la energía). Un electrón podría colisionar
perdiendo toda su energía en forma de rayos X, pero
no más.
CAPÍTULO 6
Equipos de tratamiento en teleterapia
El coeficiente m(E) también puede definirse para un
espectro polienergético como el que se tiene en un tubo
de rayos X.
Como m(E) depende de la energía, un método sencillo
para su obtención es interponer un espesor determinado de un material y medir su atenuación. Por ejemplo,
puede medirse cuánto espesor hace falta para atenuar
la intensidad del haz a la mitad, y este espesor es lo
que se denomina capa hemirreductora (HVL, Half Value
Layer), que se define como el «espesor de un material
de composición determinada requerido para atenuar la
intensidad de un haz de una energía determinada a la
mitad de su valor».
La capa hemirreductora depende de la energía. Dado que
el coeficiente de atenuación m(E) depende de la energía,
si la capa hemirreductora reduce a la mitad la intensidad
del haz, aplicando la ecuación 4:
FIGURA 6-3
Espectro de rayos X.
I0
= I0 × e −µ(E)HVL
2
En la misma figura 6-3, también parece haber una energía
mínima de los fotones. En realidad, los fotones con muy
baja energía no llegan a salir del tubo o bien tienen tan
poca energía que son filtrados por las paredes de este y no
llegan a detectarse. Si no hubiera este filtrado, se obtendría el espectro representado por la línea discontinua.
Igualmente se observa un pico en una determinada
energía, que son los rayos X característicos propios del
material del ánodo.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
CALIDAD DEL HAZ
La forma del espectro no depende sólo del kilovoltaje
aplicado, sino que también depende del material contra el que se ha producido la colisión, en concreto de
su número atómico Z. Este hecho hace pensar que
hablar de 100 kV o de 150 kV no es una buena forma
de caracterizar la energía de los fotones emitidos por
un tubo de rayos X, pues debería conocerse su espectro.
Sin embargo, medir el espectro de un haz de rayos X no
es una tarea sencilla, lo que lleva a pensar que es mejor
definir un parámetro que nos indique la energía del haz
o, lo que es lo mismo, su calidad.
El espectro también caracteriza su comportamiento al
atravesar un medio. Con un haz monoenergético de
energía E, entonces puede encontrarse (v. cap. 2) que la
intensidad de un haz de rayos X que atraviesa un medio
viene dada por:
I(x) = I0 × e −µ(E)x
[4]
donde I(x) es la intensidad (proporcional al número
de fotones) que tiene el haz de rayos X a lo largo de su
trayectoria, I0 es la intensidad inicial del haz de rayos X
antes de entrar en el medio, m(E) es el coeficiente de atenuación lineal del material para una determinada energía del fotón E, y x es el espesor de material atravesado.
[5]
de donde se obtiene que:
HVL =
ln(2)
µ(E)
[6]
La capa hemirreductora también depende del material
utilizado para atenuar la energía. Este hecho se deduce
igualmente de la ecuación 6, debido a que m(E) también
depende del material que atraviesan los fotones.
Por ejemplo, en el caso de la radioterapia superficial, en
lugar de caracterizar una energía por 300 kV se denotaría
por 3 mm Cu HVL, es decir, su capa hemirreductora sería
de 3 mm de cobre. De aquí no puede deducirse que
todos los tubos de rayos X operando a 300 kV posean la
misma capa hemirreductora, ya que este valor depende,
entre otros factores, de la composición de la cápsula
del tubo de rayos X (filtración intrínseca) que deberán
atravesar los fotones antes de ser detectados. Del mismo
modo, no existe una relación directa entre kV y capa
hemirreductora, por lo que tampoco puede deducirse que para el tubo citado 100 kV corresponda a una
capa hemirreductora de 1 mm de Cu. El valor de la
capa hemirreductora de un material debe determinarse
experimentalmente para cada kilovoltaje de un tubo de
rayos X.
CARACTERÍSTICAS Y APLICACIONES
DE LOS EQUIPOS DE TERAPIA SUPERFICIAL
Dado su bajo poder de penetración, es decir, dado que la
energía de los fotones se deposita en pocos milímetros
por debajo de la superficie de la piel, estos equipos se
utilizan para tratamientos de lesiones cutáneas.
En la figura 6-4A se muestra un equipo de estas características, con el colimador de tratamiento. La función del
colimador (fig. 6-4B) es focalizar el haz de rayos X en
la zona a tratar, de manera que la radiación que llegue
65
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 6-4
66
Equipo de terapia superficial. A) Vista del equipo.
B) Colimador. C) Aplicación del tratamiento, en la que
puede observarse la colimación en la piel. (Fotografías
por cortesía de Bioterra S.L.)
fuera del colimador sea mínima. Existen colimadores de
distintos tamaños, y pueden ser cuadrados o circulares
de 1,5-20 cm de diámetro. Si es necesario proteger zonas
adicionales y el colimador no es suficiente, la colimación
en piel (fig. 6-4C) se consigue empleando láminas de
plomo de pocos milímetros de espesor recortadas según
las necesidades del caso.
El tratamiento se realiza situando el colimador en contacto con la piel y a una distancia desde el foco de unos
30-50 cm.
Para protegerse de la radiación dispersa, el operador debe
situarse detrás de una mampara plomada en la propia
sala de tratamiento, mientras se produce el tratamiento.
CLASIFICACIÓN DE LOS EQUIPOS
SEGÚN SU VOLTAJE ACELERADOR
Atendiendo al voltaje aplicado, es tradicional clasificar
los distintos equipos como:
●
●
●
●
Kilovoltaje: 50-150 kV.
Ortovoltaje: 150-500 kV.
Supervoltaje: 500-1000 kV.
Megavoltaje: más de 1.000 kV(>1 MV); es el caso de
los aceleradores lineales de electrones modernos.
En radioterapia superficial, el voltaje de los equipos
comercializados suele encontrarse en el rango de
50-300 kV, es decir comprendiendo a equipos de kilovoltaje y ortovoltaje.
Los equipos de supervoltaje no se utilizan en radioterapia en la actualidad, pero sí los de megavoltaje, a
los que pertenecen los aceleradores lineales de electrones que, por su importancia, merecen una sección
específica para su estudio. En estos equipos, el diseño
del tubo de rayos X no es suficiente para proporcionar una diferencia de potencial tan grande como la
requerida.
2.4. Unidades de cobalto-60
Son unidades de tratamiento que utilizan una fuente
de 60Co, emisora de radiación gamma procedente de
las desintegraciones nucleares. Además del 60Co, también se diseñaron unidades basadas en los isótopos
226
Ra y 137Cs, pero ha sido el uso del 60Co el que más
ha perdurado en el tiempo, debido especialmente a
su alta actividad específica, esto es, a poder obtener
mayor fluencia de fotones con pequeñas cantidades de
material radiactivo.
CAPÍTULO 6
Equipos de tratamiento en teleterapia
COBALTO-60
El Co se obtiene de manera artificial mediante bombardeo por neutrones del isótopo estable 59Co:
60
59
Co + n → 60 Co
[7]
bolitas de 60Co. El período de semidesintegración del
60
Co es de 5,27 años.
COMPONENTES Y ACCESORIOS DE LA UNIDAD
DE COBALTO-60
Por otra parte, el 60Ni se desintegra emitiendo fotones g,
con energías 1,17 MeV y 1,33 MeV (1,25 MeV en promedio), que son las utilizadas en el tratamiento de pacientes.
En la figura 6-5 pueden verse los distintos elementos
de la unidad. La máquina tiene un brazo (gantry) que
soporta la cabeza de radiación, que es donde se aloja
la fuente de 60Co. El brazo permite girar la cabeza de
radiación alrededor del paciente sobre un eje de rotación. La cabeza de radiación puede rotar y dispone, a
su vez, de un colimador también rotatorio. La mesa de
tratamiento también puede girar alrededor del mismo eje
de rotación que el colimador. El punto de intersección
del eje de giro del brazo, del eje del colimador y del eje
de la mesa de tratamiento se denomina isocentro de la
máquina (fig. 6-6).
La forma habitual de la fuente de 60Co suele ser una
caja en forma de cilindro o disco de acero de 1 cm de
diámetro, en cuyo interior se introducen unas virutas o
La localización del isocentro en las salas de tratamiento se
señala por medio de la intersección de unas líneas de luz
(de color rojo o verde), producidas por unos láseres fijados
El isótopo 60Co se desintegra emitiendo partículas b–, con
una energía máxima de 0,32 MeV, transformándose en 60Ni:
60
27
Co → 60
28 Ni + β
[8]
Las partículas b− son fuertemente atenuadas por la misma fuente (autoabsorción) y por la cápsula de acero que
contiene el 60Co.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
67
FIGURA 6-5
Unidad de cobalto-60. (Fotografías tomadas en la antigua Clínica Puerta de Hierro de Madrid.)
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 6-6
El isocentro es un punto del espacio, la intersección de los ejes de rotación.
(generalmente tres), colocados en dos paredes opuestas a
ambos lados de la mesa de tratamiento y en el techo o a
los pies de la mesa.
68
Con la posibilidad de movimientos de la unidad de
60
Co ya citada, el haz de radiación siempre pasará por
el isocentro y permite dirigir los haces de radiación en
cualquier dirección sin mover al paciente. La colocación
del centro del tumor en el isocentro, en lo que se llama
técnica isocéntrica, tiene como ventaja el menor tiempo
requerido para el tratamiento, dado que no hay que
posicionar el paciente para cada campo de tratamiento,
con lo cual se mejora el rendimiento de la unidad y se
consigue una mayor precisión.
La distancia de la fuente al isocentro, en las unidades de
cobalto, es típicamente de 80 cm, aunque también hay
unidades con distancia fuente-isocentro de 100 cm, en
las que se requiere una mayor actividad de la fuente para
conseguir una adecuada tasa de dosis que no haga que
los tiempos de tratamiento se prolonguen demasiado.
FIGURA 6-7
En la figura 6-7 se representa esquemáticamente el interior de la cabeza de la unidad, que se encuentra recubierta
de plomo y tungsteno para evitar la emisión de radiación
fuera de ella. El mecanismo de impulsión de la pastilla o
fuente a la abertura por la que sale la radiación consiste,
en general, en un sistema de aire comprimido que la desplaza a la posición de tratamiento (fig. 6-7B). Una vez
finalizado el tiempo de irradiación prescrito, el mecanismo consta de un resorte que hace que la fuente vuelva a
su posición de reposo (fig. 6-7A). El sistema está diseñado
de manera que, ante una falta de suministro eléctrico, el
mecanismo de aire comprimido se interrumpe y la fuente vuelve a su posición de reposo, lo que obliga a estar
bombeando aire continuamente para mantener la fuente
en su posición de tratamiento. El nombre de «bomba de
cobalto» se debe a este mecanismo de aire comprimido
que bombea la fuente a su posición de tratamiento.
Los colimadores, también llamados «mordazas» (por su
traducción del inglés, jaws), tienen como función restringir
la radiación de modo que sólo alcance la zona de tratamiento. El inconveniente es que, dado que sus bordes
son rectilíneos, únicamente pueden configurarse campos
de tratamiento rectangulares. Para diseñar campos de
tratamiento con formas más complejas se utilizan bloques
de plomo, que se sitúan sobre una bandeja (v. fig. 6-5).
Los bloques pueden diseñarse de una sola pieza o apilando piezas de menor tamaño, como las mostradas en la
figura 6-8. Estas unidades también disponen de cuñas que
se interponen en el campo de radiación para conseguir
modificarlo y obtener una adecuada conformación de la
distribución de la radiación alrededor del tumor.
El tamaño del campo de tratamiento se visualiza en la
superficie del paciente mediante la luz de campo o luz
de simulación, con lo que se representa la proyección
(tamaño y forma) que tendría el campo de radiación so­
bre la piel del paciente.
La distancia de la fuente a la piel del paciente puede
medirse con un telémetro óptico, que proyecta una escala
graduada luminosa sobre la piel.
Representación esquemática del interior de la cabeza de una unidad de cobalto-60. A) En posición de reposo, no hay emisión de radiación,
ya que la fuente se encuentra dentro del blindaje. B) En posición de tratamiento, la radiación es emitida a través de los colimadores.
Nótese cómo el testigo es visible desde el exterior.
CAPÍTULO 6
Equipos de tratamiento en teleterapia
FIGURA 6-8
Bloques de plomo utilizados en una unidad de cobalto-60.
FIGURA 6-10
Unidad de cobalto-60: consola de control.
de control incluye una llave que habilita la irradiación
para evitar el uso no autorizado.
Como medida de control del paciente desde fuera de la
sala de tratamiento, puede mantenerse el contacto con él
mediante un circuito cerrado de televisión y un interfono
(fig. 6-11). Como medida de seguridad, se dispone además
de un detector ambiental de radiación que advierte de la
presencia de radiación en la sala, aun cuando esta es inevitable, como sucede cuando se está llevando a cabo el tratamiento del paciente. Este aparato tiene carácter redundante,
pues en caso de que la fuente no retorne a su posición de
reposo por un mal funcionamiento de la unidad, la alarma
del detector seguirá funcionando. Por ello, es perfectamente
normal que la luz de la alarma esté encendida durante el
tratamiento, pero no así cuando este ha finalizado.
FIGURA 6-9
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Unidad de cobalto-60: sala de control.
La sala de tratamiento tiene que estar blindada, de manera que la radiación no llegue a los operadores de la sala
de control ni a las salas colindantes. En la sala de control
(fig. 6-9) se encuentra la consola desde donde se opera
la unidad (fig. 6-10). Entre sus funciones se encuentran
el seleccionar e indicar el tiempo de irradiación o exposición mediante un temporizador que retorna la fuente
a su posición de reposo cuando el tiempo se haya alcanzado, y fijar los parámetros geométricos de la irradiación
(ángulo del brazo, amplitud de los arcos de irradiación a
realizar, etc.). Cuenta también con los dispositivos de
seguridad y alarma sobre el correcto funcionamiento
de la unidad. El temporizador tiene como característica relevante el ser redundante, pues cuenta con dos
relojes, de manera que el segundo actúa interrumpiendo
la irradiación en caso de fallo del principal. La consola
En la figura 6-12 se muestra un posible diseño de una
sala de tratamiento con una unidad de cobalto-60, donde se aprecia el blindaje de las paredes y la ubicación
de la consola de control. Las salas de control deben disponer de un interruptor en la puerta que, en caso de ser
abierta, hace retornar la fuente a su posición de reposo
si se está irradiando en el interior de la sala.
VENTAJAS E INCONVENIENTES
Las unidades de cobalto-60 presentan las siguientes
ventajas:
●
●
●
●
●
Debido a la sencillez de su diseño, se caracterizan por
tener un índice relativamente bajo de averías.
Su coste y mantenimiento son muy inferiores al de
los aceleradores de partículas.
Pueden instalarse en salas de reducido tamaño.
En comparación con los aceleradores lineales de electrones, los espesores de los blindajes son menores.
En comparación con las unidades de terapia superficial, permiten tratar zonas más profundas.
Sin embargo, también presentan inconvenientes:
●
Posibilidad de accidentes, ya que la fuente puede no
volver a su posición de reposo.
69
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 6-11
Unidad de cobalto-60: detector ambiental de radiación y elementos de vigilancia del paciente. A) Interior de la sala de tratamiento. B) Detalle de la sala de control.
70
FIGURA 6-12
Plano esquemático de una sala de tratamiento dotada
con una unidad de cobalto-60.
●
●
●
●
●
En comparación con los aceleradores lineales de
electrones, el tamaño de la fuente produce un mayor
tamaño de la penumbra del campo de radiación.
Sólo disponen de una energía de haz.
La fuente tiene decaimiento radiactivo, lo que alarga
los tratamientos al final de su vida útil y hace que
tenga que ser sustituida periódicamente.
Desde la perspectiva de la protección radiológica,
siempre hay riesgo de radiación al tratarse de fuentes
radiactivas, lo que obliga a procedimientos específicos
de trabajo que tengan en cuenta este aspecto.
Requiere procedimientos de desmantelamiento adecuados que tengan en cuenta la eliminación de la
fuente radiactiva.
2.5. Aceleradores lineales de electrones
Los aceleradores lineales de electrones (ALE; o LINAC
[linear accelerator]) basan su funcionamiento en el
mismo principio que el tubo de rayos X antes estudiado, es decir, electrones acelerados que colisionan con
un metal, donde se producen rayos X (RX) por brems­
strahlung.
Los ALE también pueden funcionar proporcionando
haces de electrones para su uso clínico, lo cual se consigue con sólo retirar el blanco metálico con el que chocan
para conseguir RX.
La ingeniería de los ALE es muy compleja y puede variar
mucho de unos fabricantes a otros. A continuación se
dan unas pequeñas nociones de la estructura y la funcionalidad de los ALE.
La aceleración de los electrones se consigue por medio
de un campo electromagnético con frecuencia de
microondas. Este campo electromagnético es inyectado
en la guía de ondas aceleradora e interacciona con los
electrones inyectados por el cañón de electrones,
CAPÍTULO 6
Equipos de tratamiento en teleterapia
FIGURA 6-13
Esquema del brazo del acelerador lineal de electrones.
A) Detalle de la sección aceleradora.
los cuales son aceleradores hasta velocidades próximas
a las de la luz a lo largo de la guía de ondas.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La guía de ondas aceleradora es la parte fundamental de
un ALE y consiste de un tubo que contiene una serie de
discos que dividen la estructura en cavidades a lo largo
de su longitud. Es en estas cavidades donde se establecen los intensos campos magnéticos que proporcionan
la energía a los electrones, haciendo que adquieran de
manera progresiva y creciente velocidades próximas a la
de la luz (fig. 6-13A).
La generación de las microondas se consigue por medio
de una fuente de potencia de microondas, que de forma
pulsada proporciona la potencia necesaria para aportar la energía requerida por los electrones. Esta fuente
de potencia puede conseguirse bien mediante magnetrones o klistrones. Los magnetrones son osciladores
que extraen la energía de microondas de los electrones
inyectados en una estructura resonante sometida a un
fuerte campo magnético, en la cual se producen una
serie de fenómenos físicos que originan una transferencia
de energía de los electrones a la estructura resonante,
energía que se extrae para acelerar los electrones en la
guía de ondas del ALE. Los magnetrones generalmente
se utilizan cuando las energías que se quiere obtener
en el ALE son inferiores a 6 MV, aunque hay diseños
modernos que pueden llegar a proporcionar energías
muy superiores de una forma eficiente.
El klistrón, a diferencia del magnetrón, no es un oscila­
dor sino un amplificador de potencia. Esto requiere
entonces una señal de radiofrecuencia para ser amplificada, lo cual a su vez precisa de un oscilador de radiofrecuencia de baja potencia. La función del klistrón es la
de amplificar esta señal a los niveles requeridos por los
electrones a acelerar en el ALE.
Los klistrones se suelen utilizar en aceleradores que precisan energías de RX superiores a 6 MV.
Una vez acelerados los electrones en la guía aceleradora,
entran en el cabezal y se deflectan 270° por medio de
una serie de bobinas magnéticas (bending magnet)
(fig. 6-13). Esta deflexión es necesaria porque las guías
de ondas suelen tener una longitud tal que no pueden
colocarse verticalmente para dirigir el haz hacia la mesa
de tratamiento. Además de esta funcionalidad de cambiar la dirección del haz, tiene la de filtrar y controlar
la energía de los electrones constituyentes del haz, para
conseguir que este sea lo más monoenergético posible.
Esta deflexión, en ciertos modelos de ALE normalmente de
baja energía (no precisan largas secciones aceleradoras),
no se utiliza. En estos diseños, la guía de ondas aceleradora en el cabezal del ALE en vertical, y así se puede
direccionar el haz hacia la mesa de tratamiento. El control
energético se logra por medio de ranuras detectoras de
la energía de los electrones. En general, los ALE pueden
proporcionar diferentes energías de RX y de electrones.
La energía se sigue describiendo en MV, según la energía
máxima que puede llegar a tener el fotón más energético
del espectro de RX obtenido en el proceso de generación
del haz en el ALE. Energías habituales son, por ejemplo,
6, 10, 15 o 18 MV. Sin embargo, al igual que en los tubos
de RX, también hay que utilizar un índice de calidad para
dar una información más precisa del espectro energético de los haces, pues dos aceleradores con una energía
nominal de 6 MV pueden tener distintos espectros aun
siendo del mismo modelo.
La descripción de la energía de los haces de electrones,
cuando el ALE funciona para proporcionar haces de
electrones, también pueden hacerse de acuerdo con
la energía que tienen a la salida de la guía aceleradora.
Las energías habituales de los haces de electrones de ALE
clínicos son 4, 6, 10 o 18 MeV. No obstante, también
con este tipo de haces se utiliza un índice de calidad
descriptor de la energía. Las denominaciones (MV o MeV)
son entendidas como energías del fabricante o nominales.
71
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
Los índices de calidad mencionados para haces de RX y
electrones son:
●
●
TPR20,10 en RX. Para determinar este parámetro se mide
la dosis con una cámara de ionización fijada a nivel
del isocentro del ALE, colocada en el interior de un
maniquí de medida, a dos profundidades diferentes
(20 y 10 cm), manteniendo la distancia entre la cámara
de ionización y el foco a 100 cm. La relación entre las
medidas obtenidas a estas dos profundidades es el
valor TPR20,10. Cabe señalar, que este índice obtenido
como cociente de dos valores de dosis es adimensional.
R50 en electrones. Éste índice representa la profundidad a la cual el valor de la dosis es la mitad que en la
profundidad del máximo de la curva de rendimiento
en profundidad de un determinado haz que se toma
como referencia. Al tratarse de una profundidad, el
índice tiene dimensiones de longitud.
ELEMENTOS DE UN ACELERADOR LINEAL
DE ELECTRONES
En la figura 6-14 se distinguen las partes que componen
el ALE:
●
72
●
Brazo o gantry: es una estructura que contiene, entre
otros sistemas, la guía aceleradora, y puede girar alrededor del paciente. En su extremo soporta el cabezal,
que es la parte donde se produce la deflexión y control
dosimétrico y geométrico del haz de radiación. Del
cabezal emerge el haz de radiación.
Cabezal: comprende un conjunto de sistemas, como
son el blanco de producción de RX y la deflexión del
haz, los cuales están blindados al objeto de limitar la
radiación de fuga. Los sistemas de control dosimétrico
y geométrico del haz de radiación también se encuentran en el cabezal, y se estudiarán con más detalle en
el apartado «Funcionamiento del acelerador lineal
de electrones en modo fotones». En algunos diseños incorpora también un detector anticolisión, que
imposibilita realizar movimientos en caso de colisión
con el paciente o con la mesa de tratamiento. En su
interior se encuentran los siguientes dispositivos:
● Colimadores: los aceleradores modernos disponen
de tres tipos de colimadores, cuya función es restringir el tamaño del haz al adecuado para el tratamiento.
– Existe uno primario de forma cónica, situado a la
salida del haz, que restringe el tamaño de campo
al máximo que puede proporcionar el ALE, en
caso de que los otros colimadores estén abiertos
al máximo. No es visible desde el exterior.
– Por debajo de este colimador primario se
encuentran las mordazas o colimadores secunda­
rios, cuya función es limitar y absorber la parte
del haz máximo que no va a ser utilizada en la
conformación última del haz. Está formado por
dos pares de mandíbulas, situadas una debajo
de la otra (fig. 6-15). En algunos diseños de
ALE, estas mandíbulas se encuentran después
del colimador multiláminas. A diferencia del
colimador primario, que produce un tamaño
de campo fijo, los colimadores secundarios permiten variar el tamaño de campo de radiación.
– Por último, a la salida del haz se encuentra el
colimador multiláminas (si no se trata de los
ALE que los colocan por encima de las mandíbulas) (fig. 6-16). Este tipo de colimador
multiláminas (MLC, multileaf collimator) está
formado por pares de láminas enfrentadas que
pueden moverse independientemente, configurando la forma del campo de radiación necesario. Las láminas están fabricadas con tungsteno.
– Estos dos últimos colimadores tienen un sistema de giro que les permite orientar adecuadamente la posición del campo de tratamiento frente a la región del paciente a tratar. Así
mismo, ambos tipos de colimadores suelen
tener un diseño que permite delimitar el haz
respetando su divergencia natural para minimizar la penumbra.
FIGURA 6-14
Acelerador lineal de electrones.
CAPÍTULO 6
Equipos de tratamiento en teleterapia
FIGURA 6-15
Colimadores. Se encuentran en el interior del colimador;
la fotografía se tomó desmontando previamente la carcasa.
73
FIGURA 6-16
Colimador multilámina.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
●
2
Bandeja portamoldes y moldes: dado que los haces de
radiación necesarios son normalmente irregulares, es
preciso modificar la forma de los haces para acomodarlos a la de la región del paciente a irradiar. En caso
de no disponer de MLC, en los aceleradores antiguos
se puede recurrir a la utilización de bloques estándar de material de alta densidad (Pb, W). También
pueden fabricarse en un taller de moldes (fig. 6-17),
utilizando una aleación de alta densidad y bajo punto
de fusión (Cerrobend2), pudiendo fabricarse bloques
a partir de piezas prefabricadas (fig. 6-18A), o bien
personalizados para cada paciente (fig. 6-18B). Estos
bloques, colocados en unas bandejas fijadas mediante
unos carriles a la cabeza del ALE, permiten lograr la
forma o conformación adecuada a cada caso.
Telémetro: su función es proyectar, mediante
un haz de luz, una escala métrica en la piel del
El Cerrobend, también conocido como metal de Wood, es una aleación de bajo punto de fusión (70 ºC). Está compuesto por bismuto,
plomo, estaño y cadmio.
FIGURA 6-17
Taller de moldes.
●
●
paciente que sirve para establecer y comprobar la
distancia entre el foco de radiación y la piel.
Mesa de tratamiento o camilla: es la parte de la unidad
destinada a situar al paciente. Consiste en una superficie plana (tablero) y permite realizar desplazamientos
en las tres direcciones espaciales, así como hacer rotaciones describiendo una circunferencia centrada en el
isocentro alrededor del eje suelo-techo. El tablero está
diseñado en su mayor parte con elementos radiotransparentes, es decir, que pueden ser atravesados por la
radiación sin sufrir atenuaciones significativas de
la radiación, en incidencias oblicuas o posteriores.
Sin embargo, no todos los tableros están construidos
por completo con materiales radiotransparentes, por
lo que hay que asegurarse de que estos elementos no
se encuentren en el haz de tratamiento.
Láseres: estos dispositivos, generalmente en número
de 3 o 4, son situados en las paredes o techo de la
sala de tratamiento, de manera que su luz pase por el
isocentro del ALE, materializando el cruce de todos
ellos la posición del mismo.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 6-18
Moldes de plomo. A) Sin divergencia. B) Con divergencia.
●
74
●
Cuñas: Son dispositivos que se utilizan para modificar
las características dosimétricas del haz de radiación,
de modo que pueda compensar diferencias de espesores en el paciente y lograr una adecuación de las
distribuciones de dosis a la región a irradiar. Existen
tres tipos básicos:
● Cuñas físicas: son cuñas de material de alta densidad que se sitúan en el cabezal del ALE, de modo
similar a como se coloca la bandeja portamoldes
(fig. 6-19). Se suele disponerse de un juego con
diferentes ángulos de cuña.
● Cuñas motorizadas: la cuña se encuentra en el
interior de la cabeza del acelerador y se interpone en el haz de radiación de manera automática
durante todo el tratamiento o parte del mismo.
Solo existe una cuña de una determinada angulación o forma.
● Cuñas dinámicas o virtuales: el efecto de cuña
se consigue mediante el desplazamiento de los
colimadores o mordazas durante la irradiación.
Aplicadores de electrones (fig. 6-20): es la forma como
se denominan los colimadores de electrones. Es una
colimación adicional a la utilizada para los rayos X,
que de no ser empleada ocasionaría que la penumbra
de los haces de los electrones (provocada por la gran
dispersión que experimentan los electrones en el aire)
fuese excesivamente grande y, por tanto, inadecuada
para los tratamientos. Otra función es adaptar la forma del campo de radiación a la de la zona a irradiar.
Constan de una serie de barras metálicas recortadoras
del haz que se sitúan próximas a la piel del paciente.
Puesto que habitualmente la forma de las regiones a
irradiar es irregular, suelen emplearse piezas o moldes
de material absorbente, sujetos a los aplicadores, que
recortan el haz cuadrado o rectangular conseguido
con los aplicadores, dando la forma deseada al campo
de tratamiento.
FIGURA 6-19
Cuña física de 30°.
●
Accesorios de radiocirugía: los tratamientos de radiocirugía pueden realizarse utilizando como colimador
terciario, en vez de un MLC, un colimador cónico
adicional (fig. 6-21), que determina unos campos
circulares de reducido tamaño (entre 2 y 40 o 50 mm
CAPÍTULO 6
Equipos de tratamiento en teleterapia
FIGURA 6-20
Aplicador de electrones situado en posición
de tratamiento. En el extremo del aplicador
más próximo al paciente se sitúa el molde.
75
FIGURA 6-21
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Colimador cónico de radiocirugía, de 15 mm de diámetro.
de diámetro). El uso de estos colimadores de pequeño
tamaño se restringe a la radiocirugía, en la que se
emplean técnicas de alta precisión posicional y geométrica, y altas dosis únicas, para minimizar las dosis
periféricas a la lesión a irradiar.
FUNCIONAMIENTO DEL ACELERADOR LINEAL
DE ELECTRONES EN MODO FOTONES
El funcionamiento del ALE en modo emisión de fotones
se basa en el mismo principio que el tubo de rayos X, es
decir, en la producción de radiación de frenado al colisionar un haz de electrones contra un material blanco.
En la figura 6-22 puede verse un esquema general.
A diferencia del tubo de rayos X, en el ALE el material
blanco funciona por transmisión, es decir, los electrones
inciden por un lado y los fotones de rayos X se emiten por
el lado contrario al material blanco. Una vez atravesado
el blanco, los fotones que no tienen la dirección deseada
son eliminados por medio del colimador primario. En
este punto, como puede verse en la figura 6-22, el perfil
dosimétrico del haz de radiación tiene un aspecto de
campana de Gauss, dado que hay más dosis en el centro
que en los bordes del haz. Por la falta de homogeneidad
de los haces, que provoca que la dosis en el centro no sea
la misma que en el borde del haz, se introduce un filtro
aplanador constituido por un disco de perfil cónico de
un material de alta densidad y/o número atómico, que
permite obtener un haz con un perfil dosimétrico plano.
En algunos ALE diseñados para tratamientos con campos
de tratamiento muy pequeños es posible eliminar este
elemento, ya que el efecto de inhomogeneidad es más
pequeño. Además los ALE de última generación están
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
76
FIGURA 6-22
Interior del cabezal en modo fotones.
diseñados para trabajar con haces no planos, consiguiéndose de esta manera obtener tasas de dosis más elevadas
al eliminarse la absorción debida al filtro aplanador.
El control de las características del haz, tales como su
planitud, simetría, tasa de dosis, etc., se realiza mediante
cámaras de ionización monitoras que están interpuestas
en la trayectoria del haz, dentro del cabezal. En caso
de pérdida de estas características, las cámaras monitoras envían una señal correctora o de aviso para lograr
la interrupción del haz. Estas cámaras monitoras son
redundantes y tienen múltiples funciones, como medir
la tasa de dosis o controlar la simetría del haz.
La necesidad de disponer de cámaras monitoras se debe a
la potencial inestabilidad que tiene cualquier dispositivo
electrónico, que puede dar lugar a que los fotones no
sean emitidos de un modo tan regular como por ejemplo
en una unidad de cobalto-60, que emite la radiación de
una manera estable regulada por la propia naturaleza
de la desintegración radiactiva. En los ALE se utiliza
la unidad de monitor (UM), que está relacionada con la
carga eléctrica recogida en la cámara monitora necesaria
para depositar una dosis determinada en un punto y ciertas condiciones de medida en agua determinadas, a las
que llamamos condiciones de referencia. Habitualmente
estas condiciones son una distancia fuente-superficie
de 100 cm, una profundidad de 10 cm y un tamaño de
campo de tratamiento de 10 cm × 10 cm.
Si por ejemplo, en estas condiciones de referencia, se
miden 70 cGy para una energía de 6 MV en un disparo
de 100 UM, entonces:
1UM ≈ 0,70 cGy
[9]
CAPÍTULO 6
Equipos de tratamiento en teleterapia
FUNCIONAMIENTO DEL ACELERADOR LINEAL
DE ELECTRONES EN MODO ELECTRONES
Los fotones de megavoltaje tienen un poder de penetración mayor que los fotones emitidos por el 60Co.
Sin embargo, en ocasiones, es necesario tratar lesiones
superficiales que comienzan en la piel y tienen una
profundidad limitada de unos pocos centímetros. En
estos casos se utiliza el tratamiento con electrones, dado
que tienen menos poder de penetración y se evita depositar altas dosis de radiación en tejidos que se encuentran
más allá de la lesión a tratar.
En la figura 6-23 se muestra un esquema del modo de
funcionamiento en electrones. En este modo, se elimina
el elemento blanco y los electrones del cañón impactan
directamente contra una lámina dispersora. El efecto de
esta lámina es dispersar los electrones para obtener un
campo de radiación extendido y uniforme en la superficie del paciente.
Después de atravesar las láminas dispersoras, el haz
de electrones es controlado en intensidad y geometría
mediante las cámaras monitoras del acelerador, que se
encuentran en la trayectoria emergente de los electrones.
Los colimadores actúan de la misma forma que en el modo
fotones, restringiendo el haz de radiación a la región del
paciente a tratar. En este modo de trabajo con electrones,
el MLC no cumple ninguna función, permaneciendo sus
láminas completamente retraídas. Dado que los electrones sufren múltiples cambios de dirección en el aire,
su penumbra a nivel del paciente es excesiva para un uso
terapéutico. Esto hace que sea necesaria una colimación
adicional para reducirla adecuadamente. Para ello, se
utiliza el aplicador de electrones antes descrito, cuya
función es colimar el haz a la distancia más próxima
posible a la piel del paciente. En el aplicador, además,
pueden insertarse moldes con formas personalizadas
realizadas con una aleación de bajo punto de fusión
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
77
FIGURA 6-23
Interior del cabezal en modo electrones.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 6-24
Sala de tratamiento de un acelerador lineal de electrones. A) Sin puerta motorizada. B) Con puerta motorizada.
(Cerrobend), de manera que se bloqueen las zonas que
no deben ser tratadas (v. fig. 6-20).
78
LA SALA DE TRATAMIENTO
En la figura 6-24 pueden verse dos posibles diseños de
una sala de tratamiento: una con laberinto de largo recorrido y otra que utiliza puerta blindada, que ha de ser
motorizada por su gran peso.
En ambos casos debe existir un interruptor asociado a la
puerta, de manera que impida la radiación cuando esta
se encuentre abierta.
Equipos de tomoterapia helicoidal
La tomoterapia tuvo su origen añadiendo un MLC a un
ALE con diseño en C, de modo que podían moverse las
láminas a la vez que giraba el brazo. Posteriormente se
diseñaron máquinas específicas en las que el ALE está
situado en una estructura anular (fig. 6-25) y se puede
desplazar la mesa a la vez que gira el brazo y se mueven
las láminas. Es un diseño muy similar al de la tomografía
computarizada helicoidal, sólo que el tubo de rayos X
se sustituye por una guía de ondas aceleradora que
El llamado botón de último hombre tiene por objeto habilitar la emisión de radiación una vez abandonada la sala
por los operadores, quienes deben asegurarse de que en
ella sólo queda el paciente antes de pulsar dicho botón
y salir de la sala.
Existen elementos adicionales de seguridad, como son
el interfono y el circuito cerrado de televisión. Además, la consola de control está dotada de una llave
que imposibilita su manipulación por personal no
autorizado.
DISEÑOS PARTICULARES DE ACELERADOR
LINEAL DE ELECTRONES
Lo expuesto anteriormente corresponde al tipo de ALE
más utilizado, el acelerador en C, denominado así por
la forma de su brazo. Sin embargo, en los últimos años
han surgido nuevos diseños de aceleradores, en los que
se cambia el diseño en C y se opta por simetrías cilíndricas o bien por brazos robóticos.
FIGURA 6-25
Equipo de tomoterapia helicoidal. (Fotografía por cortesía de Accuray.)
CAPÍTULO 6
Equipos de tratamiento en teleterapia
FIGURA 6-27
Ciclotrón.
FIGURA 6-26
Equipo con brazo robótico. (Fotografía por cortesía de Accuray.)
proporciona una energía de 6 MV y se prescinde de filtro aplanador. La distancia entre la fuente y el isocentro
es de 85 cm.
Esta unidad no dispone de telémetro, luz de campo ni
láseres marcando el isocentro; estos últimos son sustituidos por un sistema de láseres móviles que marcan
el punto donde debe situarse el paciente.
Otra diferencia es que es el tiempo el que determina la
duración del disparo, y no la medida del número de
unidades de monitor.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Otros equipos de tratamiento
Existen otros equipos cuyo diseño se basa en una guía
aceleradora instalada en un brazo robótico (fig. 6-26).
Su denominación comercial es «Ciberknife». Su diseño se inspira en los brazos robóticos de las fábricas
de automóviles. Tiene una sola energía de fotones y
está destinada a tratamientos de radiocirugía e hipofraccionados.
También hay equipos portátiles capaces de irradiar solo
con haces de electrones, diseñados para procedimientos
de radioterapia intraoperatoria. Como no se utilizan
RX no son necesarios los blindajes que son precisados
para un acelerador convencional de RX y pueden llegar
a poder utilizarse en un quirófano.
2.6. Aceleradores circulares de partículas
Son aceleradores de diseño circular empleados para acelerar protones o partículas más pesadas, tales como iones
de carbono o helio. Este tipo de radiación se caracteriza
por tener un alcance determinado por su energía y una
dosis a la entrada del paciente muy reducida. Los iones
de carbono y helio, por otra parte, se distinguen por
presentar una alta transferencia lineal de energía, por lo
que el efecto biológico conseguido es superior al de la
terapia con fotones o electrones.
La finalidad consiguiente del uso de estos haces de
radiación es respetar, en mucha mayor medida de lo que
se obtiene con fotones o electrones, las regiones sanas
vecinas al tumor, con una eficiencia biológica superior.
Las máquinas utilizadas para conseguir acelerar este tipo
de partículas son los ciclotrones o sincrotrones.
CICLOTRÓN
El ciclotrón consiste en una cavidad cilíndrica dividida
en dos mitades en forma de D (fig. 6-27), atravesadas
por un campo magnético constante uniforme paralelo
a su eje. El efecto que tiene el campo magnético sobre
las partículas cargadas es desviarlas de modo que dichas
partículas giran en órbitas circulares de radio directamente proporcional a su velocidad, siguiendo la relación:
r=
mv
qB
[10]
donde r es el radio de la órbita descrita, m la masa de
la partícula acelerada, v su velocidad, q su carga y B la
magnitud del campo magnético al que están sometidas
las dos D. Por otra parte, entre las dos D se establece un
campo eléctrico de alto voltaje también constante, que
acelera las partículas al pasar de una D a la otra.
Como consecuencia del aumento de su energía cinética,
las partículas describen órbitas de radios cada vez mayores,
ya que en la ecuación 10 se muestra que r y v son directamente proporcionales. Situando una rendija a la distancia
adecuada del centro, es posible extraer las partículas con
la energía deseada.
Si las partículas aceleradas son protones, pueden hacerse
impactar con un material de bajo número atómico,
generándose así un haz de neutrones. De esta manera
pueden utilizarse también neutrones con fines terapéuticos. En física nuclear, las partículas subatómicas,
tanto los neutrones como los protones o los iones más
79
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
pesados como los de carbono o helio, se definen como
hadrones, por lo que en numerosas ocasiones se denomina «terapia hadrónica» al uso terapéutico de este tipo
de partículas.
El ciclotrón tiene más aplicaciones en medicina aparte
del campo de la radioterapia. Así, existen ciclotrones
construidos de manera específica para la fabricación de
radioisótopos para medicina nuclear. El más frecuentemente producido es el 18F, que se utiliza para marcar la
glucosa y otras moléculas que se emplean en las tomografías de emisión de positrones (PET) para el estudio
diagnóstico funcional y metabólico.
●
●
●
SINCROTRÓN
A diferencia del ciclotrón, los campos magnéticos y eléctricos son variables. En el ciclotrón las partículas son
aceleradas de modo que varía su velocidad lineal, pero
no su velocidad angular. Ambas se relacionan por:
ω=
80
v
r
[11]
donde w es la velocidad angular, v es la velocidad lineal
y r es el radio de la trayectoria. La velocidad angular
se define como el ángulo recorrido por la unidad de
tiempo, y por tanto tiene unidades de rad/s, por lo que
también recibe el nombre de frecuencia angular. Por otro
lado, la frecuencia angular es directamente proporcional
a la frecuencia, es decir, al número de revoluciones por
unidad de tiempo. El sincrotón se caracteriza porque el
campo eléctrico alterno que se introduce entre las dos
D tiene la misma frecuencia que la frecuencia de giro de
las partículas.
3. RESUMEN
●
●
●
La teleterapia consiste en el tratamiento radioterápico por medio de una fuente de radiación ionizante
externa al paciente.
Los equipos de terapia superficial se basan en el uso
de tubos de RX. Los electrones son acelerados por
●
●
medio de una tensión de kilovoltaje. La energía de
los tubos se caracteriza por su capa hemirreductora.
Entre los equipos de teleterapia que utilizan fuentes
radiactivas destaca la unidad de cobalto-60. La fuente
de cobalto-60 emite fotones con una energía promedio de 1,25 MeV, y su período de semidesintegración
es de 5,27 años.
Los aceleradores lineales de electrones (ALE) pueden
proporcionar distintas energías de fotones y electrones.
En el modo de fotones, los ALE obtienen los rayos X
mediante radiación de frenado al impactar un haz de
electrones contra un material blanco. Los electrones
son acelerados por medio de campos electromagnéticos en una guía de ondas.
En el modo de electrones, se retira el material blanco y los electrones impactan directamente contra
una lámina dispersora, lo que proporciona al haz
de electrones homogeneidad radial. Los electrones
son utilizados en el tratamiento de lesiones superficiales.
Existen diseños alternativos al habitual acelerador
en C, como los equipos de tomoterapia helicoidal,
los fabricados con brazos robóticos y los equipos
portátiles de electrones.
Los aceleradores circulares de partículas se emplean
para la obtención de radiación de hadrones (neutrones, protones e iones pesados). Destacan dos diseños:
ciclotrón y sincrotrón.
Bibliografía
Johns HEJ, Cunningham JR. The physics of radiology. 4th ed. Springfield; Illinois: Charles C. Thomas; 1984.
Karzmark CJ, Nunan CS, Tanabe I. Medical electron accelerators. New
York: McGraw-Hill; 1993.
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins; 2010.
Thwaites DI, Tuohy JB. Back to the future: the history and development of the clinical linear accelerator. Phys Med Biol. 2006;51:
R343-62.
CAPÍTULO
7
Equipos de control
de posicionamiento guiado
por imagen en radioterapia
Ruth Rodríguez Romero, Pablo Castro Tejero y Jaime Martínez Ortega
ÍNDICE
1. Introducción 81
2. Generalidades 81
3. Evolución histórica 84
4. Sistemas de imagen radiológica
bidimensional 85
4.1.Imágenes portales 87
4.2.Imágenes de rayos X de kV 97
5. Sistemas de imagen radiológica tomográfica
o volumétrica 101
5.1.Tomografía computarizada
convencional en sala 102
5.2.Tomografía computarizada
de haz cónico 102
1. INTRODUCCIÓN
La adquisición de imágenes que proporcionen información anatómica del paciente en la unidad de tratamiento,
permite verificar y corregir, si fuese necesario, el posicionamiento de este para poder llevar a cabo el tratamiento de radioterapia de acuerdo con lo planificado. Para
ello, se comparan las imágenes adquiridas en la sala de
tratamiento con imágenes de referencia del paciente,
como las obtenidas en la simulación. En este capítulo
se abordan las características principales y el funcionamiento básico de las modalidades de guiado por imagen
habituales en radioterapia, así como nociones básicas
sobre las herramientas informáticas de registro y fusión
de imágenes.
2. GENERALIDADES
Los tratamientos de radioterapia se diseñan para administrar la dosis de radiación prescrita al volumen tumoral,
preservando en la medida de lo posible los órganos de
riesgo circundantes. Por ello, el correcto posicionamiento
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
5.3.Tomografía computarizada
de haz de MV en abanico 103
6. Sistemas basados en radiaciones no
ionizantes 104
6.1.Imagen por resonancia magnética 104
6.2.Imagen por ecografía 106
6.3.Localización por infrarrojo 107
6.4.Localización por radiofrecuencia 109
6.5.Imagen por cámara de vídeo 109
7. Resumen 110
Bibliografía 110
del paciente en la unidad de tratamiento es crucial para
llevar a cabo la irradiación de acuerdo con lo planificado. Habitualmente se coloca al paciente utilizando
marcadores o referencias externas, como tatuajes en la
piel, que se alinean con respecto a los indicadores luminosos del equipo (láseres, cruceta, telémetro) para situar
el volumen a tratar dentro del haz de radiación. En la
figura 7-1 se muestra una máscara correspondiente a un
tratamiento localizado en cabeza y cuello. Los láseres
rojos permiten situar la máscara respecto al isocentro
de la unidad de tratamiento. La proyección de la cruceta
sobre el telémetro permite determinar la distancia del
foco de radiación respecto a la superficie del paciente, en
este caso la máscara. Las marcas (cruces rojas) y la forma
de los campos (contorno negro) ayudan a posicionar al
paciente inmovilizado por la máscara.
Sin embargo, los marcadores externos no siempre son
representativos de la posición de los órganos internos:
la piel del paciente puede estirarse o deformarse con
facilidad, las máscaras tienen pequeñas holguras que
permiten al paciente ligeras variaciones en la posición, y
81
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-1
Alineamiento de máscara mediante indicadores luminosos.
82
los órganos internos tienen cierta movilidad, por lo que
no siempre están en la misma ubicación. Para comprobar
con mayor precisión el posicionamiento del paciente, en
la propia sala de tratamiento se obtienen imágenes de
su anatomía que se comparan con las adquiridas en el
proceso de simulación, y se corrige el posicionamiento
o el acondicionamiento del paciente (p. ej., nivel de
llenado de la vejiga o del recto) si fuese necesario. A esta
modalidad de radioterapia se la denomina radioterapia
guiada por la imagen (IGRT, image guided radiotherapy).
Un sistema de guiado por la imagen debe ser capaz de
generar, en cada sesión de tratamiento, imágenes con
calidad suficiente para distinguir entre tejidos blandos.
También ha de ser simple y rápido, reduciendo la probabilidad de movimientos del paciente y favoreciendo
el rendimiento de la unidad de tratamiento al acortar los
tiempos de espera. Cuando la adquisición de la imagen
se realiza previamente a la sesión de tratamiento, permite
corregir la posición del paciente antes de su irradiación y
compensar el movimiento entre sesiones de tratamiento o
movimiento interfracción. Si se adquieren imágenes durante
la sesión de tratamiento puede controlarse el movimiento
intrafracción, y adquiriendo de modo continuo es posible
monitorizar el movimiento de la lesión, sincronizándolo
con la irradiación a lo largo de toda la trayectoria (tracking)
o en una posición determinada (gating) de la lesión.
La localización del volumen tumoral mediante imagen no
elimina en su totalidad los errores de posicionamiento,
ya que, además de movimientos internos involuntarios
del paciente, existen limitaciones mecánicas del equipo,
imprecisiones del observador que analiza la imagen,
etc., que impiden la completa corrección. Para tener en
cuenta estos efectos, se definen márgenes que aumentan
la zona a irradiar garantizando que el volumen tumoral
reciba la dosis de radiación prescrita. Aplicando márgenes
grandes se asegura la administración de dosis al tumor a
costa de incluir mayor cantidad del tejido sano próximo.
El guiado por imagen permite reducir, pero no suprimir,
estos márgenes sin afectar al tratamiento del tumor.
Existen distintas modalidades de equipos que ayudan a
posicionar al paciente mediante imagen en la unidad de
tratamiento. La mayoría implican el uso de radiaciones
ionizantes para la obtención de imágenes aprovechando
el propio haz de fotones de tratamiento (denominadas imágenes portales), o bien incorporan equipos de
rayos X, ya sea integrados en la unidad (LMID, LINAC
mounted imaging devices, conocidos también como OBI,
on board imager) o independientes de esta. Aunque también se ha investigado la formación de imágenes a partir
de la radiación de frenado presente en los haces de electrones, su uso no se ha extendido a la práctica clínica
habitual. Los efectos biológicos debidos a la exposición a
radiaciones ionizantes dependerán de la dosis absorbida,
y se describen en profundidad en el correspondiente
capítulo 11 (Radiobiología).
Otras modalidades de IGRT obtienen imágenes mediante ultrasonidos o cámaras de vídeo. Asimismo, se dispone de técnicas de localización y posicionamiento del
paciente por radiofrecuencia o infrarrojo (radiación electromagnética no ionizante, fig. 7-2), que no precisan
imagen y suelen utilizarse de forma complementaria al
guiado por la imagen.
Independientemente de la técnica de adquisición de
imagen empleada, se necesitan imágenes de referencia
obtenidas en la simulación (convencional o mediante
tomografía computarizada [TC]) para evaluar las posibles desviaciones entre ambos juegos de imágenes,
esto es, entre la posición sobre la que se ha diseñado
el tratamiento y la posición detectada en la unidad de
tratamiento. En el caso de simulación convencional, se
comparan imágenes bidimensionales (2D), mientras que
para la simulación TC puede ocurrir que el posiciona­
mi­ento en tratamiento sea mediante proyecciones 2D,
y entonces se requiere generar reconstrucciones radiográficas digitales (DRR, digital radiographic reconstructions) de
dichas proyecciones a partir del estudio tridimensional
(3D) TC de simulación. La figura 7-3 muestra la DRR de
una incidencia lateral. También el sistema de adquisición
de imagen en la unidad de tratamiento puede proporcionar imágenes tomográficas y compararlas directamente
con el estudio volumétrico de simulación.
Para determinar los desplazamientos existentes entre
imágenes se utilizan herramientas informáticas similares
a las empleadas para comparar distintas modalidades de
imagen, como TC, resonancia magnética (RM) o tomografía por emisión de positrones (PET). Estos programas,
además de automatizar el registro (ajuste de posición
entre imágenes para hacerlas coincidir) y la fusión (visualización superpuesta) de imágenes, cuantifican el desplazamiento detectado. La mayoría de los algoritmos de
registro asumen el paciente como una estructura rígida,
no deformable, y consideran sólo traslaciones y rotaciones en los tres ejes del espacio (seis grados de libertad).
En los casos de guiado por imagen 2D, normalmente
las aplicaciones informáticas proporcionarán sólo datos
de traslaciones, y se aportarán datos de rotaciones generalmente para estudios de imagen 3D. En la figura 7-4
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
83
FIGURA 7-2
Espectro electromagnético. La radiación electromagnética se propaga, sin necesidad de medio material, a través de ondas cuya energía es proporcional
a la frecuencia e inversamente proporcional a su longitud de onda. Sólo la radiación electromagnética de alta frecuencia es capaz de ionizar la materia.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
FIGURA 7-3
Reconstrucción radiográfica digital (DRR) de una incidencia
lateral, en la que se superponen las estructuras presentes
en todas las vistas o cortes sagitales de las imágenes
de tomografía computarizada.
se muestra el convenio de traslaciones y rotaciones
utilizado en radioterapia. Se establece considerando al
paciente en posición supina (boca arriba) con la cabeza
hacia el cabezal del equipo de teleterapia. El desplazamiento lateral de derecha a izquierda (RL) se corresponde con el eje X, el desplazamiento longitudinal de pies a
cabeza (FH) con el eje Y, y el desplazamiento vertical en
sentido posteroanterior (PA) con el eje Z. Se denomina
pitch a la rotación respecto al eje lateral X (RL), roll cuando
la rotación se produce respecto al eje longitudinal Y (FH),
y yaw para el giro respecto al eje vertical Z (PA).
Analizando los desplazamientos registrados en el posicionamiento del paciente a lo largo de las sesiones de
tratamiento, pueden observarse tendencias debidas,
por ejemplo, a holguras en la máscara o a pérdida de
peso del paciente, y entonces es posible corregir el
problema o modificar el tratamiento para administrar la dosis de la manera prevista. Estudiar muestras
de pacientes por patología o localización permite
establecer los márgenes de seguridad adaptados a los
protocolos de inmovilización e IGRT utilizados en
cada centro.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-4
Convenio de traslaciones y rotaciones utilizado en
radioterapia para definir la posición del paciente.
3. EVOLUCIÓN HISTÓRICA
84
Se tiene constancia del uso de la imagen en los antiguos aceleradores de terapia de kilovoltaje (kV) y, posteriormente, en aceleradores de alta energía de fotones
(megavoltaje, MV), así como en unidades de cobaltoterapia, donde se obtenían imágenes con película radiográfica situada tras el paciente, a la salida del haz de
tratamiento. La imagen se utilizaba tanto para verificar
la técnica de inmovilización como para comprobar
el correcto diseño de los moldes de tratamiento, más
que la posición en sí del paciente, debido a la falta de
resultados inmediatos y a la escasa calidad de la imagen
radiográfica que se obtenía con haces de fotones de alta
energía, por lo que el posicionamiento del paciente respecto a los haces de tratamiento se realizaba basándose
en marcas dibujadas sobre la piel. Para mejorar la calidad de imagen, en algunos centros se desarrollaron sistemas de tubos de rayos X, análogos a los empleados en
radiodiagnóstico, acoplados a unidades de cobalto-60
o integrados en el brazo de los aceleradores. Sin embargo, tales desarrollos fueron intentos aislados que no
se extendieron a la práctica habitual, quizás debido
a la necesidad de una herramienta que realizara una
comparación cuantitativa y rápida con los datos de
referencia del paciente. Más tarde, la disponibilidad
de ordenadores y programas informáticos capaces de
registrar y fusionar imágenes cuantificando las diferencias existentes permitió retomar la investigación
sobre el uso de imágenes en la sala de tratamiento para
posicionamiento del paciente. La figura 7-5 muestra la
primera unidad de tratamiento con sistema para guiado
por imagen.
Hasta las últimas décadas del siglo xx no se implantó el uso de la imagen como procedimiento habitual
para verificar el posicionamiento en los tratamientos
de radioterapia. De hecho, los primeros estudios con
FIGURA 7-5
Primer equipo de cobalto-60 isocéntrico con sistema de imagen guiada de
rayos X de kV, instalado en Holanda en 1960. (Por cortesía del Departamento
de Historia de la Radioterapia del Instituto de Cáncer Holandés.)
guiado por la imagen sistematizados se realizaron para
tratamientos de intensidad modulada (IMRT, intensity
modulated radiotherapy) (esta técnica modifica o modula
la intensidad del haz de radiación, lo que permite el
diseño de tratamientos complejos en los cuales la dosis
se ajusta especialmente al volumen tumoral para evitar
la irradiación de órganos radiosensibles próximos, y que
por lo tanto requieren gran precisión en la colocación del
paciente para minimizar la dosis en los órganos de riesgo
y garantizar que el tumor recibe la dosis de radiación
indicada).
En las unidades de terapia de protones se realizaron
verificaciones pretratamiento utilizando tres equipos de
rayos X instalados en la sala.
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
FIGURA 7-6
Obtención de imágenes mediante haces de electrones.
La fotografía de la izquierda muestra el montaje
utilizado para adquirir una imagen de un maniquí
antropomórfico mediante un haz de electrones colimado.
A la derecha se muestra la correspondiente imagen.
(Imágenes por cortesía de Jean Poliot y Michèle Aubin,
Departamento de Oncología Radioterápica
de la Universidad de California, San Francisco.)
Para aceleradores de electrones se desarrollaron sistemas
de imágenes portales, denominados así porque utilizan
las «puertas» de entrada de los haces de tratamiento,
proporcionando, además de la imagen anatómica, la
forma del campo de irradiación en el paciente. Estos dispositivos se diseñaron en especial para haces de terapia
de rayos X (fotones de MV), basados inicialmente en la
combinación de pantallas fluorescentes y cámaras de
vídeo. Como alternativa a esta tecnología, se propuso
una matriz de cámara de ionización líquida. En fechas
más recientes se han introducido los sistemas de imagen
de silicio amorfo.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
También se investigó la obtención de imágenes portales
para campos de terapia de electrones, a partir de la radiación de frenado originada por dichos haces (fig. 7-6).
La interacción de haces de electrones de energía de MeV
produce una pequeña cantidad de fotones de frenado,
lo que supone una escasa eficiencia de detección en
este tipo de diseños. Este problema, unido a los rápidos
avances tecnológicos en sistemas portales para haces de
fotones, hizo que se descartara el uso clínico de imágenes
con haces de electrones.
Asimismo, las herramientas de comparación de imágenes se han ido perfeccionando, automatizando el
proceso y posibilitando la evaluación de imágenes tridimensionales. En un principio, estos desarrollos se
centraban en corregir los desplazamientos entre sesiones
de tratamiento, asumiendo que el tumor no se mueve
durante la sesión. Los últimos avances en guiado por la
imagen permiten controlar el movimiento intrafracción
y hacen posible la sincronización de la irradiación con la
posición de la lesión. Finalmente, la idea de utilizar los
dispositivos de imágenes situados a la salida de haz del
paciente durante el tratamiento para evaluar la dosis que
recibe, inicia una nueva vía de aproximación a la radioterapia adaptativa (ART, adaptive radiotherapy), y facilita
la toma de decisiones para modificar el tratamiento a
partir de la dosis recibida. El objetivo de la radioterapia
adaptativa, como su nombre indica, es adaptar el tratamiento a las variaciones anatómicas experimentadas por
el paciente respecto a la etapa de simulación; para ello,
se altera el diseño del tratamiento a fin de impartir la
dosis inicialmente prescrita, considerando los cambios
en la geometría del paciente.
4. SISTEMAS DE IMAGEN RADIOLÓGICA
BIDIMENSIONAL
De manera similar a la radiología convencional, la
obtención de imágenes bidimensionales de la anatomía
del paciente ha permitido la comprobación geométrica
de su posicionamiento en la unidad de tratamiento.
Para ello se utiliza radiación ionizante (habitualmente
rayos X) que atraviesa la región del paciente a estudiar,
alcanzando después el detector, que denominaremos
receptor de imagen. Parte de los fotones del haz incidente serán absorbidos y dispersados al interaccionar con
los tejidos del paciente, y se alterarán la intensidad y la
fluencia del haz a la salida del paciente. La energía y el
número de fotones del haz de salida dependen tanto de
sus valores iniciales como de la composición y la densidad de las estructuras atravesadas, lo que proporciona
información de la anatomía del paciente. Este haz de
fotones modificado interaccionará con el receptor, que
detecta y transforma la radiación en imagen.
Se trata de una imagen en negativo, en la cual las estructuras que tienen más probabilidad de interacción (mayor
número atómico) atenúan y dispersan mayor cantidad
de fotones, por lo que el detector recoge menor señal de
radiación al atravesarlas, mientras que estructuras
de número atómico más bajo atenuarán y dispersarán
fotones en menor medida, por lo que el detector registrará mayor número de fotones procedentes de estas
estructuras. La diferente absorción de fotones proporciona información útil sobre la anatomía del paciente,
mientras que la radiación dispersa contribuye a la dosis
recibida por el paciente y produce emborronamiento
en la imagen si alcanza el receptor. Debido a esto, en
radiodiagnóstico se utilizan energías del orden de 100 kV
para favorecer la probabilidad de efecto fotoeléctrico,
que supone la absorción completa de la energía del fotón
incidente, frente a otros mecanismos de interacción. En
cambio, los haces con energías del orden de MV presentan mayor probabilidad de interacción Compton,
lo que implica absorción parcial de la energía del fotón
incidente y dispersión de fotones. Por lo tanto, la calidad
de imagen será peor si empleamos haces de alta energía.
Las imágenes obtenidas representan la proyección en
dos dimensiones (2D) de la anatomía del paciente
85
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-7
Proyecciones perpendiculares anteroposterior (AP, figura izquierda) y lateral derecha-izquierda (RL, figura derecha). La proyección AP permite evaluar
el posicionamiento en dirección lateral y longitudinal, mientras que la proyección RL proporciona información sobre la posición en dirección vertical
y longitudinal.
86
como consecuencia de la atenuación de la radiación
al interaccionar con estructuras tridimensionales (3D).
Esto ocasiona una pérdida de información, en cuanto
a que las estructuras situadas en una misma línea de
proyección se suman de manera indiscernible en un
punto de la imagen. Por eso, en radiología se realiza más
de una proyección, variando el ángulo de incidencia,
para distinguir estructuras que puedan verse apantalladas
por otras interpuestas en la trayectoria del haz de radiación. Para ayudar en la localización de la lesión a tratar
pueden implantarse quirúrgicamente varios marcadores
radioopacos (que absorben gran cantidad de radiación),
fácilmente identificables en las imágenes.
En radioterapia, para posicionar al paciente respecto al
isocentro de radiación, se hace necesaria la adquisición
de al menos dos proyecciones. Normalmente se adquieren dos imágenes ortogonales (fig. 7-7): una tomada en
sentido anteroposterior (AP) o posteroanterior (PA), que
proporciona información sobre la posición longitudinal
(dirección cráneo-caudal) y lateral del paciente, y otra
tomada en dirección lateral, ya sea, de izquierda a derecha (LR, left-right) o viceversa (RL, right-left), que permite
evaluar la posición longitudinal y vertical (dirección AP)
del paciente.
Para una correcta interpretación de la imagen debe tenerse en cuenta el aumento o magnificación que se produce
al alejar el objeto a radiografiar del receptor de imagen.
Es por esto que las dimensiones de los objetos en la imagen serán siempre mayores que las reales, salvo que se
trate de un objeto plano en contacto con el receptor. En
consecuencia, las estructuras del paciente más próximas
a la fuente de radiación, y por lo tanto más alejadas del
receptor de imagen, experimentarán un aumento mayor
que aquellas situadas más próximas al detector (y distantes de la fuente de radiación). Los esquemas de la
figura 7-8 ilustran el efecto de magnificación y pérdida de
información que tiene lugar en la obtención de imágenes
bidimensionales.
FIGURA 7-8
Magnificación y pérdida de información en la obtención de imágenes
bidimensionales. En la figura de la izquierda, dos objetos de iguales
dimensiones experimentan distintas magnificaciones en función de su
distancia al foco y al receptor de imagen: el círculo azul se encuentra
más cerca del foco emisor de radiación que del receptor de imagen,
y proyecta una «sombra» mucho mayor que el círculo rojo, que está
más próximo al receptor. En la imagen de la derecha, las dos estructuras
se solapan parcialmente en la trayectoria del haz, proyectando una
única sombra correspondiente a la atenuación de la radiación al
atravesar ambas estructuras. En este caso, la proyección utilizada no
permite distinguir ambos objetos.
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
4.1. Imágenes portales
Se denomina imagen portal a la obtenida mediante la
exposición al haz de radiación de tratamiento de teleterapia. Esto supone el uso de altas energías, lo que redunda
en una peor calidad de imagen frente al radiodiagnóstico. En los aceleradores lineales multienergéticos suele
emplearse la menor energía de fotones disponible para
lograr un mejor contraste.
Las imágenes portales presentan además otras utilidades,
como la verificación dosimétrica de los tratamientos o la
determinación de la dosis recibida por el paciente, calibrando la señal detectada por el receptor de imagen en
dosis absorbida. También sirven para realizar comprobaciones geométricas del haz de radiación de la unidad
de tratamiento, tales como la coincidencia del campo
de luz y del campo de radiación, o la localización del
isocentro de radiación respecto al isocentro mecánico.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Además, permiten verificar la forma del campo sobre
el volumen a irradiar para haces de tratamientos conformados por el colimador multilámina (MLC, multi­
leaf collimator), utilizando habitualmente la técnica de
doble exposición que consiste en adquirir una imagen
con las láminas en posición de tratamiento y otra con
las láminas retiradas y las mordazas abiertas varios
centímetros respecto a la posición anterior (fig. 7-9).
El campo de tratamiento aparecerá sombreado en la
imagen, facilitando la identificación de la forma del
campo y su posición respecto a estructuras anatómicas
próximas al volumen de tratamiento. Esta práctica sirve
fundamentalmente para comprobar el correcto posicionamiento del MLC en los campos de tratamiento, y es en
especial útil en instalaciones antiguas que no dispongan
de redes informáticas de verificación y registro de datos.
Los equipos actuales cuentan con sofisticados y fiables
sistemas de seguridad que impiden la irradiación si
las láminas no están situadas conforme al tratamiento
diseñado, por lo que suele ser suficiente la localización
FIGURA 7-9
del paciente respecto al isocentro mediante proyecciones
ortogonales.
PELÍCULA RADIOGRÁFICA
Según hemos visto anteriormente, es el método más
antiguo de radioterapia guiada por imagen, en el que
esta se obtiene utilizando el propio haz de radiación del
equipo de teleterapia y receptores de imagen similares a
los chasis radiográficos convencionales.
La película radiográfica permite obtener una imagen de
un objeto irradiado a partir de la interacción de la radiación emergente del objeto con los cristales de haluros de
plata contenidos en su emulsión. Requiere un procesado
químico para revelar la imagen latente generada por la
radiación. La figura 7-10 muestra el funcionamiento
básico de una máquina de revelado automático para
películas radiográficas. La emulsión de la película es
sensible tanto a la radiación de alta energía como a la
luz visible. Por ello, para evitar la aparición de artefactos o velado de las películas, deberán manipularse en
cuartos oscuros con luz roja (fotones visibles de menor
energía), y almacenarse en zonas no expuestas a radiación, siguiendo las recomendaciones de temperatura y
humedad especificadas por el fabricante.
Una película irradiada y posteriormente revelada mostrará mayor grado de ennegrecimiento en las zonas donde
haya recibido mayor exposición o dosis de radiación.
Atendiendo a la probabilidad de interacción de los tejidos
en función de su composición, podemos identificar como
huesos las zonas blancas (menos expuestas) con estructuras de alto número atómico (mayor probabilidad de
absorción y dispersión de fotones). Las áreas negras (más
expuestas) se corresponden con medios de bajo número
atómico (menor probabilidad de absorción y dispersión
de fotones), como el aire presente en los intestinos o los
pulmones. Los tejidos de número atómico intermedio,
como los músculos, quedarán representados en tonos
Las imágenes de doble exposición se obtienen como suma de dos irradiaciones: una con la colimación del haz de tratamiento y otra para un campo
rectangular mayor que el de tratamiento.
87
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-10
Máquina de revelado automático de películas radiográficas. El sistema de rodillos de la procesadora sumerge la película en una primera cubeta o tanque
con líquido para revelar la imagen latente, y después en otra cubeta con líquido para fijar la distribución de iones que configuran la imagen. Por último,
la película se sumerge en agua para eliminar la presencia de los líquidos anteriores, y el proceso concluye con un ciclo de secado.
de grises más o menos intensos en función de la menor
o mayor probabilidad de interaccionar con fotones.
88
En radiodiagnóstico se utilizan películas y chasis para el
rango de energía de rayos X (kV) con pantallas intensificadoras o de refuerzo que, además de convertir la radiación en luz, amplifican la señal detectada mejorando la
calidad de imagen, lo que permite reducir la energía (kV)
y la intensidad (mA) del haz de radiación utilizado y,
con ello, la dosis de radiación recibida por el paciente.
Sin embargo, la obtención de imágenes con haces de
terapia conlleva la exposición a fotones de mayor energía (MV), por lo que resultan necesarios receptores de
imagen adaptados a estas condiciones de irradiación.
Inicialmente las imágenes portales se adquirían situando
el chasis entre una lámina de Cu y otra de plástico o metálica, a modo de sándwich. Se interponía una lámina de
aproximadamente 1 mm de Cu para absorber fotones de
baja energía del haz de tratamiento y generar electrones
de alta energía que alcanzaran la película. La lámina de
plástico o metal situada tras el chasis se colocaba para
retrodispersar parte de los electrones que escapasen del
chasis. Para obtener distintas proyecciones se utilizaban
bandejas portachasis (accesorios que permitían disponerlo en distintas posiciones y orientaciones, fig. 7-11), buscando siempre su irradiación perpendicular al haz. Se
desarrollaron sistemas película-chasis específicos para el
rango de energía de teleterapia, consiguiendo una mejora
en la calidad de las imágenes. No obstante, en los últimos
años la tendencia de las películas radiográficas, tanto en el
ámbito de diagnóstico como en el de radioterapia, ha sido
la de desaparecer, siendo sustituidas por sistemas digitales.
El principal inconveniente de la obtención de imágenes
portales mediante película radiográfica es el tiempo que
transcurre desde que el paciente está posicionado en
la mesa de tratamiento hasta que la imagen, tomada
a continuación, está lista para su análisis. El proceso
de revelado dura varios minutos, durante los cuales
el paciente deberá permanecer inmóvil. Además, las
imágenes pueden presentar sobreexposición o subexposición (muy oscura o muy clara) como consecuencia de una técnica de irradiación no adecuada o de
variaciones de temperatura o de concentración de los
líquidos de procesado en el revelado, lo que dificulta
su interpretación o, incluso, motiva la adquisición de
nuevas imágenes. A diferencia de los sistemas de registro
digitales, las películas radiográficas no permiten realizar
FIGURA 7-11
Ejemplos de sujeción de chasis para la obtención de imágenes portales
mediante un pedestal móvil orientable (a la izquierda) o con anclajes
a la mesa de tratamiento (fotografía de la esquina inferior derecha).
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
FIGURA 7-12
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La imagen de la izquierda corresponde a una simulación
convencional de un haz tangencial para el tratamiento
de mama. A la derecha se muestra su imagen portal
obtenida mediante película radiográfica. La proyección
del campo de tratamiento está remarcada en trazo
amarillo discontinuo, mientras que el trazo curvilíneo
en ambas imágenes representa la pared costal,
situada entre la mama y el pulmón.
ajustes posteriores que mejoren la visualización de las
imágenes adquiridas. La comparación entre imágenes se
realiza de manera cualitativa, por apreciación visual, y
proporcionan valores de desplazamiento aproximados,
salvo que se digitalicen las películas mediante escáner
para su registro informatizado. Se trata de un material
fungible (las películas no pueden ser reutilizadas una vez
irradiadas) y especialmente sensible, que exige una cui­
dosa manipulación y almacenamiento, así como la insta­
lación (preferiblemente en un lugar cercano a las instalaciones de radioterapia) y el mantenimiento periódico
de una reveladora. Por otro lado, los dispositivos de
sujeción para el chasis no garantizan su correcto alineamiento (centrado en la zona a tratar y perpendicular al
haz de radiación), y en ocasiones se obtienen imágenes
incompletas para la localización de la lesión a tratar o
proyecciones oblicuadas que proporcionan información
anatómica engañosa. En la figura 7-12 se muestra una
comparación entre la radiografía obtenida en un simulador convencional y su correspondiente imagen portal
radiográfica, para un haz tangencial en un tratamiento
de mama. Se observa una discrepancia en el posicionamiento de la paciente: la curvatura de la pared costal no
se encuentra en la misma situación respecto al campo
de tratamiento. Además, la imagen portal adquirida
mediante la técnica de doble exposición proporciona un
tamaño de campo trapezoidal, en lugar de rectangular
como el de simulación, por falta de perpendicularidad
del receptor de imagen respecto al haz de tratamiento.
RADIOGRAFÍA COMPUTARIZADA
La progresiva evolución de la radiología basada en película radiográfica hacia sistemas de registros digitales ha
llevado a la implantación de esta tecnología, emergente
en radiodiagnóstico, en el ámbito de la radioterapia guiada por la imagen. Tal es el caso de los primeros dispositivos digitales conocidos como CR, de computed radiography
(radiografía computarizada). Los receptores de imagen
CR tienen un aspecto similar al de los chasis convencionales (fig. 7-13), sustituyendo la película radiográfica por
una lámina fotoluminiscente que almacena la imagen de
forma latente y requiere también un procesado previo
a su visualización. A cambio, proporciona una imagen
digital y, por lo tanto, susceptible de posteriores ajustes
para un mejor análisis.
El haz de fotones atenuado tras atravesar al paciente
incide sobre la pantalla de fósforo contenida en el chasis,
y excita sus átomos al absorber la energía de los fotones
incidentes. Parte de la energía absorbida es emitida instantáneamente en forma de luz, mientras que algunos
átomos permanecen excitados en estados metaestables
(o trampas de energía). Para su desexcitación necesitan
ser estimulados mediante radiación electromagnética,
liberando la energía acumulada en las trampas y emitiendo de nuevo señal luminosa (luminiscencia), bien de
manera inmediata (fluorescencia) o bien gradualmente a
partir del estímulo (fosforescencia). Ambos fenómenos
luminiscentes coexisten en el proceso de desexcitación.
Para la obtención de la imagen se utiliza la emisión controlada de fluorescencia.
En la figura 7-14 se muestra un lector de CR junto con
diagramas que describen su funcionamiento, así como
los fenómenos que tienen lugar en los átomos de la
pantalla fotoluminiscente.
El proceso de lectura de la imagen consiste en estimular
con luz (fotoestimulación) la pantalla de fósforo irradiada. Para ello se emplea un escáner cuyo haz de láser
barre la superficie de la lámina y provoca, a su paso, la
emisión de la energía acumulada en las trampas. Esta
señal luminosa emitida es detectada por tubos fotomultiplicadores que convierten la radiación visible en señal
eléctrica amplificada para su posterior digitalización.
Por motivos de continuidad y consistencia con las películas radiográficas, la radiología digital ha mantenido
el convenio de representación de la imagen en escala de
89
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-13
Chasis para película radiográfica (fotografías
de la izquierda) y para CR (fotografías de la derecha).
90
FIGURA 7-14
Lectura de CR. La fotografía de la izquierda muestra un lector y un chasis de CR. La CR se basa en la desexcitación fotoestimulada de materiales,
como el fósforo, cuyos átomos permanecen excitados tras la exposición a rayos X. En el diagrama superior derecho se describe el comportamiento
atómico, mientras que el esquema inferior derecho resume el funcionamiento de un lector.
grises, haciendo corresponder el color blanco o negro a
una menor o mayor detección de señal, debida por lo
tanto a la presencia de estructuras de alto y bajo número
atómico, respectivamente. Sin embargo, es posible representar la intensidad de radiación utilizando otra paleta
de colores, invertir la escala, aplicar filtros de imagen para
reducir el ruido o, simplemente, variar el ancho y el nivel
de ventana para visualizar convenientemente determinadas estructuras. Existen, por ejemplo, valores de ventana
predeterminados, en especial indicados para visualizar
tejido blando, óseo o pulmonar. Constituye una práctica
habitual en la localización para tratamien­tos de cáncer de mama el modificar la ventana para ver la pared
costal y el pulmón, y por otro lado la piel, para iden­
tificar el contorno de la mama. En la figura 7-15 se muestran diferentes visualizaciones a partir de una imagen
radiológica digital.
La adquisición de imágenes mediante CR también
requiere cierto tiempo debido al procesado necesario
para su lectura y visualización, aunque menos que el
invertido en el proceso de revelado de películas. Por
esta razón, resulta recomendable disponer del sistema
de lectura en las proximidades de las salas de tratamiento para acortar los tiempos de espera. El hecho
de que las imágenes sean digitales permite su posterior
manipulación para mejorar la visualización, e incluso
corregir o compensar posibles defectos debido a la técnica de exposición seleccionada, con lo que se reduce
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
FIGURA 7-15
La imagen de la izquierda corresponde a una radiografía de muñeca sin procesar, mientras que en la imagen central se ha ajustado en ancho y nivel
de ventana para una mejor visualización ósea, y en la imagen derecha se ha invertido la escala de grises.
la tasa de repetición de imágenes. También facilita el
registro informático de imágenes, proporcionando así
datos cuantitativos fiables. A diferencia de las películas,
las láminas de fósforo son reutilizables, tras su correspondiente proceso de borrado mediante escaneo láser
para eliminar la imagen remanente, aunque su vida útil
es limitada. Igualmente, presenta problemas de alineamiento respecto al paciente y al haz de radiación, debidos a la imprecisión de algunos sistemas de sujeción.
En general, proporciona mejor calidad de imagen que
la película radiográfica, e incluso que los dispositivos
electrónicos de imagen portal iniciales. En la figura 7-16
se compara una imagen de DRR con su correspondiente
imagen portal obtenida mediante CR.
imagen integrados en los aceleradores lineales de electrones que adquieren la imagen utilizando habitualmente
la menor energía de fotones disponible, para mejorar el
contraste, y obtienen imágenes con gran rapidez.
DISPOSITIVOS ELECTRÓNICOS
DE IMAGEN PORTAL
No obstante, algunos de los primeros diseños eran
removibles (accesorios que podían quitarse y ponerse)
y situaban el receptor en una posición fija invariable
al anclarlo al brazo para la adquisición de la imagen.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Los dispositivos electrónicos de imagen portal (EPID,
electronic portal imaging device) son sistemas receptores de
FIGURA 7-16
Posicionamiento de una paciente para el tratamiento
de un cáncer de mama mediante imagen portal de
exposición simple adquirida con CR. Ambas imágenes
muestran la proyección de un campo de tratamiento
tangencial; la imagen izquierda corresponde a la
reconstrucción radiográfica digital (DRR) obtenida
a partir de la TC de simulación, y la imagen derecha
corresponde a la imagen portal de CR.
Suelen estar acoplados de forma permanente al acelerador por medio de un brazo mecánico articulado que permite situar el receptor de imagen enfrentado al haz, para
detectar la radiación a la salida del paciente, o bien replegar el receptor de imagen cuando no es utilizado para
evitar posibles colisiones con la mesa de tratamiento o
con el paciente. Es posible variar la posición del detector,
tanto en altura como lateralmente y longitudinalmente,
para realizar la adquisición adaptándose a la geometría
de irradiación.
91
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-17
92
Dispositivos electrónicos de imagen portal de aceleradores lineales de electrones. Su diseño evolucionó desde modelos removibles de posición fija (A)
hasta sistemas retráctiles articulados (C) y de posición variable (B y D). (A, C y D tomadas de: Munro P. Portal imaging technology: past, present,
and future. Semin Radiat Oncol. 1995;5:115-33, con autorización de Elsevier; B tomada de: Antonuk LE. Physics in medicine and biology, 47 2002
R31-R65, con autorización del autor y del Institute of Physics Publishing.)
En ambos casos, el receptor de imagen gira de manera
solidaria al cabezal, permitiendo la adquisición de imágenes en cualquier incidencia (no sólo AP/PA y RL/LR),
y el posicionamiento del receptor resulta más sencillo
y preciso que en los casos anteriores. Aunque deben
comprobarse los correctos nivelado y posicionamiento del detector, presenta menos problemas en cuanto
a la precisión geométrica, ya que el foco de radiación
empleado para generar la imagen es el mismo que el de
tratamiento. La figura 7-17 muestra distintos diseños
de EPID para aceleradores lineales de electrones.
situar el receptor de imagen en cada adquisición, lo que
facilita la obtención de imágenes durante el tratamiento,
incluso en modo continuo o secuencial para verificar el
movimiento intrafracción del paciente. (La adquisición de
imágenes de manera continua se conoce como fluoroscopia
o modo escopia, mientras que la adquisición de sucesivas
imágenes de denomina modo cine.) Si se calibra el sistema
en dosis absorbida, podría utilizarse como dosímetro
in vivo, midiendo la dosis recibida por el paciente en la
unidad de tratamiento, que podrá ser comparada con
la dosis teórica calculada en el diseño del tratamiento.
Estos equipos de imagen surgieron a finales de los años
1950 como solución al problema de la falta de inmediatez de las películas radiográficas, por el tiempo que
ha de transcurrir entre la irradiación de la película y la
disponibilidad de la imagen para su análisis, después
de su revelado. En cambio, los sistemas EPID obtienen
imágenes digitales de manera relativamente sencilla y
ágil, transformando la radiación en señal eléctrica. Esto,
junto con el hecho de que están incorporados en los
propios aceleradores lineales de electrones, hace posible
disponer de la imagen casi de inmediato. La electrónica
asociada a estos equipos es sensible a la radiación, por lo
que deberá restringirse la exposición al área de detección
para evitar fallos y prolongar la vida de los componentes.
Existen diversos tipos de EPID, que han ido evolucionado desde el uso de detectores fluoroscópicos acoplados
a cámaras de televisión (TV) hasta matrices de paneles
planos, pasando por matrices de cámaras de ionización
líquidas.
Equipos fluoroscópicos basados en cámaras ópticas
Estos sistemas EPID están constituidos por una estructura formada por una placa metálica de 1 o 2 mm de co­
bre, acero o latón, y una pantalla de un compuesto de
fósforo fluorescente acoplado a una cámara de TV o CCD
(charge-coupled device, dispositivo de carga acoplada). El
haz de tratamiento que ha atravesado al paciente incide
en la plancha metálica, arranca electrones de sus átomos
y son absorbidos los fotones de menor energía (que disminuirían el contraste de la imagen). Estos electrones
interaccionan con la pantalla de fósforo provocando la
A diferencia de los chasis con película o pantalla de fósforo, no es necesario acceder a la sala de tratamiento para
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
FIGURA 7-18
Esquema de funcionamiento de los EPID fluoroscópicos
basados en cámaras ópticas.
emisión de radiación visible (debido a la fluorescencia),
que es focalizada hacia la cámara mediante un espejo
para evitar la irradiación directa de los componentes
ópticos y electrónicos. La figura 7-18 ilustra el funcionamiento del EPID de fluoroscopia.
Si se utiliza una cámara de TV, normalmente tipo vidi­
con, su objetivo está compuesto de una capa de material
fotoconductor que emite electrones al absorber la luz
incidente, quedando cargada positivamente en función
de la señal recibida. Mediante un haz de electrones
se barre esta distribución de carga (que representa la
imagen). Se produce una pérdida de electrones del haz
de barrido al incidir en áreas positivas (por ausencia
de electrones) del fotoconductor que atraen y capturan
electrones para llenar sus huecos. La corriente eléctrica
así generada forma la señal de vídeo, que es digitalizada
para obtener una imagen digital. Este funcionamiento
se asemeja al de los equipos intensificadores de imagen
utilizados convencionalmente en fluoroscopia, y muestra
también cierto grado de distorsión geométrica y remanencia en sus imágenes.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Siguiendo la tendencia de la fluoroscopia en radiodiagnóstico, las cámaras de TV han sido sustituidas por cámaras CCD, que consisten en una matriz bidimensional de
sensores luminosos de estado sólido y condensadores,
de modo que cada combinación de ambos forma un
píxel. Están compuestas de silicio, un material semiconductor fotosensible que produce pares electrón-hueco al
interaccionar con fotones luminosos. Estos sistemas son
FIGURA 7-19
Sistemas de cámaras ópticas utilizadas en los EPID
fluoroscópicos. En la fotografía superior izquierda
se observan distintos tipos de cámaras de TV,
cuyo funcionamiento se ilustra en la imagen inferior
izquierda. En la parte derecha se muestran la fotografía
de un dispositivo CCD y su correspondiente esquema.
más compactos que los basados en cámara de TV y sus
imágenes no presentan distorsión ni fenómenos de remanencia de imagen, pero sí un mayor nivel de ruido que
puede requerir algún tipo de posprocesado para reducirlo.
En la figura 7-19 se muestran los distintos sistemas de
cámaras ópticas utilizadas en EPID fluoroscópicos.
Existe una variedad de sistemas portales basados en señal
de vídeo (fig. 7-20), que abarca dispositivos en parte o
completamente retráctiles, otros rígidos y removibles,
e incluso algunos, desarrollados por fabricantes independientes a los aceleradores lineales de electrones, que
además de desmontables son portátiles.
En general, el uso de EPID fluoroscópicos, disponibles
desde la década de 1980, supuso mejoras frente a la
adquisición de imágenes portales con chasis (ya sea película o CR), en cuanto a la precisión de posicionamiento
del receptor de imagen y la reducción de los tiempos
de espera, pero no especialmente en lo que se refiere a
calidad de imagen (fig. 7-21). Por otro lado, la limitada
o nula movilidad de su estructura a menudo obligaba
a desacoplarla del brazo, para evitar colisiones, por lo
que su manejo resultaba incómodo. Este tipo de EPID
ya no se comercializa, pues han sido sustituidos por
desarrollos posteriores.
Matriz de cámaras de ionización líquidas
Este tipo de EPID surgió en 1990, se comercializó un
modelo por un único fabricante y no se encuentra disponible en la actualidad. El dispositivo constaba de una
93
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-20
Modelos de EPID fluoroscópicos y de cámaras ópticas. Las fotografías A y B se corresponden con sistemas basados en cámara de TV. En el primer caso,
la posición del dispositivo es variable, mientras que el segundo, a pesar de ser retráctil, sólo permite adquirir imágenes en una posición fija. Los diseños
de las fotografías C y D utilizan cámaras CCD. El tercer ejemplo muestra un modelo removible y de posición única. La cuarta fotografía es de un dispositivo
independiente del acelerador lineal de electrones y portátil, de posición regulable. (B y C tomadas de: Munro P. Portal imaging technology: past, present,
and future. Semin Radiat Oncol. 1995;5:115-33, con autorización de Elsevier; A y D tomadas de: Antonuk LE. Physics in medicine and biology, 47 2002
R31-R65, con autorización del autor y del Institute of Physics Publishing.)
FIGURA 7-21
Posicionamiento de un paciente para el tratamiento de
una lesión orofaríngea utilizando un EPID fluoroscópico
basado en cámara óptica. A la izquierda se muestra la
proyección lateral de referencia, obtenida en este caso
mediante un simulador convencional, mientras que la
imagen de la derecha corresponde a la imagen portal
de doble exposición adquirida por un dispositivo basado
en cámaras ópticas. (Imágenes tomadas de: Odero DO,
Shimm DS. Third party EPID with IGRT capability retrofitted
onto an existing medical linear accelerator. Biomed
Imaging Interv J. 2009;5: e25.)
94
lámina metálica, que aumentaba la eficiencia de detección, y una matriz formada por múltiples pares de electrodos espaciados unos milímetros cuya separación o gap
estaba rellena de líquido (la respuesta se incrementaba
unas 300 veces respecto a la detección en aire). La matriz
estaba compuesta por cámaras de ionización dispuestas
conforme a una rejilla, de tal manera que los electrodos
de cada cámara medían la ionización del líquido generada en cada punto de la matriz.
La radiación atenuada por el paciente incidía sobre
la plancha metálica, cuya finalidad era aumentar la
eficiencia de detección generando electrones de alta
energía, además de absorber fotones de baja energía.
Los electrones emitidos por el metal interaccionaban con
el fluido y arrancaban electrones ligados de los átomos,
produciendo así pares de iones de distinta carga. Para
evitar la recombinación de iones y poder colectar la carga
originada por la radiación en la cavidad, se aplicaba un
voltaje o diferencia de potencial entre ambos electrodos
que generaba un campo eléctrico uniforme en el medio
de separación. El mapa o distribución de ionización
bidimensional causado por la radiación se convertía a
escala de grises digitalizando la señal eléctrica registrada
en cada punto por una cámara. La figura 7-22 muestra
un EPID basado en cámara de ionización líquida, y su
esquema de funcionamiento.
Este sistema, más compacto que los anteriores, permanecía acoplado al acelerador mediante un brazo
retráctil. Las imágenes que obtenía no presentaban distorsión geométrica, aunque el tamaño de imagen útil era
normalmente inferior al proporcionado por los EPID
basados en fluoroscopia. Precisaba mayor cantidad de
radiación para formar la imagen que otros sistemas
portales, lo que repercutía en una mayor dosis de radiación para el paciente. La figura 7-23 compara la imagen
radiográfica de simulación con su correspondiente
imagen portal obtenida mediante EPID de cámaras de
ionización líquidas, para un tratamiento holocraneal.
Matrices activas de panel plano
La matriz activa de panel plano (AMFPI, active matrix
flat-panel imaging) se basa en la tecnología de radiografía
digital directa, en la cual la digitalización de la señal de
rayos X se lleva a cabo dentro del propio detector. La base
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
FIGURA 7-22
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
EPID basado en matriz de cámara de ionización líquida. Este sistema era retráctil y permitía variar la distancia al foco de radiación, como se observa en la
fotografía superior izquierda. Las fotografías inferiores muestran detalles del detector. El esquema superior derecho resume el funcionamiento de este tipo
de EPID. (A tomada de: Munro P. Portal imaging technology: past, present, and future. Semin Radiat Oncol. 1995;5:115-33, con autorización de Elsevier;
C por cortesía de Diego Jurado, del Instituto Catalán de Oncología de Gerona; D tomada de: Antonuk LE. Physics in medicine and biology, 47 2002
R31-R65, con autorización del autor y del Institute of Physics Publishing.)
FIGURA 7-23
Posicionamiento de un paciente para tratamiento holocraneal utilizando EPID de matriz de cámaras de ionización líquidas. A la izquierda se muestra
la imagen de referencia del campo de tratamiento lateral, obtenida mediante simulación convencional, y la imagen derecha corresponde a la imagen
portal adquirida con el dispositivo electrónico de matriz de cámaras de ionización líquida. En esta última imagen se representa con trazo discontinuo
la proyección del campo de tratamiento sobre la posición inicial del paciente, y con trazo continuo la proyección de dicho campo tras corregir la posición.
Comparando con la imagen de referencia de la simulación, se observa un desplazamiento longitudinal inicial del paciente respecto al haz de tratamiento.
de estos equipos es un detector de gran área consistente
en una matriz de transistores de película delgada (TFT,
thin-film transistors), que son dispositivos electrónicos
semiconductores (fig. 7-24). Cada píxel de este detector
contiene un sensor de radiación, un condensador para
almacenar la carga eléctrica obtenida y un transistor que
permite la lectura activa de la carga almacenada por el
condensador. La magnitud de la señal de carga en cada
píxel se corresponde con la intensidad del haz incidente,
revelando así la imagen de la anatomía expuesta.
95
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-24
Matriz de transistores de película delgada. Constituye la base de los
detectores de matriz activa de panel plano (AMPFI). Para cada píxel, el
transistor de película delgada (TFT) permite la lectura activa de la carga
eléctrica almacenada.
Actualmente existen dos tipos fundamentales de detectores planos: los denominados directos (como los de selenio
amorfo), que convierten directamente la radiación en
señal eléctrica, y los indirectos (como los de silicio amorfo),
que utilizan un material centelleador o fluorescente para
convertir primero la radiación de alta energía en fotones
de luz y luego en señal eléctrica. La figura 7-25 ilustra el
funcionamiento de ambos tipos de detectores planos.
El selenio amorfo (aSe) es un detector de estado sólido fotoconductor, es decir, que al ser expuesto a radiación electromagnética de energía suficiente se producen
pares electrón-hueco. Induciendo previamente un campo eléctrico uniforme, se genera una distribución de carga
uniforme, que permite el flujo de la corriente eléctrica originada por la radiación y altera la distribución inicial de
carga. Como consecuencia, se produce una imagen latente en forma de densidad superficial de carga. Las cargas se
almacenan en condensadores de la matriz activa durante
la irradiación, para luego ser procesada. De esta forma,
los paneles que contienen selenio amorfo convierten la
radiación ionizante en señal eléctrica, que es recogida por
la matriz de transistores para su digitalización.
Los paneles de silicio amorfo (aSi) tienen un aspecto externo similar al de los anteriores (fig. 7-26), pero incluyen
láminas de materiales fluorescentes o centelladores para
convertir la radiación incidente en fotones luminosos, de
menor energía. El aSi es también un material semiconductor que transforma la radiación visible en señal eléctrica
al crearse pares electrón-hueco. Cada píxel consiste en un
fotodiodo de aSi conectado a un transistor de película fina.
Ambos diseños de matriz activa proporcionan imágenes
de gran calidad, pero son los paneles de aSi, disponibles
desde el año 2000, los dispositivos EPID más extendidos en la actualidad. Estos equipos también permiten
adquirir múltiples imágenes en modo fluoroscopia y cine,
utilizando el material fluorescente que convierte fotones
de alta energía en radiación visible. Como desventaja,
destaca su mayor degradación con la radiación, que ocasiona la inutilización permanente de sensores (píxeles
96
FIGURA 7-25
Esquema de funcionamiento y composición de los detectores de panel plano. La figura de la izquierda se corresponde con un detector directo que consta
de un material semiconductor, habitualmente selenio amorfo, que transforma la radiación de rayos X en señal eléctrica. Por el contrario, los detectores
indirectos (figura de la derecha) constan de un material centellador, como el fósforo, para convertir los fotones de rayos X en fotones visibles, de menor
energía, que generarán una señal eléctrica al interaccionar con el material semiconductor, generalmente silicio amorfo.
FIGURA 7-26
Ejemplos de modelos de EPID de paneles de silicio amorfo. (A por cortesía de Siemens Healthcare; B por cortesía de Elekta; C por cortesía de Varian
Medical System.)
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
«muertos») o incluso requiere la sustitución del panel de
aSi por aparición de defectos.
En la figura 7-27 se muestra el posicionamiento de un
paciente para un tratamiento craneal, comparando la
imagen DRR con la obtenida mediante un EPID de aSi.
La figura 7-28 compara imágenes obtenidas con distintas
generaciones de EPID. La figura 7-29 muestra imágenes
portales utilizando chasis.
4.2. Imágenes de rayos X de kV
Para poder obtener imágenes de mayor calidad, se
introduce el uso de rayos X de kV instalando equipos de
radiología digital directa (principalmente flat panel de
silicio amorfo) integrados en la propia unidad de teleterapia (LMDI/OBI) o en la sala de tratamiento de forma
independiente. En ambos casos, el sistema de coordenadas del sistema de imagen deberá estar referenciado
al del equipo de teleterapia, de tal manera que permita
determinar los desplazamientos del paciente respecto al
isocentro de tratamiento.
Esta modalidad de IGRT ofrece mejor calidad que las
imágenes portales, si bien presenta menos versatilidad
y su función se limita a la adquisición de proyecciones para establecer la posición relativa del paciente
respecto al isocentro de tratamiento. Puesto que el
FIGURA 7-27
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Posicionamiento de un paciente para el tratamiento de una lesión craneal utilizando EPID de matriz activa de panel plano de silicio amorfo. La reconstrucción
radiográfica digital (DRR) del campo lateral de tratamiento (imagen de la izquierda) sirve como referencia para evaluar el posicionamiento del paciente en dirección
cráneo-caudal y anteroposterior. La imagen derecha corresponde a la proyección de dicho campo de tratamiento, adquirida mediante un EPID de flat-panel
de silicio amorfo. Para facilitar la comparación de ambas imágenes, las aplicaciones informáticas permiten definir marcas que ayudan a identificar estructuras
anatómicas; en este caso, los contornos verdes, delineados sobre la DRR y superpuestos en la imagen portal, revelan una rotación respecto al eje transversal.
FIGURA 7-28
Imágenes portales obtenidas con distintos tipos de EPID. Las imágenes superiores corresponden a dobles exposiciones laterales de cráneo adquiridas
mediante EPID fluoroscópico basado en cámara de vídeo (A), EPID de matriz de cámaras de ionización líquidas (B) y EPID de matriz activa de panel
plano de silicio amorfo (C). Las imágenes inferiores (D a G) muestran exposiciones simples anteroposteriores de pelvis obtenidas utilizando EPID
fluoroscópico, de silicio amorfo, de cámara de ionización líquida y de silicio amorfo, respectivamente. (D y E por cortesía de Jean Poliot y Michèle Aubin,
del Departamento de Oncología Radioterápica de la Universidad de California, San Francisco.)
97
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-29
Imágenes portales obtenidas mediante las distintas
tecnologías disponibles. Las imágenes A, B, C
y D corresponden a proyecciones tangenciales
de tratamiento de cáncer de mama utilizando doble
exposición con película radiográfica, exposición simple
con CR, exposición simple con EPID fluoroscópico
y doble exposición con EPID de panel plano de silicio
amorfo, respectivamente. Las imágenes portales de la
derecha muestran proyecciones anteroposteriores con
doble exposición para tratamiento de lesiones de tórax
adquiridas mediante CR (E) y EPID de silicio amorfo (F).
98
receptor de imagen se encuentra enfrentado al tubo
de rayos X, y no al haz de teleterapia, no es posible
verificar la conformación de láminas de los campos
de tratamiento, ursarlo como dosímetro, ni tampoco
realizar pruebas geométricas del acelerador. Por otro
lado, las técnicas de guiado por la imagen no son
excluyentes entre sí, y es frecuente la disponibilidad
tanto de imágenes de kV como de MV (mediante
EPID).
SISTEMAS DE RAYOS X DE KV INTEGRADOS
Tanto el tubo como el receptor de rayos X forman parte
del brazo del acelerador y giran solidariamente al cabezal. Aunque existen diseños en que el sistema de rayos X
está situado de forma paralela al eje de tratamiento (con
el tubo opuesto al haz de MV y el receptor en el propio
cabezal), usualmente se disponen de tal manera que
ambos componentes formen una C perpendicular al
brazo del acelerador, cuando sus brazos están extendidos. De esta forma pueden obtenerse dos proyecciones
ortogonales (una de kV y otra de MV) sin necesidad
de girar el cabezal. Aunque el sistema rote de manera
solidaria al cabezal, el isocentro de radiación del sistema de rayos X no tiene por qué coincidir con el de
tratamiento; dependerá de la exactitud y la reproducibilidad del posicionamiento de los brazos articulados
al desplegarse. Esto exige un control periódico para
evaluar y corregir las posibles discrepancias entre ambos
isocentros.
Algunos diseños incorporan dos sistemas de imagen
(sistemas duales). En aceleradores cuyo estativo o brazo
tiene forma de anillo, es posible fijar sobre este ambos
conjuntos de tubo de rayos X y flat-panel. Este enclavamiento prescinde de los brazos articulados, lo que
minimiza la imprecisión geométrica.
La figura 7-30 ilustra diversos ejemplos de equipos de RX
de kV integrados en la unidad de tratamiento.
SISTEMAS DE RAYOS X DE KV EXTERNOS
Son también sistemas duales, compuestos por dos sistemas de imagen estereoscópicos, esto es, que proporcionan
información 3D a partir de dos proyecciones distintas.
De la misma manera, la visión humana nos permite distinguir las tres dimensiones del espacio: cada ojo transmite una perspectiva y se originan dos imágenes diferentes en las retinas, que el cerebro interpreta para percibir
la profundidad o distancia a los objetos visualizados.
El término «estereoscópico» procede del griego stereos
(sólido o volumen) y skopeo (ver), y puede traducirse
como visión tridimensional.
Ambos sistemas de imagen se instalan en la sala de tratamiento anclados en el techo y en el suelo, de modo que
cada tubo de rayos X queda enfrentado a un panel plano
y sus proyecciones se entrecruzan en el isocentro de la
unidad de tratamiento (fig. 7-31). Como consecuencia,
sólo es posible obtener imágenes en las dos proyecciones
oblicuas, no necesariamente perpendiculares, que vienen
determinadas por el montaje en la sala, y su interpretación visual es más compleja que con las habituales
AP y lateral (fig. 7-32). Por el contario, al ser fijos los
componentes están sujetos a menos variaciones en su po­
sición, lo que proporciona una gran precisión en el posicionamiento de los pacientes. No obstante, como todo
sistema relacionado con el tratamiento de pacientes,
también debe verificarse con cierta periodicidad la correspondencia con el isocentro de la unidad de teleterapia.
En la tabla 7-1 se resumen las principales características
de los sistemas de guiado por imagen bidimensional
utilizados en radioterapia.
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
FIGURA 7-30
Sistemas de rayos X integrados en aceleradores lineales
de electrones. Las imágenes superiores corresponden
a diseños en forma de C perpendicular al brazo de la
unidad de tratamiento, de tal manera que el haz de kV
(en amarillo) es perpendicular al haz de MV (en rojo).
La fotografía inferior izquierda muestra un modelo
en el cual el sistema de kV es paralelo y opuesto
al haz de MV. Por último, en el esquema inferior
derecho, un acelerador lineal de electrones de estructura
en anillo incorpora un sistema dual de rayos X.
(A por cortesía de Varian Medical System;
B por cortesía de Elekta; C por cortesía de Siemens
Healthcare; D por cortesía de Brainlab AG.)
99
FIGURA 7-31
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Sistemas de rayos X de kV externos a la unidad de
tratamiento. Se muestran dos ejemplos de sistemas
de imagen duales fijos. En la imagen de la izquierda,
los tubos de rayos X están anclados en el techo, mientras
que en la de la derecha están situados bajo el suelo.
(A por cortesía de Accuray; B por cortesía de Brainlab AG.)
FIGURA 7-32
Proyecciones estereoscópicas obtenidas con rayos X
de KV para una localización pélvica.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
100
TABLA 7-1 Características de los sistemas de IGRT basados en imagen radiológica 2D
Detector
Sistema 2D
Imagen
portal
Energía
del haz
Imagen
Otros
Tipo
Posicionamiento
Exactitud
geométrica Procesado
Ajuste Calidad
Reutilizable
Película
Externo y variable
Baja
Largo
No
Baja
No
CR
Externo y variable
Baja
Medio
Sí
Media
Tras borrado
Fluoroscopia y
cámaras ópticas
MV
EPID Cámaras de ionización
líquidas
Media
Solidario al haz
de MV
Media
Inmediato
Sí
Flat-panel (aSi, aSe)
Imagen RX
de kV
kV
Flat-panel (aSi)
Media
Sí
Funcionalidades
IGRT
Conformación
Dosimetría
Geometría
DGRT
Media-alta
Solidario al haz
de kV integrado
Media
Solidario a los
haces de kV
externos y fijos
Alta
Inmediato
Sí
Alta
Sí
IGRT
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
5. SISTEMAS DE IMAGEN
RADIOLÓGICA TOMOGRÁFICA
O VOLUMÉTRICA
Hasta ahora se han descrito casos de representaciones planas (2D) de la anatomía del paciente en las que aparecen
superpuestas estructuras, adquiriendo proyecciones para
distintas incidencias con el fin de conocer la posición del
paciente en cada una de las tres direcciones del espacio
vertical (AP), longitudinal (cráneo-caudal) y transversal
(lateral). Esta simplificación del objeto volumétrico (3D)
a localizar, en pocas proyecciones planas conlleva cierta
pérdida de información. Sin embargo, resulta complejo
manejar información volumétrica, por lo que se recurre
a la tomografía, que ordena los datos por secciones o
cortes (del griego, tomos). Los tomógrafos adquieren
proyecciones del paciente para múltiples incidencias y
reconstruyen cortes axiales. A partir de estos es posible
reconstruir también cortes coronales y sagitales. Tales
estudios de imagen contienen información volumétrica
(3D) del paciente, representada como una sucesión de
planos (ya sean axiales, coronales o sagitales).
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
De igual manera que el uso de imágenes 3D en simulación supuso un gran cambio, al contribuir a una
mejor delimitación de los volúmenes de tratamiento y
órganos críticos, la adquisición de imágenes volumétricas para verificar la posición del paciente ha resultado
crucial. La visualización de cortes axiales, coronales
y sagitales no sólo aporta información sobre los desplazamientos del paciente, sino también sobre sus rotaciones, hasta ahora sólo posible mediante proyecciones
estereoscópicas. Por ejemplo, no pueden detectarse
FIGURA 7-33
giros del paciente respecto al eje longitudinal con las
proyecciones AP y lateral. Además, permite visualizar la
posición relativa de órganos de riesgo, así como evaluar
la movilidad de estructuras y el acondicionamiento
del paciente (nivel de llenado de la vejiga y del recto,
gases en intestino, etc.). Puesto que se trata de una
imagen volumétrica, es posible comparar el estudio TC
de verificación con el de simulación, sin necesidad de
generar DRR por lo que se reduce la incertidumbre del
proceso. De este modo, la precisión de las correcciones
calculadas por los programas informáticos ha de ser
mayor.
Los equipos de TC utilizados para IGRT varían esencialmente en la energía y la geometría del haz empleado
para la adquisición de la imagen; funcionan con haces
de kV o MV, colimados longitudinalmente en mayor
o menor medida. La colimación afecta a la calidad de
imagen: cuanto mayor sea el volumen de paciente irradiado, mayor será la contribución de la radiación dispersa que pueda llegar al receptor de imagen y degrade
su calidad. El uso de altas energías (MV) empeora el
contraste, si bien reduce la aparición de artefactos debidos a materiales de alto número atómico presentes en
algunos pacientes (como prótesis o clips quirúrgicos)
(fig. 7-33).
La mayoría de los sistemas de IGRT volumétricos visualizan el estudio TC de simulación junto con las estructuras
previamente delimitadas para el diseño del tratamiento,
lo que facilita el registro entre ambos conjuntos de imágenes. Algunos equipos muestran, además, la distribución
dosimétrica planificada correspondiente al estudio de
simulación. Esto permite valorar de manera orientativa
Artefactos debidos a la presencia de material de alto número atómico. Las imágenes superiores corresponden a cortes axiales del cráneo de un paciente,
en los que se observa el material radioopaco empleado en la embolización de una malformación arteriovenosa. Las imágenes inferiores muestran cortes
axiales de la pelvis de un paciente con prótesis de cadera. En ambos casos, las imágenes de la izquierda se han adquirido mediante TC convencional de kV,
mientras que los correspondientes cortes axiales de la derecha se han obtenido utilizando un haz también en abanico, pero de MV. En las imágenes de kVCT
se observa un artefacto en forma de estrella alternando franjas oscuras y claras que no concuerdan con la densidad real del paciente. En las imágenes de MVCT
se reduce el artefacto y proporcionan información más veraz de la composición del paciente, aunque se aprecia mayor ruido (imagen granulada).
101
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
la dosis que recibirían tanto el volumen tumoral como
los órganos de riesgo en la posición actual.
Una aplicación de estos sistemas es la estimación de la
dosis de tratamiento recibida por el paciente volcando el
tratamiento planificado sobre el estudio de TC adquirido
en sala. Para ello, al igual que el estudio TC utilizado para
simulación, deberá calibrarse el equipo asignando a cada
valor de unidad Hounsfield (UH) la densidad del material correspondiente. El cálculo de la distribución de dosis
sobre el estudio de TC para IGRT obtenido a lo largo del
tratamiento permite cuantificar la influencia dosimétrica
de posibles cambios en la anatomía del paciente, causados, por ejemplo, por la reducción del volumen tumoral,
la pérdida de peso del paciente o la retención de líquido.
Si además se utiliza el receptor de imagen enfrentado al
haz de tratamiento como dosímetro, puede determinarse
la dosis impartida al paciente en cada sesión a partir de la
señal detectada durante cada irradiación. De este modo
se obtiene un valor de dosis más real, ya que considera
posibles variaciones del haz durante el tratamiento frente
al modelo ideal de haz constante empleado en el cálculo
del diseño del tratamiento.
102
El cálculo de la dosis suministrada al paciente en cada
sesión permite considerar los cambios dosimétricos, en
lugar de centrarse exclusivamente en el posicionamiento
(IGRT), para llevar a cabo el tratamiento. Esta técnica
se denomina radioterapia guiada por dosis (DGRT, dose
guided radiotherapy), e implica un proceso sumamente
laborioso difícil de adoptar como práctica sistemática en
la actualidad. Requiere el desarrollo de herramientas informáticas potentes que agilicen y simplifiquen la gran cantidad de datos a manejar. La técnica de DGRT simplificaría la
realización de la radioterapia adaptativa, proporcionando
información dosimétrica para evaluar la necesidad y la
frecuencia de las modificaciones del tratamiento.
5.1. Tomografía computarizada
convencional en sala
La configuración de un sistema de IGRT de este tipo
se basa en la instalación de un equipo de TC en la sala
de tratamiento, que puede desplazarse sobre raíles (CT
on-rails) y comparte mesa con la unidad de tratamiento.
Para ello, la mesa gira 90° o 180° (fig. 7-34), según la
disposición del equipo TC respecto al equipo de teleterapia, para alinearse perpendicularmente al plano de
imagen del TC permitiendo que esta avance sobre los
raíles y se posicione para la adquisición de la imagen
del paciente. El sistema de coordenadas de imagen está
correlacionado con el isocentro de tratamiento.
Esta modalidad de guiado del posicionamiento se ideó
para lograr imágenes 3D de igual calidad que las diagnósticas, aunque requiere cierta logística en cuanto al
montaje del equipo TC en la sala (espacio suficiente), y
el proceso de obtención de la imagen conlleva además el
traslado del paciente, lo que puede suponer una mayor
probabilidad de movimiento de este.
5.2. Tomografía computarizada
de haz cónico
Los equipos actuales de TC en radiodiagnóstico utilizan un haz colimado en forma de abanico, que rota de
manera continua en torno al paciente a medida que este
es desplazado longitudinalmente por el movimiento,
también continuo, de la mesa. Así, se irradian cortes
axiales (2D) del paciente en cada giro y se reconstruyen a
partir de señales de una matriz lineal (1D) de detectores.
Sin embargo, los aceleradores lineales de electrones convencionales no admiten movimientos longitudinales de
la mesa de manera sincronizada con el giro del cabezal,
ni rotaciones sin retorno (esto es, giros que excedan una
vuelta completa). Se utiliza entonces un haz de radiación
extenso, poco colimado, que irradia toda la región a
explorar rotando el cabezal no más de 360° para obtener
distintas proyecciones (2D). Debido a la geometría del
haz empleado, esta técnica de adquisición volumétrica es
conocida como tomografía computarizada de haz cónico
(CBCT, cone beam computer tomography). La figura 7-35
ilustra el funcionamiento de una TC de haz cónico en
comparación con una TC de haz en abanico.
Pueden obtenerse imágenes de CBCT tanto con sistemas
EPID, irradiando con haces de terapia (MV-CBCT), como
con LMDI/OBI utilizando haces de rayos X (kV-CBCT)
(fig. 7-36). Evidentemente, la calidad de imagen de los
CBCT de kV será superior que con los CBCT de MV
(energías tan altas degradan el contraste), pero inferior
a la de las TC convencionales debido a la mayor cantidad de radiación dispersa provocada por el haz cónico
frente al haz en abanico. Por otro lado, si se utiliza el
haz de tratamiento es posible determinar la distribución
de dosis que recibe el paciente al realizar un estudio
FIGURA 7-34
TC sobre raíles utilizada para comprobar el
posicionamiento del paciente en la sala de tratamiento.
La imagen de la derecha muestra una disposición
que requiere un giro de 180° de la mesa de tratamiento,
mientras que en la disposición de la imagen izquierda
la mesa gira 90°.
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
FIGURA 7-35
Esquema de funcionamiento de la TC de haz en abanico
y de haz cónico. El haz en abanico está enfrentado a un
detector lineal que registra la señal atenuada al irradiar
una sección axial del paciente. En cada vuelta obtiene
información correspondiente a un corte axial, por lo
que el paciente deberá desplazarse longitudinalmente
respecto a la fuente de radiación para adquirir sucesivos
cortes axiales. En cambio, utilizando un haz cónico
enfrentado a un detector plano puede obtenerse
información de múltiples cortes axiales en una única
rotación de la fuente de radiación, sin necesidad de
desplazar al paciente.
103
FIGURA 7-36
Ejemplos de distintos modelos de sistemas de IGRT
basados en TC de haz cónico. En la parte superior de la
imagen se muestran aceleradores lineales de electrones
que utilizan sistemas de rayos X de kV incorporados en
su estructura (kV-CBCT), mientras que los equipos que se
muestran en la parte inferior utilizan un sistema portal de
MV (MV-CBCT). (A por cortesía de Elekta; B por cortesía
de Varian Medical System; C y D por cortesía de Siemens
Healthcare; E por cortesía de Brainlab AG.)
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
MV-CBCT, utilizando el mismo software que calcula los
tratamientos diseñados, que podrá tenerse en cuenta en
el cómputo total de dosis a impartir.
También se ha contemplado como alternativa el uso
de arcos quirúrgicos. Son equipos de rayos X móviles,
similares a los utilizados en angiografía, hemodinámica
o traumatología, que constan de un tubo enfrentado a
un panel plano en un brazo en forma de C (fig. 7-37).
Permiten generar una imagen 3D a partir de las reconstrucciones de las proyecciones 2D obtenidas con el haz
extenso de rayos X, monitorizando la posición del equipo de imagen mediante sensores infrarrojos.
5.3. Tomografía computarizada
de haz de MV en abanico
La obtención de imágenes con haces de tratamiento en aba­
nico solamente es viable en aceleradores con estativos en
f­ orma anular que permitan rotaciones continuas con un
avance de la mesa longitudinal sincronizado. Tal es el
caso de la tomoterapia helicoidal, diseñada por analogía
a los antiguos TC helicoidales monocorte con detectores
gaseosos de xenón. Este equipo utiliza para tratamiento
haces de 6 MV colimados para espesores de corte relativamente gruesos (50, 25 y 10 mm), mientras que para la
adquisición de imagen emplea una energía y un espesor
de corte menores (3,5 MV y 4 mm), lo que mejora el
contraste y reduce la radiación de dispersión al irradiar
cortes axiales más estrechos. Este sistema de imagen fue
ideado con la restricción de impartir dosis comparables
a las usuales en radiodiagnóstico para permitir su uso
diario. Aunque permite discernir entre tejidos blandos,
su contraste se ve limitado por la presencia de ruido
(similar a los antiguos TC de diagnóstico). Dispone de
la herramienta de visualización de distribución de do­
sis planificada. En la figura 7-38 se ilustra el esquema
de la unidad de tomoterapia, junto con un ejemplo de
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
tratamiento, además de una velocidad de giro y un avance
de la mesa específicos para el modo de imagen y diferen­
tes de los del tratamiento. Tampoco puede determinarse la
distribución de dosis debida a la adquisición de imagen,
ya que la energía utilizada difiere de la caracterizada en el
programa de cálculo donde se diseñan los tratamientos.
La figura 7-39 muestra imágenes volumétricas correspondientes a las distintas modalidades disponibles, y
en la tabla 7-2 se resumen sus principales características.
6. SISTEMAS BASADOS EN
RADIACIONES NO IONIZANTES
FIGURA 7-37
104
Los equipos de radiología conocidos como arcos quirúrgicos son sistemas
de rayos X portátiles, dispuestos en un brazo en forma de C cuya posición
es variable respecto al pedestal. Se utilizan para adquirir imágenes
en el quirófano, debido al amplio rango de movimiento que permiten.
Para su aplicación como sistema de IGRT es necesario identificar
la posición del arco quirúrgico respecto a la unidad de tratamiento,
y referenciar así la imagen volumétrica obtenida a partir de las distintas
proyecciones obtenidas.
posicionamiento, para una localización de cabeza y cuello, mostrando las imágenes de MVCT fusionadas respecto al estudio kVCT de simulación, con las curvas de
isodosis del tratamiento planificado superpuestas.
No permite adquirir imágenes durante el tratamiento,
ya que utiliza una energía y una tasa distintas a las de
FIGURA 7-38
En los apartados anteriores se han abordado los sistemas
que obtienen imágenes a partir de radiación ionizante
procedente del propio haz de tratamiento, o bien de equipos de rayos X análogos a los empleados en radiodiagnóstico. También se han adoptado técnicas de imagen diagnósticas no ionizantes, como la RM y la ecografía, y se han
desarrollado otras técnicas no tan frecuentes en la práctica
médica, como pueden ser la radiación infrarroja, la radiofrecuencia y las imágenes de vídeo para la localización y
la monitorización de la posición del paciente. En general,
estos sistemas de rastreo permiten conocer la posición
del paciente en todo momento (incluso posicionarlo de
manera automática con alta precisión) utilizando marcadores situados habitualmente en superficie. Esto suele
requerir además la obtención de imagen para garantizar
la posición interna del volumen a tratar.
La tabla 7-3 recoge las características básicas de los sistemas de posicionamiento guiado basados en radiaciones no ionizantes.
6.1. Imagen por resonancia magnética
De manera análoga a la implementación de la TC para el
guiado por la imagen, se ha investigado el uso de imágenes
obtenidas mediante RM instalando un equipo de forma
Ejemplo de TC con haz de MV en abanico (MVCT). En la unidad de tomoterapia, las imágenes se obtienen irradiando de forma helicoidal al paciente
con un haz de MV de menor energía que la utilizada en el tratamiento, y colimando únicamente en dirección longitudinal. El sistema de IGRT permite
visualizar la distribución de dosis superpuesta a la fusión de los estudios de TC. (A por cortesía de Accuray.)
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
FIGURA 7-39
Imágenes axiales de pelvis obtenidas mediante los
sistemas tomográficos más habituales en radioterapia
(CT on-rails, kV-CBCT, MVCT y MV-CBCT).
TABLA 7-2 Características de los sistemas de IGRT basados en imagen radiológica 3D
Haz
Detector
Sistema 3D Energía Colimación Tipo
CT on-rails
Abanico
kV
kV-CBCT
Cónica
MV-CBCT
MV
MVCT
Abanico
Imagen
Posicionamiento
Exactitud
geométrica Proceso Calidad Funcionalidades
Matriz lineal
curva de
cámaras
de ionización
Solidario al haz
de kV externo
Media
Flat-panel (aSi)
Solidario al
haz de kV
integrado
Media
EPID
de flat-panel
(aSi)
Matriz lineal
curva de
cámaras de
ionización
Solidario al haz
de MV
Otros
Largo
Alta
IGRT
ART
Corto
Mediaalta
Corto
Baja
Alta
Medio
Media
IGRT
ART
DGRT
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
TABLA 7-3 Características de los sistemas de posicionamiento guiado basados en radiaciones
no ionizantes
Sistema no ionizante
RM
Tipo de radiación
Radiación
electromagnética
Funcionalidad
Efecto biológico
IGRT
Desplazamiento de objetos
ferromagnéticos
Térmico
Estimulación
sensorial-motora
IGRT
Térmico
Cavitación
Campo magnético
(0,5-7 Teslas)
Radiofrecuencia
Ecografía
Ondas mecánicas
Ultrasonidos
Ondas sonoras
> 20 kHz
Localización
por infrarrojo
Radiación
electromagnética
Infrarrojo
Localización
por radiofrecuencia
Radiación
electromagnética
Radiofrecuencia
Vídeo
Radiación
electromagnética
Visible
Localización y rastreo
de superficie
(complementario)
Localización y rastreo
interno (invasivo)
Localización y rastreo
de superficie
(complementario)
Térmico superficial
(piel, retina)
—
—
105
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-40
Prototipos híbridos de teleterapia y resonancia
magnética (RM). La imagen superior muestra un diseño
de RM abierta que incorpora una estructura en anillo
rotatoria que permite girar tres fuentes de cobalto-60.
La imagen inferior presenta una disposición similar
utilizando un acelerador lineal de electrones capaz de
rotar en torno al paciente. (A tomada de: Balter JM, Cao Y.
Advanced technologies in image-guided radiation therapy.
Semin Radiat Oncol. 2007;17: 293-7; B por cortesía de
J.J.W. Lagendijk, del Departamento de Radioterapia
de la Universidad de Utrecht.)
106
independiente en la sala de tratamiento, o integrando el
sistema en equipos de teleterapia. En este último caso,
se trata de una modalidad aún en desarrollo, de la que
existen diversos prototipos (fig. 7-40). Los aceleradores
lineales de electrones generan campos magnéticos que
pueden interaccionar con el campo magnético de la unidad de imagen por RM, interfiriendo en el funcionamiento de ambos equipos. Por ello, se han diseñado también
prototipos basados en cobalto-60 que constan de dos o
tres fuentes que giran en un cabezal en forma de anillo.
La RM proporciona imágenes tridimensionales de gran
calidad que permiten distinguir tejidos blandos. Por
el contrario, la adquisición de este tipo de imágenes
supone tiempos relativamente largos que aumentan la
probabilidad de movimientos del paciente, en detrimento de la precisión de su posicionamiento. Obviando
la presencia de dispositivos no compatibles con estos
equipos (como marcapasos o presencia de metales ferromagnéticos), sus posibles efectos biológicos son de tipo
térmico, con ligero aumento de temperatura, y muy rara
vez de tipo sensorial o motor, por estimulación de las
fibras nerviosas que puede provocar leves contracciones
musculares o visualización de puntos luminosos por
excitación de la retina.
6.2. Imagen por ecografía
La ecografía es una técnica de imagen basada en la señal
de ultrasonido reflejada (eco) por los distintos tejidos.
Los ultrasonidos son ondas sonoras de alta frecuencia,
superiores a 20 kHz, y por lo tanto no detectables por el
oído humano. A diferencia de las ondas electromagnéticas,
Cuadro 7-1 EJEMPLOS DE ONDAS
MECÁNICAS Y ELECTROMAGNÉTICAS
DE DISTINTA INTENSIDAD
Ondas mecánicas
●
●
●
Ondas sísmicas
Olas del océano
Ondas sonoras
Ondas electromagnéticas
●
●
●
Rayos X, rayos gamma
Visibles, ultravioletas
Microondas, infrarrojos
que pueden propagarse en el vacío, las ondas sonoras
precisan un medio material (gaseoso, líquido o sólido)
que contenga partículas para su propagación (cuadro 7-1).
El sonido se produce cuando un objeto vibra y provoca la
vibración de las partículas del medio en contacto, aumentando y disminuyendo la concentración de partículas en
dicho medio (lo que se conoce como compresión y rarefac­
ción del medio, respectivamente). Son ondas mecánicas
compuestas por ciclos de altas y bajas presiones en las que
el medio por el cual se propagan sufre compresiones y
dilataciones, respectivamente (fig. 7-41). La transmisión
de las ondas sonoras depende de la densidad del medio de
propagación y, en general, de sus características físicas. Este
hecho permite caracterizar el medio en función de su impedancia acústica, definida como el producto de su densidad
y la velocidad de propagación del sonido en dicho medio.
Cuando las ondas de ultrasonidos atraviesan medios no
homogéneos, de distintas composición y características
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
atravesar las superficies de separación entre medios. Las
ondas de ultrasonidos reflejados que inciden en la sonda
son convertidas en señal eléctrica, cuya intensidad es proporcional a la amplitud del eco. Las zonas de mayor eco
o reflexión se visualizan como puntos de gran intensidad
de brillo, blancos, y se corresponden con tejidos como
hueso o con gas, muy distintos del agua, que supone
la ausencia de eco, por lo que los líquidos aparecen re­
presentados en negro. Los tejidos blandos producen
reflexiones de intensidad intermedia y se corresponden
con tonos grises. La figura 7-42 ilustra el funcionamiento
de un ecógrafo a partir de las múltiples reflexiones que
experimenta el haz de ultrasonidos incidente.
FIGURA 7-41
Las ondas sonoras se generan por la vibración de un objeto, como
un diapasón, y a su vez provocan la vibración de las partículas del
medio material donde se propagan. Se producen ciclos de alta y baja
presión en el medio, que causan zonas de mayor concentración de
partículas (compresión) y zonas de menor concentración (rarefacción o
enrarecimiento).
físicas, se produce una reflexión parcial de haz de ultrasonidos incidente en la superficie que separa ambos medios
(parte de la energía del haz se refleja y parte se transmite).
La amplitud de la onda reflejada y el porcentaje de la
energía del haz reflejada dependen de la diferencia de las
impedancias acústicas de ambos medios (cuanto mayor
sea la diferencia, mayor será la reflexión). Es un fenómeno
similar al que experimenta la luz al propagarse por medios
con distinto índice de refracción, como el agua y el aire.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El ecógrafo consta de una sonda de transducción acústica que convierte la energía mecánica de las ondas de
ultrasonido en eléctrica (efecto piezoeléctrico), y viceversa (efecto piezoeléctrico inverso). De este modo, al
aplicar un campo eléctrico al material piezoeléctrico de
la sonda, este sufre una deformación mecánica (compresiones y dilataciones) que produce una vibración de alta
frecuencia. El haz de ultrasonidos generado por la sonda
se propaga a través de los distintos tejidos biológicos y
experimenta sucesivas reflexiones parciales, o ecos, al
FIGURA 7-42
Las ondas sonoras son parcialmente reflejadas al cambiar
de medio material de propagación. La intensidad de la onda
reflejada será mayor cuanto mayor sea la diferencia entre
las impedancias acústicas de ambos medios. La imagen
ecográfica se forma a partir de los «ecos» que experimenta
el haz de ultrasonidos al atravesar distintos materiales.
Como consecuencia de estas sucesivas reflexiones, el haz
de ultrasonidos se atenúa a medida que atraviesa el tejido.
En los medios acuosos, como la vejiga, se producen pocas
reflexiones; esta escasez de señal o eco se representa en
valores de píxel próximos al color negro.
En radioterapia se utilizan imágenes de ultrasonidos (2D
o 3D) adquiridas en la sala de tratamiento, antes de cada
sesión, comparando la localización del volumen tumoral
con el delineado originalmente en el estudio de TC de
simulación. Suelen combinarse con sistemas de infrarrojos que establecen la relación entre la posición del
transductor de ultrasonidos y el isocentro del acelerador
lineal. Este tipo de guía por imagen suele ser habitual
en tratamientos de cáncer de próstata para visualizar
el correcto acondicionamiento del paciente (nivel de
llenado del recto y de la vejiga) (fig. 7-43).
La técnica ecográfica permite distinguir tejidos blandos
relativamente próximos a la ubicación de la sonda, por
lo que no es válida para localizar lesiones demasiado profundas. También precisa una gran formación y pericia del
personal técnico que la realice, para reducir la variabilidad
de los resultados obtenidos entre distintos usuarios. Se
considera que los ultrasonidos de diagnóstico no causan
en principio ningún efecto negativo sobre los tejidos biológicos, si bien pueden provocar un aumento de temperatura o efectos de cavitación (esto es, generación, oscilación
o desintegración de burbujas de gas en un fluido).
6.3. Localización por infrarrojo
Las técnicas de localización que utilizan radiación in­
frarroja se basan en la emisión y la posterior recep­
107
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-43
Los sistemas de ecografía utilizados para IGRT disponen
de aplicaciones informáticas que trasladan a las ecografías
los contornos delimitados en la TC utilizada para diseñar
el tratamiento. Se muestran imágenes sagitales obtenidas
mediante ambas modalidades, correspondientes al tratamiento
de un cáncer de próstata, en las que no sólo se identifica
el volumen a irradiar (la próstata), sino también la vejiga
y el recto como órganos próximos a preservar.
108
ción de una señal infrarroja (radiación electromagné­
tica de menor frecuencia que la luz visible). Para ello
se instala en la sala de tratamiento un dispositivo fijo
emisor y receptor de infrarrojo que detectará la señal
reflejada por marcadores reflectantes colocados sobre
el paciente, y con ello su posición. Por este motivo, el
sistema de infrarrojo deberá estar correctamente calibrado y referenciado respecto al isocentro de la unidad
de tratamiento.
FIGURA 7-44
Habitualmente, los marcadores se disponen sobre la
superficie del paciente y así permiten monitorizar su
posición durante toda la sesión de tratamiento, aunque
existen modalidades en que se sitúan en una estructura
fijada de manera solidaria al sistema de inmovilización
del paciente (fig. 7-44). En cualquier caso, pese a la gran
precisión del posicionamiento con este tipo de sistemas,
los marcadores son referencias externas (superficiales o no)
al paciente, por lo que se complementan con imágenes que
Dispositivos de localización por radiación infrarroja utilizados en radioterapia. La mayoría de los sistemas de infrarrojo emplean esferas reflectantes,
bien sea dispuestas en estructuras rígidas solidarias al paciente (A, B y C) o situadas sobre la superficie del paciente (D y E), que reflejan la señal infrarroja
emitida por las cámaras. Sin embargo, la imagen F se corresponde con sensores que emiten señal infrarroja. (F por cortesía de Accuray.)
CAPÍTULO 7
Equipos de control de posicionamiento guiado por imagen en radioterapia
FIGURA 7-45
Ejemplos de uso de localización por radiación infrarroja
en combinación con imágenes. En la fotografía de la
izquierda, el sistema de infrarrojo se utiliza para posicionar
al paciente de manera automatizada, y su alineamiento se
verifica mediante imágenes estereoscópicas adquiridas
con equipos de rayos X de kV externos. En la fotografía
de la derecha, el sistema de infrarrojo se emplea
para detectar la posición de la sonda ecográfica
y, por lo tanto, de las imágenes obtenidas.
(Imagen derecha por cortesía de J. Tello, del Instituto IMOR
de Barcelona.)
proporcionen información anatómica interna, como proyecciones estereoscópicas de rayos X o ecografía (fig. 7-45).
Son sistemas que permiten la localización y la monitorización de la posición del paciente con gran precisión, y facilitan su posicionamiento inicial y las posteriores correcciones si se utilizan en combinación con
mesas de tratamiento robóticas que automatizan los
desplazamientos. La localización por infrarrojo se usa
en tratamientos que requieren una gran precisión en el
posicionamiento o un rastreo continuo de la posición
del paciente, tales como las irradiaciones con control del
movimiento respiratorio. Dada la baja frecuencia de la
radiación infrarroja, su poder de penetración es escaso,
por lo que sus efectos biológicos (posible aumento de la
temperatura en la piel y la retina) resultan despreciables.
6.4. Localización por radiofrecuencia
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Este sistema emplea emisores y receptores de radiofrecuencia (radiación electromagnética de frecuencia
inferior a las microondas). Aplicando tecnología de
telecomunicaciones similar a la de la localización
mediante GPS (global positioning system), utiliza pequeños transpondedores (transponders, de la fusión de las
palabras inglesas transmitter y responder, que significan
transmisor y contestador). Estos dispositivos emiten ondas
de radiofrecuencia.
Se implantan radioemisores de reducido tamaño (8 mm
de longitud) en el volumen de tratamiento, cuya señal
es captada por un detector formado por una matriz de
antenas de radiofrecuencia situada sobre el paciente, lo
que permite el rastreo en tiempo real de las variaciones
de posición de los transpondedores. El detector tiene
unos marcadores ópticos en su superficie para determinar su posición por medio de tres cámaras de infrarrojo
fijas en la sala de tratamiento. Conociendo la posición
y la orientación del detector, puede determinarse la
posición de los transpondedores dentro del paciente respecto al isocentro de la máquina. Al colocar al paciente
en la mesa de tratamiento se compara la posición de los
marcadores internos con la que tenían en el momento
de la planificación, para calcular las desviaciones exis­
109
FIGURA 7-46
Sistema de localización por radiofrecuencia. La antena situada
sobre el paciente recibe la señal de radiofrecuencia emitida por los
transpondedores implantados en la lesión a tratar, y de esta forma detecta
su posición. Las cámaras de infrarrojo determinan a su vez la posición
de la antena, mediante unos reflectantes en su superficie, respecto al
isocentro de la unidad de tratamiento. (Imagen por cortesía de Varian
Medical System.)
tentes en las tres dimensiones del espacio. Durante el
tratamiento, el detector se mantiene fijo y la posición de
los marcadores internos se controla de forma continua.
La figura 7-46 muestra su funcionamiento.
Este método suele utilizarse en tratamientos de próstata. No necesita guiado por la imagen, puesto que los
marcadores se implantan en el volumen de tratamiento
y es poco probable la migración de los transpondedores
durante el tratamiento. Como desventaja, es un método invasivo que requiere la implantación previa de los
radioemisores. El efecto biológico debido al uso de ra­
diofrecuencia es despreciable.
6.5. Imagen por cámara de vídeo
La cámara de vídeo es un transductor óptico que adquiere
imágenes convirtiendo la luz que recibe en señal eléctrica o señal de vídeo. Basándose también en la visión
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 7-47
Sistema de posicionamiento guiado mediante cámara de
vídeo. El proyector situado sobre la línea media ilumina la
superficie del paciente y permite que las cámaras de vídeo
situadas a ambos lados registren imágenes 2D de dicha
superficie. A partir de estas proyecciones estereoscópicas
(no alineadas) se obtiene una imagen 3D de la superficie
del paciente que sirve para establecer su posición en la
unidad de tratamiento. (Imágenes por cortesía de Visionrt.)
estereoscópica, se han diseñado sistemas que, a partir de
las imágenes adquiridas por dos cámaras no alineadas,
obtienen imágenes 3D de la superficie del paciente y
son capaces de detectar variaciones de posicionamiento
por comparación con la imagen utilizada para la planificación del tratamiento (fig. 7-47).
110
Salvo en caso de lesiones superficiales, precisa la adquisición de imágenes de la anatomía interna del paciente, y
permite la monitorización de la colocación del paciente
durante cada sesión de tratamiento.
●
7. RESUMEN
●
●
●
●
●
●
Es necesario garantizar que el paciente está situado en
la sala de tratamiento de acuerdo con las condiciones
de simulación, según las cuales se ha diseñado el
tratamiento, para la correcta administración de la
dosis de radiación prescrita.
Los marcadores o referencias externas al paciente no
siempre son representativos de la posición de sus
órganos internos.
La localización del volumen de tratamiento está sujeta
a imprecisiones que obligan a expandir la zona a
irradiar, aplicando unos márgenes de seguridad.
La adquisición de imágenes en la sala de tratamiento
permite reducir los márgenes de seguridad sin que se
vea afectada la irradiación del volumen tumoral, preservando en mayor medida el tejido sano circundante.
Existe una gran variedad de dispositivos para obtener
imágenes en la sala de tratamiento. La mayoría de
ellos emplea radiaciones ionizantes.
Pueden adquirirse imágenes 2D con haces ionizantes
mediante:
● Imágenes portales, utilizando el haz de tratamiento de MV y:
– Película radiográfica.
– Radiografía computarizada (CR).
●
– EPID, dispositivos electrónicos portales basados en: fluoroscopia y cámara óptica; matriz de
cámara de ionización líquida, y matriz activa de
panel plano (aSi, principalmente).
● Radiografía directa con flat-panel, utilizando
rayos X de kV:
– Solidarios al acelerador (LMDI/OBI).
– Sistemas duales estereoscópicos independientes.
Pueden adquirirse imágenes 3D con haces ionizantes
mediante:
● TC de radiodiagnóstico en la sala de tratamiento
(CT-on-rails).
● TC con haz de geometría cónica (CBCT), utilizando:
– EPID (MV-CBCT).
– LMDI/OBI (kV-CBCT).
● TC con haz en abanico con haces de MV (MVCT).
Las modalidades de posicionamiento guiado que no
usan radiaciones ionizantes son:
● La RM en sala (unidades híbridas en desarrollo).
● La ecografía (formación de imagen a partir de ecos
de ultrasonidos).
● La localización mediante señal infrarroja o radiofrecuencia.
● La reconstrucción de superficie mediante visión
estereoscópica de cámaras de vídeo.
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CAPÍTULO 7
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© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
111
CAPÍTULO
8
Informática y comunicaciones
Alberto Sánchez-Reyes Fernández y Manuel Tudanca Hernández
ÍNDICE
112
1. Introducción 112
2. Infraestructura informática
en los departamentos de radioterapia:
organización y proceso radioterápico 112
2.1.Equipos informáticos 112
2.2.Componentes fundamentales de un
ordenador 114
2.3.Topología de las redes 115
2.4.Internet e Intranet 116
2.5.Proceso radioterápico 117
2.6.¿Hacia un proceso sin papeles? 119
3. Comunicaciones, computación y ordenadores
en los departamentos de radioterapia. 119
3.1.Introducción histórica 119
3.2.Redes de radioterapia comerciales
en la actualidad 121
1. INTRODUCCIÓN
En los últimos 20 años, el extraordinario auge de la
informática ha permitido desarrollos tecnológicos trascendentales al servicio de la precisión en los tratamientos radioterápicos: en la obtención de imágenes en tres
dimensiones, en los sistemas de planificación y en las
unidades de irradiación. Así, en menos de dos décadas se
ha pasado de la radioterapia en dos dimensiones (RT 2D)
a la radioterapia conformada en 3D (RTC3D), a la modulación de la intensidad de la radiación para la máxima
conformación (IMRT, intensity-modulated radiotherapy) y
a la introducción de la radioterapia volumétrica (VMAT,
volumetric modulated arc therapy). Todos estos avances se
han debido principalmente a la introducción masiva de
potentes ordenadores en la gestión y el funcionamiento
de las unidades de radiación, y en la conectividad con
los servicios de radiodiagnóstico con el fin de utilizar
toda la amplia gama de pruebas diagnósticas aplicables
en tratamientos de radioterapia (resonancia magnética
[RM], tomografía computarizada [TC], tomografía por
emisión de positrones [PET], etc.).
La gestión de la masiva información que hoy es necesaria
en un tratamiento estándar de radioterapia comporta la
3.3.Lenguaje de las comunicaciones:
el estándar DICOM 123
4. La red radioterápica y su conexión e integración
con HIS, PACS Y RIS: niveles de integración
y problemas 125
4.1.Sistemas informáticos generales
o HIS 125
4.2.Sistemas informáticos RIS 127
4.3.Sistemas informáticos PACS 127
4.4.Integración con los servicios
de radioterapia 128
5. Resumen 129
Bibliografía 129
implementación de redes informáticas específicas, con el
problema que conlleva respecto a conectividad e intercambio de información entre ellas. Todo esto implica
una alta precisión en la entrega de la radiación ajustada a la dosis prescrita al volumen blanco, preservando
mejor los tejidos sanos adyacentes, de manera que puede
aspirarse a mejorar el índice terapéutico en dos sentidos:
disminuyendo la toxicidad tardía cuando esta es un problema de suficiente entidad, o escalando la dosis en el
volumen blanco para aumentar el control tumoral sin
provocar más toxicidad en los tejidos adyacentes.
2. INFRAESTRUCTURA INFORMÁTICA
EN LOS DEPARTAMENTOS
DE RADIOTERAPIA: ORGANIZACIÓN
Y PROCESO RADIOTERÁPICO
2.1. Equipos informáticos
Antes de introducir cualquier noción de red informática, es necesario conocer y saber describir de una forma
somera los distintos elementos físicos que componen
un ordenador y la función que realiza cada uno de ellos,
así como alguno de los programas que hacen posible
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 8
Informática y comunicaciones
que los ordenadores realicen las tareas para las que han
sido diseñados y programados. Los ordenadores pueden
subdividirse groseramente en tres tipos en función de su
velocidad de cálculo, capacidad de almacenamiento y
aplicaciones: microordenadores (ordenadores personales), miniordenadores (servidores) y superordenadores
(fig. 8-1)
Así pues, podemos empezar por la definición de la palabra «ordenador», que sería un aparato electrónico que
recibe datos y los procesa mediante operaciones aritméticas o lógicas gracias a un programa almacenado en una
memoria, y cuyos resultados son visualizados o exportados a un periférico acoplado a él. A pesar de que los
ordenadores actuales no se parecen en casi nada a los de
las primeras generaciones, su esquema de funcionamiento sigue siendo el mismo que hace 40 años: a través de
distintos dispositivos de entrada introducimos los datos
en la memoria del ordenador, y una vez en la memoria,
el microprocesador realiza algún proceso y produce un
resultado por los dispositivos de salida. Este esquema se
repite invariablemente. Veamos un ejemplo: escribimos
Llamamos «periféricos» tanto a los dispositivos de entrada como a los de salida. Ciertos periféricos son exclusivamente de entrada (teclado) o de salida (impresora);
otros (discos) pueden funcionar como dispositivos de
entrada (los datos están guardados en el disco) y como
dispositivos de salida (guardamos los datos en el disco).
Podemos simplificar aún más el esquema de un ordenador definiendo dos únicos bloques: los periféricos
y la unidad central de proceso (CPU, central processing
unit). En la CPU se encuentran la memoria principal y el
microprocesador integrados en una placa base (es decir, el
corazón y el cerebro del ordenador). El microprocesador
es el circuito más importante de la máquina, puesto que
es el que interpreta, ejecuta y procesa los datos que se
encuentren en la memoria principal. Esta última tendrá
por finalidad almacenar los datos que son procesados por
el microprocesador. El resto de los dispositivos (teclado,
discos, pantalla, ratón, etc.) son los periféricos
Los microordenadores son los ordenadores más simples
y sencillos, y se basan en una CPU integrada en un único
chip. Su utilidad es la de ordenador personal y control
de procesos y aplicaciones no excesivamente complejas
en la industria. Puede utilizarse para una única función y
por una sola persona, o como parte integrante de la red.
Actualmente su velocidad de cálculo suele ser del orden del
gigabyte (GB), con memorias RAM (random access memory)
del orden de 4 GB y memorias de almacenaje del terabyte
(TB). Estas características son muy cambiantes, ya que
desde hace más de 40 años viene cumpliéndose la llamada
ley de Moore, que dice que aproximadamente cada 18 me­
ses se duplica el número de transistores en un circuito
integrado y, por tanto, su capacidad de cálculo. Se trata
de una ley empírica, formulada por Gordon E. Moore,
cofundador de Intel, el 19 de abril de 1965, cuyo cumplimiento ha podido constatarse hasta hoy.
FIGURA 8-1
Tipos de ordenadores.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
una carta con un editor de textos utilizando el teclado
como dispositivo de entrada, realizamos procesos con el
texto y finalmente imprimimos en una impresora como
dispositivo de salida. El esquema funcional básico queda
como el que aparece en la figura 8-2.
FIGURA 8-2
Esquema básico de un ordenador.
113
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 8-3
Placa base donde está insertada la CPU.
114
El miniordenador tiene una respuesta de CPU más rápida
(del orden de cientos de GB) que el ordenador personal,
así como mayor capacidad de memoria y de almacenamiento de datos. Trabaja normalmente con varios
programas en paralelo o simultáneamente, y puede ser
manejado por diferentes usuarios a la vez. Su nombre
común es el de «servidor», y se utiliza para administrar
redes informáticas.
El superordenador está diseñado para poder realizar
aplicaciones donde se procesan operaciones matemáticas
muy complejas. Posee una elevada capacidad de almacenamiento y memoria, así como una gran velocidad en
el procesamiento de datos. Estos ordenadores se utilizan
en centros de supercomputación para resolver problemas
complejos en física, biología, química, etc.
2.2. Componentes fundamentales
de un ordenador
Los componentes pueden resumirse en dos tipos: el
hadware y el software.
HARDWARE
El término hardware se utiliza para referirse a los componentes físicos que constituyen el ordenador e incluye
todos los componentes mecánicos y electrónicos que
realizan el trabajo de computación. Simplificando, podemos decir que el hardware consta de dos partes: la CPU y
las unidades periféricas de entrada y salida por las que el
procesador de datos se comunica con el exterior.
La CPU es en realidad el microprocesador, verdadero
corazón del sistema, donde se trata la información que
va a ser procesada. La CPU realiza los cálculos y ordena
toda la circulación de los datos entre los diversos componentes del ordenador (fig. 8-3).
Así mismo, la CPU puede dividirse en tres sectores que
realizan tareas distintas:
1. Unidad de control que se encarga de coordinar las
funciones que realiza el ordenador. Su tarea es recoger
de la memoria la información y enviarla a la unidad
aritmética lógica para su procesamiento. Dependiendo del tipo de ordenador, la unidad de control realiza
su tarea en tiempos del microsegundo al nanosegundo
(reloj de gigahercios [GHz], de terahercios [THz], etc.).
2. Unidad aritmética lógica (ALU, arithmetic logic unit),
cuya tarea es realizar todos los cálculos, comparaciones y operaciones lógicas, y cuyo lenguaje es
puramente binario.
3. Unidad de memoria central, externa a la CPU, en
la que se almacenan los datos y las instrucciones
de programa, así como datos intermedios y finales de
las operaciones realizadas. Esta memoria, a su vez, se
divide en memoria RAM y memoria ROM (read-only
memory). La memoria de acceso aleatorio o RAM es la
memoria volátil o dinámica que utiliza el ordenador
para almacenar la información con la que trabaja en
ese momento. Dicha información se pierde en caso
de que se interrumpa el suministro de potencia del
ordenador. Por contra, la memoria de solo lectura o
ROM es aquella que viene grabada de fábrica y que
no podemos modificar ni borrar, ya que sirve para la
puesta en marcha del ordenador. Esta información
nunca desaparece cuando apagamos el ordenador
(BIOS [basic input/output system], etc.).
La evolución de las CPU ha sido sorprendente en los últimos años, y cada vez son más veloces y más pequeñas.
Las unidades periféricas permiten la comunicación del
ordenador con el exterior, tanto para recibir como para
suministrar información. Así, se define como periférico
cualquier dispositivo para la entrada o la salida de datos
CAPÍTULO 8
Informática y comunicaciones
en cualquier formato, ya sea electrónico (ficheros, imágenes, etc.), gráficos de pantalla, impresiones en papel, etc.
Los principales son los monitores de vídeo o pantallas
planas (LCD [liquid crystal display], LED [light-emitting
diode], etc.) (antiguamente pantallas CRT [cathode ray
tube]), las impresoras, las tarjetas de comunicaciones, los
discos de almacenamiento y cualquier otro dispositivo
acoplado al ordenador.
SOFTWARE
El software es el conjunto de programas y codificaciones
necesarias para que el ordenador realice el trabajo que
se le ha asignado. Un programa de ordenador es un
conjunto de instrucciones y datos destinados para que el
ordenador realice unas tareas concretas. Estos programas
podemos dividirlos, en función de sus aplicaciones, de
la siguiente manera:
●
●
Sistema operativo o conjunto de programas que sirve de
ayuda para usar el ordenador y sus dispositivos periféricos. Con el sistema operativo se controlan la entrada
y la salida de datos, el uso de periféricos, la gestión y la
información de los archivos, la prioridad de procesamiento y la información almacenada en la memoria.
Los más conocidos son Windows, Linux y Unix.
Programas de aplicación o conjunto de programas que
permiten realizar tareas específicas, como procesadores
de texto, bases de datos, hojas de cálculo, programas de
gráficos, programas de investigación y un gran número
de aplicaciones que se han venido desarrollando y
siguen desarrollándose de manera continua.
Todos los programas están escritos en un lenguaje de programación determinado que después, para que la CPU
pueda interpretarlos, se traduce a un lenguaje máquina
mediante un compilador o intérprete. Podemos destacar
como principales lenguajes de programación el BASIC,
el COBOL, el FORTRAN, el C++, el PASCAL, el JAVA, etc.
●
o host (fig. 8-4). Todo el procesamiento se realiza en el
host, y los usuarios únicamente dan órdenes a través
de sus ordenadores para que trabaje el ordenador
central. Las principales ventajas de esta arquitectura
son las buenas integración y comunicación, así como
el buen control sobre los datos. Como inconveniente
destaca la dificultad de modificación o actualización
de sus características o prestaciones, la servidumbre
a un único proveedor, la complejidad, su alto coste,
y la dificultad de instalación.
Arquitectura cliente-servidor: define una relación
entre el usuario de una estación de trabajo cliente y
un servidor de archivos, impresión, comunicaciones u
otro tipo de sistema proveedor de servicios (fig. 8-5).
El cliente es un sistema inteligente con su propia capacidad de procesamiento. La relación entre ordenadores consiste en una secuencia de llamadas seguidas
de respuestas. Utilizar este tipo de arquitectura tiene
muchas ventajas, ya que es muy sencillo el mantenimiento y el control de seguridad de los servidores.
Resulta también muy simple el proceso de realizar
copias de seguridad o backups. Otras ventajas son la
adaptabilidad a los usuarios, los bajos costes iniciales,
115
FIGURA 8-4
Configuración centralizada.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
2.3. Topología de las redes
Debido a la gran cantidad de información que se maneja
y procesa en cualquier actividad moderna, es necesario
en todo proceso, ya sea industrial, administrativo o
de servicios, poder disponer de una infraestructura de
comunicaciones capaz de transportar la información
rápidamente a través de todos los usuarios y adaptarse a las necesidades de gestión de la información. Los
sistemas informáticos que permiten y garantizan este
proceso se llaman redes.
La arquitectura o configuración de una red es fundamental, ya que condiciona su rendimiento y flexibilidad. La
red ha de administrar datos y gestionar tanto la lógica
de la aplicación como la de la presentación.
Existen diversos modelos de configuraciones:
●
Arquitectura centralizada: los usuarios utilizan terminales no inteligentes (llamados esclavos) que se
comunican constantemente con un ordenador central
FIGURA 8-5
Arquitectura cliente-servidor.
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
Si abordamos los sistemas de información, su evolución
podría resumirse en las siguientes líneas de actuación:
●
●
●
FIGURA 8-6
Arquitectura distribuida
●
116
la rapidez de desarrollo, la facilidad de su instalación
y la simplicidad de realizar la comunicación a través
de las plataformas instaladas. Sin embargo, los inconvenientes principales son que puede haber redundancia en la información y un riesgo de inconsistencia de
los datos.
Arquitectura distribuida: se define como la integración de varias arquitecturas cliente-servidor donde
las aplicaciones y los datos pueden estar distribuidos en más de un servidor, y que a su vez permite
el trabajo cooperativo de toda la red. La división
de recursos hace posible que se reduzca de una forma considerable el flujo de información por la red
(fig. 8-6). Este tipo de arquitectura es la utilizada
en entornos sanitarios, principalmente en radiodiagnóstico, ya que permite recibir y manipular
imágenes rápidamente, almacenadas en diferentes
servidores.
Los objetivos de las arquitecturas de la red tipo distribuida que podemos enumerar son:
1. Mayor disponibilidad de la red: mejorar la eficiencia
operativa y los tiempos de respuesta.
2. Reducción de costes: uno de los motivos principales
para la gestión de una red.
3. Reducir atascos en la red: la administración de la
red puede realizarse desde un único centro y así se
controlan más fácilmente sus tareas.
4. Incrementar la integración y la flexibilidad de las
operaciones.
5. Mejorar la eficiencia.
6. Facilitar su uso.
●
●
●
●
Transformación de los sistemas de comunicación
basados en papel a sistemas basados en el procesamiento y el almacenamiento de información en
archivos informáticos.
Expansión e interconexión de los sistemas de información de un nivel inicial local y departamental hacia
sistemas de información hospitalarios, interhospitalarios y globales.
Los pacientes y los proveedores de servicios sanitarios
se convierten así mismo en usuarios de los sistemas
de información.
La información se aplica tanto para el cuidado de los
pacientes como para la gestión, la planificación y la
investigación.
La tecnología ha perdido peso frente a aspectos de
gestión administrativa y estrategia de información.
Se ha producido un aumento de complejidad en
la información compartida; no sólo se comparten
ficheros, sino también imágenes, datos complejos,
planificaciones, etc.
Los sistemas informáticos sirven también para monitorizar a pacientes fuera de las unidades asistenciales.
Analizando los anteriores aspectos se deduce, por tanto,
que un sistema hospitalario ha de disponer de dos sistemas de comunicación diferentes: uno para comunicarse con el exterior (Internet) y otro para comunicarse
internamente (Intranet) (fig. 8-7).
Los retos que plantea Internet como espacio de la información están relacionados con las necesidades de búsqueda de los usuarios, con la pertinencia y el uso de la
información, con la calidad de los contenidos y con las
prestaciones a distancia de la unidad asistencial. También Internet es muy útil para la práctica médica. En este
sentido, la telemedicina y la teleasistencia son buenos
ejemplos de la utilidad de la red en la asistencia sanitaria.
2.4. Internet e Intranet
Las tecnologías de la información y la comunicación han
supuesto un gran avance en los sistemas de salud durante
las últimas décadas. Pueden distinguirse claramente dos
ramas distintas en este desarrollo: por un lado, los sistemas de información que constituyen la base de las
organizaciones, y entre ellas de la planificación sanitaria
moderna, y por otro lado Internet como tecnología clave
de comunicación del conjunto de la sociedad.
FIGURA 8-7
Esquema de red de una empresa.
CAPÍTULO 8
Informática y comunicaciones
Mientras que Internet es la salida al exterior, Intranet
es una red privada interna de cada compañía, empresa,
etc., construida utilizando unos protocolos. La familia
de protocolos de Internet es un conjunto de protocolos
de red en los que se basa Internet y que permiten la
transmisión de datos entre computadoras. En ocasiones
se le denomina conjunto de protocolos TCP/IP, en referencia a los dos más importantes que la componen: el
protocolo de control de transmisión (TCP, transmission
control protocol) y el protocolo de Internet (IP, Internet
protocol), que fueron dos de los primeros en definirse y
que son los más utilizados de la familia. Existen tantos
protocolos en este conjunto que llegan a ser más de 100
diferentes, entre ellos el popular HTTP (hypertext transfer
protocol), que es el que se utiliza para acceder a las páginas web, además de otros como el ARP (address resolution
protocol) para la resolución de direcciones, el FTP (file
transfer protocol) para transferencia de archivos, el SMTP
(simple mail transfer protocol) y el POP (post office protocol)
para correo electrónico, y TELNET (teletype network) para
acceder a equipos remotos, entre otros.
El TCP/IP es la base de Internet y sirve para enlazar computadoras que utilizan diferentes sistemas operativos,
incluyendo ordenadores personales, minicomputadoras
y computadoras centrales sobre redes de área local (LAN,
local area network) y área extensa (WAN, wide area net­
work).
El TCP/IP fue desarrollado y demostrado por primera
vez en 1972 por el Departamento de Defensa de los
Estados Unidos, ejecutándolo en ARPANET, una red de
área extensa de dicho departamento.
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Esta red (Intranet) puede componerse a su vez de un
número de redes dentro de la empresa que se comunican
también mediante los mismos protocolos TCP/IP. Estas
redes separadas se conocen comúnmente como subredes,
y su software permite a la gente comunicarse por correo
FIGURA 8-8
Decisión terapéutica en radioterapia.
electrónico (e-mail) y tablones de mensajes públicos, y
colaborar en la producción usando software de grupos de
trabajo. Las aplicaciones permiten a los distintos departamentos enviar información, y a los empleados rellenar
los formularios de empresa y utilizar la información
corporativa. Intranet permite a las empresas llevar a cabo
transacciones de negocio a negocio, como hacer pedidos,
enviar facturas y efectuar pagos.
Por ultimo hay que señalar que toda comunicación
que fluya tanto hacia el exterior como al interior debe
ser controlada y analizada por los llamados cortafuegos (firewalls), que bloquean el enlace a determinadas
informaciones y páginas web, así como la conexión a las
redes internas y a programas o usuarios no autorizados.
Esta es la forma en que puede protegerse la información
siempre delicada y se preserva la seguridad de los sistemas informáticos.
2.5. Proceso radioterápico
Se trata de un procedimiento complejo que integra diferentes etapas (fig. 8-8):
●
●
●
●
●
●
●
●
●
Indicación terapéutica.
Intención del tratamiento
Sistemas de inmovilización.
Simulación, TC.
Planificación, dosimetría y elección del equipo.
Verificación.
Puesta e inicio del tratamiento.
Control semanal de la evolución, la respuesta y los
efectos secundarios.
Seguimiento.
La decisión terapéutica y la indicación del tratamiento
son el momento más importante en la evolución de la
enfermedad de un paciente oncológico. Si el planteamiento y la indicación terapéutica inicial son erróneos,
117
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
las perspectivas de curación disminuyen considerablemente. El papel del oncólogo radioterapeuta es sentar
la indicación y el momento de realizar el tratamiento
radioterápico, así como su imbricación con el resto de
las terapéuticas oncológicas.
El manejo adecuado de la enfermedad tumoral es multidisciplinario y en la mayoría de los tratamientos intervienen diferentes especialistas, en comités de tumores,
como una plataforma de discusión y coordinación de
la actitud y la secuencia de las acciones encaminadas
a controlar la patología tumoral. En ellos participan
especialistas básicos (analistas, radiólogos, anatomopatólogos, etc.), cirujanos de la especialidad que corresponda (urólogos, cirujanos generales, especialistas en otorrinolaringología, neurocirujanos, traumatólogos etc.)
y sus clínicos homónimos (nefrólogos, especialistas en
aparato digestivo, neurólogos, etc.), y por último especialistas en oncología radioterápica y oncología médica.
Primero se elabora un protocolo de actuación ante las
distintas patologías tumorales, de obligada aplicación, y
a su criterio se someten todos los pacientes que padezcan
esa patología tumoral. Todo esto va encaminado a que
no se tomen decisiones terapéuticas unilaterales.
118
El objetivo de la irradiación debe ser la erradicación completa del tumor con la menor toxicidad posible. En el
caso de no poder producir la curación completa de la
enfermedad, su finalidad es intentar mejorar la calidad de
vida del paciente oncológico. La histología del tumor, el
tamaño y sus posibilidades de diseminación son los que
van a definir el tipo de irradiación y la dosis a administrar. Antes de planificar el tratamiento con radioterapia es
necesario realizar una evaluación clínica del paciente. Su
situación general y los tratamientos recibidos previamente, así como sus complicaciones, son factores importantes
a la hora de establecer un plan de tratamiento.
A pesar de que la duración de cada sesión de radioterapia
es de escasos minutos, es fundamental que el paciente
mantenga la misma posición durante la irradiación.
Para conseguirlo se utilizan colchones de vacío, máscaras de material termoplástico, y moldes de escayola o
de material termoplástico. Con todo ello se asegura la
correcta colocación y la reproducción exacta del tratamiento cada día.
Una vez que el paciente está inmovilizado, con la simulación real o virtual, se localizan las áreas anatómicas
mediante radiología simple o TC. Es necesario poder
reproducir las condiciones de los equipos de tratamiento, como la distancia del foco de radiación a la piel, los
grados de rotación de los componentes (brazo, cabezal,
etc.), los giros y las alturas de la mesa, el tamaño y la
incidencia de los campos, así como los factores de magnificación de las placas obtenidas. Tras delimitar el volumen de tratamiento se realizan unas marcas cutáneas que
determinan el reposicionamiento diario.
Es necesario un conocimiento extenso sobre las energías
de que se dispone, la dosis adecuada para cada tipo histológico de tumor, el fraccionamiento más conveniente,
las dosis límite que pueden recibir los distintos tejidos
y órganos sanos a incluir, y las ventajas y los inconvenientes de los tratamientos simultáneos a la irradiación.
La planificación es el conjunto de procesos por el que
se logra administrar la dosis deseada al volumen blanco
planificado. Estos procesos requieren la colaboración
de varias categorías profesionales: médicos especialistas
en oncología radioterápica, especialistas en radiofísica,
enfermeros y técnicos de radioterapia.
La planificación de cada tratamiento radioterápico
requiere la estrecha colaboración con los especialistas
en radiofísica médica. Usando potentes equipos informáticos (planificadores) y manejando todas las imágenes
y datos del paciente, se diseñan los volúmenes definitivos
a incluir y se deciden el equipo a utilizar, las energías,
las incidencias y las modificaciones de los volúmenes
a lo largo del tiempo de tratamiento. En él se obtienen
imágenes espaciales del contorno del paciente, el tumor,
los órganos sanos y las regiones ganglionares accesorias.
Con la prescripción de dosis y el fraccionamiento elegido
según el tipo de tumor de que se trate, el radiofísico
realiza la dosimetría clínica y define los campos de
tratamiento para una mejor delimitación del volumen
tumoral. Todas las energías y los accesorios disponibles
en las unidades de tratamiento están previstos en el planificador (colimadores simples o multilámina, moldes,
cuñas, movimientos de mesa y gantry, etc.). La elección
de la energía y de los accesorios necesarios depende de
la localización de la lesión (tamaño, profundidad y relación con órganos vecinos).
En la definición del volumen de tratamiento se siguen
las indicaciones de la International Commission on
Radiation Units and Measurements (ICRU), en las que
se distinguen varios volúmenes.
Con la dosimetría se describen la dosis que recibe el
tumor y la dosis que reciben los órganos incluidos o
contiguos al campo. Cuando el facultativo decide que la
dosimetría es correcta, todo el proceso se remite a la unidad de tratamiento para comenzar la terapia. En muchos
servicios se dispone actualmente de una red informática
interna que permite que el envío de los datos entre los
planificadores y las unidades se haga de forma automática. Es imprescindible que la técnica de irradiación
y los aditamentos necesarios queden minuciosamente
recogidos en la ficha de tratamiento del paciente.
El primer día se produce la puesta en tratamiento del
paciente y se verifican todos los datos de la planificación.
Durante todo el tratamiento se estudian los posibles
síntomas que pueden surgir debido a la irradiación y
debe comprobarse que son los esperados para ese tipo
de tratamiento.
Como hemos visto, la complejidad del tratamiento exige
una precisión absoluta, y de ahí la necesidad de la existencia de una red compleja informática que permita
la realización con la máxima seguridad de los pasos
anteriormente expuestos. Así, para para la indicación
CAPÍTULO 8
Informática y comunicaciones
terapéutica y la intención del tratamiento necesitamos
un registro informático de almacenamiento y consulta.
Si utilizamos TC en la simulación deberemos adquirir
y registrar las imágenes mediante un sistema informatizado; si necesitamos imágenes complementarias de RM,
PET, etc., necesitaremos una conexión con el PACS (pic­
ture archiving and comunications system) que las almacena.
Dichas imágenes se transfieren al planificador y, una vez
aceptada la dosimetría, el plan de tratamiento se exporta
a las unidades de radiación mediante una red local de
ordenadores conectados entre sí. Por tanto, sin una red
informática que permita gestionar toda la información
del tratamiento es imposible realizar actualmente un
tratamiento moderno de radioterapia.
2.6. ¿Hacia un proceso sin papeles?
Hemos visto en los apartados anteriores que la información que se transmite en un servicio de radioterapia ha
crecido de manera exponencial durante los últimos años.
La transferencia de imágenes, las planificaciones, los
datos de tratamiento y el seguimiento de los pacientes
han revolucionado el quehacer diario de estos servicios.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Hoy en día es inimaginable el funcionamiento de los
servicios de radioterapia sin una red que pueda absorber
y distribuir toda esta información. Todos los despachos,
lugares de trabajo, consolas de tratamiento y cualquier lu­
gar habitual de trabajo de los profesionales de radio­
física o radioterapia disponen de los necesarios recursos
informáticos para poder acceder a la ingente información
necesaria en el día a día del tratamiento del paciente.
Es por esto que podemos plantearnos si sigue siendo
necesaria la transmisión de la información de forma
clásica, es decir, en papel.
Existe actualmente una viva discusión sobre este tema.
Determinados profesionales creen que el formato electrónico no es del todo seguro y prefieren tener siempre
una copia en papel por si hubiera un fallo y pudieran
perderse todos los datos almacenados electrónicamente.
Por otro lado, algunos profesionales opinan que la informática es suficientemente segura y que es una verdadera
pérdida de tiempo realizar copias redundantes en papel
de la información almacenada digitalmente en los servidores de la red informática.
Existe además otro impedimento específicamente
español. Un problema específicamente español, que
no existe, está resuelto o está en fase de resolución en
otros países, es la existencia de una normativa que hace
especial referencia a una «hoja de tratamiento». Se trata
del Real Decreto 1566/1998, de 17 de julio, por el que
se establecen los criterios de calidad en radioterapia,
que en su artículo 7 dice:
Artículo 7. Hoja de tratamiento
En todos los tratamientos de radioterapia se deberá cum­
plimentar una hoja de tratamiento en la que se especifiquen,
como mínimo, los siguientes datos:
● Identificación del paciente.
●
●
●
●
●
Elementos descriptivos suficientes sobre la enfermedad que
se va a tratar.
Decisión terapéutica con la descripción de los volúmenes
relacionados con el tratamiento, dosis absorbida a adminis­
trar, parámetros clínicos de irradiación y elementos de
comprobación, así como la dosis absorbida máxima en los
órganos críticos.
Esquema de tratamiento previsto y dosimetría clínica
establecida correspondiente a la decisión terapéutica del
apartado anterior.
Datos necesarios del informe dosimétrico.
Todos los datos complementarios y relación de elementos
auxiliares que permitan la reproducibilidad del tratamiento.
Esta hoja será supervisada y firmada, antes del inicio del
tratamiento y siempre que se realice alguna modificación,
por el médico especialista responsable del tratamiento, por
el especialista en radiofísica hospitalaria responsable de la
dosimetría clínica y, diariamente, por el personal sanitario que
haya administrado el tratamiento. Cuando deba aplicarse un
tratamiento urgente en ausencia del especialista en radiofísica
hospitalaria, su firma antes del inicio del tratamiento no será
preceptiva.
La información que contiene la hoja de tratamiento deberá
quedar registrada y constará en la historia clínica del paciente.
Una interpretación de este Real Decreto sería aquella
que considerara el papel como soporte de toda esa información que debe ser recogida. Otra interpretación que
permite una adecuación a los momentos actuales, sería
aquella que considerara una hoja de tratamiento electrónica, en que podría constar toda aquella información
requerida, ya que la tecnología puede dar solución a lo
que requiere ese Real Decreto. De cualquier forma una
norma de 1998 está precisando ser actualizada, requiriéndose una modernización y adecuación al siglo xxi.
Mientras tanto habrá servicios de radioterapia que opten
por el soporte papel y habrá otros que interpretarán la
norma con los ojos de los nuevos tiempos.
3. COMUNICACIONES, COMPUTACIÓN
Y ORDENADORES EN LOS
DEPARTAMENTOS DE RADIOTERAPIA
3.1. Introducción histórica
Los resultados de la terapia con radiaciones dependen
de su exactitud y precisión. Varios avances tecnológicos
han ayudado a mejorar los resultados de los pacientes y
a reducir los posibles errores cometidos durante el tratamiento, uno de los cuales es la introducción del registro
y los sistemas de verificación de software. El registro y las
verificaciones mediante sistemas de software empezaron
a desarrollarse en los años 1970, y muy pronto se dispuso de versiones comerciales. Como los tratamientos
de radioterapia se hicieron más complejos, y las innovaciones tecnológicas se multiplicaron, este campo empezó
a demandar sistemas de tecnología de la información
modernos y actualizados para las necesidades del
119
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
tratamiento. Esto hizo que el software inicial de registro
y verificación evolucionase hacia un verdadero software
de control de los parámetros de tratamiento. La introducción del software en los servicios de radioterapia hizo que
disminuyeran los errores cometidos en el tratamiento,
mientras que en paralelo aumentaban tanto la complejidad como la eficiencia del tratamiento radioterápico. Recientemente, el software de los programas ha
sido desarrollado para disminuir cualquier error en el
tratamiento, incluyendo fichas de tratamiento informatizadas, sistemas de imagen y sistemas de gestión de
información general, como pueden ser la historia clínica,
seguimientos de sesiones, etc. En la actualidad existen
varios programas de gestión en oncología, sobre todo
aplicables en oncología radioterápica. Estas aplicaciones
están diseñadas para mejorar la veracidad y la integridad
de la información de cada paciente. Es importante que
los oncólogos radioterápicos sean conscientes de la historia y del futuro de la conexión de la radioterapia con
los software de gestión en oncología, y el impacto que va
a tener (que realmente ya tiene) en la profesión.
120
Los modernos generadores de radiación fueron desarrollados en la década de 1950. La introducción de unidades
de megavoltaje transformó el campo de la radioterapia.
Si bien comportaron muchas ventajas, una que podemos
destacar fue que los equipos permitieron tratar a los
pacientes haciendo incidir haces de radiación desde múltiples ángulos, lo que aseguraba una mejor dosis sobre el
tumor y una menor morbilidad en los tejidos cutáneos.
Sin embargo, este hecho aumentó de manera considerable la aparición de posibles errores en el tratamiento.
A finales de la década de 1970, la confección y la plasmación de un tratamiento de radioterapia implicaban
escribir de forma manual entre 15 y 20 parámetros por
paciente, tales como el tamaño del campo, el ángulo del
colimador o el ángulo del brazo de giro de la unidad.
Debido a que la probabilidad de cometer un error al
azar en la transmisión manual de estos parámetros era
considerable, los proveedores de equipos de radioterapia
empezaron a diseñar e introducir sistemas de verificación
y registro automático mediante un software. Estos sistemas deberían detectar e impedir que el tratamiento
se realizase cuando los parámetros del haz de radiación
del acelerador no coincidieran con los diseñados en un
principio, es decir, deberían impedir automáticamente
la ejecución del tratamiento en caso de cualquier discrepancia con su diseño original.
En sus inicios, el sistema de comprobación y verificación
estaba diseñado de manera general para todas las unidades de tratamiento. El software era cargado en microordenadores y cada máquina de tratamiento tenía su propio
sistema. Los datos de los pacientes se almacenaban en
cintas de casete, en disquetes, en hojas o en fichas de
papel. Este sistema fue un gran primer paso para disminuir los errores de tratamiento, pero se necesitaba
que los programas fueran específicos en su control y
verificación. Así pues, la verificación fue restringida a una
unidad de tratamiento individual. El sistema también
carecía de capacidad para generar informes para programación, facturación o investigación, y además los
sistemas de almacenamiento de datos de los pacientes
tampoco eran fiables ni seguros.
En la década de 1980 se inició el diseño de software centralizado y conectado a todas las unidades de tratamiento. El Memorial Sloan-Kettering Cancer Center fue uno
de los primeros centros de radioterapia que dio a conocer
su experiencia de un registro centralizado y un sistema
global record and verify. Entre los beneficios de este softwa­
re cabe destacar la creación de informes que requieren los
datos epidemiológicos y demográficos de los pacientes,
su análisis estadístico, la posibilidad de transferencia
de pacientes entre diferentes unidades de tratamiento
en caso de avería, y el incremento de la capacidad para
almacenar todos los parámetros de tratamiento.
La creación de este sistema centralizado (ahora ya como
una auténtica red informática) no fue fácil; en realidad,
fue una tarea muy laboriosa que consumió muchos
recursos hasta su realización. La mayor dificultad radicaba en las propias unidades de tratamiento, ya que
mientras cada máquina se comunicaba a un ordenador
central, las unidades de radiación no se conectaban con
el mismo formato o nivel de datos. Este hecho llevó al
desarrollo de interfaces entre las unidades y el ordenador
central o host. Así mismo, hubo que diseñar estándares
de comunicación con el fin de transmitir datos y prevenir
el beam on o puesta en marcha de la irradiación cuando
los parámetros leídos por la unidad de tratamiento estaban fuera de los límites establecidos.
Una de las principales carencias de los sistemas iniciales
de registro y verificación era su imposibilidad de generar
informes. Con el sistema centralizado de ordenadores,
esta dificultad fue rápidamente subsanada. Los datos
demográficos de cada paciente ahora sí podían ser introducidos en el sistema o red, así como la prescripción del
tratamiento. Así mismo, el registro del tratamiento y
su verificación también pudieron ser almacenados. Los
datos estandarizados en el ordenador central permitieron la creación de informes y su racionalización, ya que
podían incluir la información demográfica del paciente,
listas por orden alfabético, parámetros y tiempos de
tratamiento, e incidencias durante este.
Un trabajo muy interesante fue el realizado en el Milwaukee Regional Medical Center. Este centro puso en
marcha y evaluó la red de Siemens Mevamatic III Record
and Verify System. La red se instaló en enero de 1984 y
los autores del trabajo destacaron sus grandes ventajas:
capacidad para gestionar los datos de más 400 pacientes,
control de los tratamientos de radioterapia, verificación
de la exactitud de los parámetros de tratamiento, registro
diario de todos los datos del tratamiento, incluyendo
fechas y dosis (que servían de verificación de la hoja de
tratamiento), y almacenamiento a largo plazo de los
datos del tratamiento. El proceso de registro y verificación de los pacientes en red era simple. En primer lugar,
CAPÍTULO 8
Informática y comunicaciones
se introducía el número de identificación del paciente,
y luego toda la información del tratamiento era mostrada en los monitores del ordenador. Los recursos de
utilizar una red permitieron el uso de un monitor en la
sala de tratamiento, así como en la sala de control, lo
cual aceleró la puesta en marcha del tratamiento. Después se colocaba al paciente en la unidad de radiación
y el software verificaba los parámetros de tratamiento.
Esta verificación tardaba en torno a 1 minuto. Al finalizar, el sistema registraba los datos del tratamiento y las
incidencias que se hubieran producido. En cualquier
tratamiento con parámetros anormales, estos eran imprimidos para determinar y descubrir el fallo. Este sistema
de verificación funcionó en paralelo con la clásica hoja
en papel del tratamiento.
3.2. Redes de radioterapia comerciales
en la actualidad
En los últimos 10 años ha habido grandes progresos
tecnológicos en el diseño de las unidades de radiación
(colimadores multilámina [MLC, multi-leaf collimator],
cuñas dinámicas, mandíbulas asimétricas), y un aumento
y desarrollo en los sistemas y redes comerciales de software
informático tipo record and verify. Los tratamientos de
radiación se han hecho así mismo cada vez más complejos gracias a la planificación 3D e IMRT, y a la utilización
de MLC. Y una vez más, ha aumentado críticamente la
posibilidad de cometer errores. Esto hace que sea imprescindible la utilización de una red de verificación y almacenamiento de los datos de los tratamientos de radioterapia.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
A mediados de los años 1990, los sistemas de control y verificación comercialmente disponibles habían
evolucionado a un entorno cliente-servidor conectado
mediante una red. Así mismo se introdujo el sistema
operativo Windows, y el sistema y la arquitectura de
red-cliente se basaron en el TCP/IP. Las interfaces fueron diseñadas para la comunicación entre sistemas de
planificación de tratamiento, unidades de irradiación,
estaciones de trabajo, estaciones de control del MLC,
aceleradores lineales y la propia red en sí.
Antes de la existencia de la red, el tratamiento con un
campo MLC era un proceso arduo y muy complejo. Sin
interfaces automáticas, el responsable del tratamiento
(radiofísico, oncólogo radioterápico o técnico) tenía
que ir a la estación específica de trabajo del MLC y en­
viar a la consola de trabajo del acelerador las hojas del
MLC de cada campo individualmente, con el riesgo
de equivocación y la considerable carga de trabajo que
ello implicaba. A continuación, otra persona tenía
que entrar en el búnker de tratamiento y comprobar si
realmente los haces de radiación cargados en el acelerador eran los correctos, chequeándolos con los enviados
por la consola al MLC. Incluso con estas verificaciones,
los tratamientos todavía eran propensos a error. Con
la red, tanto los ordenadores de las estaciones de los
MLC como los de control del acelerador, se comunican
automáticamente y las hojas del MLC se posicionan
de manera automática para cada campo. Así mismo, el
software tiene el control sobre los demás parámetros de
la máquina, como pueden ser el tamaño del campo, el
ángulo del colimador, el ángulo del brazo o la posición
de la mesa de tratamiento; parámetros estos últimos que
también pueden ser controlados mediante el mando
manual de control del acelerador. Todo esto precisó el
desarrollo de la red de forma que el sistema de planificación dosimétrico se comunicara con el acelerador y se
pudiera volcar toda la información de la planificación
directamente en la unidad de radiación.
La introducción de la red ha permitido reducir considerablemente la aparición de errores en los tratamientos de
radioterapia. Un estudio de la University of Michigan
sobre 34.463 tratamientos realizados con red, analizados
y comparados con 114.083 tratamientos realizados sin red
demostró una drástica disminución de los errores aleatorios en los parámetros de tratamiento de los pacientes.
La puesta a punto y la introducción de redes en el control
de los sistemas de radioterapia han tenido un impacto
profundo en el campo de la radioterapia. La red permite la interconexión de todos los sistemas y equipos
de radioterapia, con independencia del fabricante, y ha
posibilitado un aumento de la complejidad de los tratamientos, aumentando también en paralelo la seguridad
de estos. Técnicas como la IMRT serían impensables
sin el sistema de redes actualmente en uso, así como el
almacenamiento de la ingente información que arrastra
cada tratamiento (fig. 8-9).
Un aspecto importante de las redes comerciales es que
también proporcionan interfaces para conectarse a sistemas externos a ellas. Las interfaces están diseñadas para
comunicarse a un nivel 7 (HL7) se seguridad con otras
redes de tipo sanitario. El nivel HL7 define estándares
de intercambio de datos electrónicos con la más alta
seguridad en orden a mantener su integridad y la no
aparición de posibles errores durante la transmisión.
La arquitectura de las redes resultante de estos desarrollos es la siguiente:
●
●
●
Un servidor u ordenador central donde se almacena y gestiona toda la información. Así mismo, este
servidor tiene una conexión exterior para facilitar
el diagnóstico de averías de la red, la instalación de
actualizaciones y las conexiones con PACS externos
al servicio (fig. 8-10).
Una conexión con el planificador (que puede estar
integrado o no en la red).
Finalmente, un acceso a las unidades de radiación
con el fin de transmitir correctamente los datos del
tratamiento (fig. 8-11).
REDES COMERCIALES ESPECÍFICAS
En la actualidad existen tres principales redes comerciales: LANTIS, desarrollada para gestionar las unidades de
tratamiento SIEMENS; ARIA®, que gestiona las unidades
de VARIAN; y MOSAIQ™ (IMPAC), que generalmente
gestiona las unidades de ELEKTA, pero también cualquier
121
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 8-9
Necesidad de la red en radioterapia.
122
FIGURA 8-10
Servidor principal.
FIGURA 8-11
Acceso a las unidades de radiación.
otro tipo de acelerador. Todos son sistemas aceptables.
Los dos primeros están enfocados fundamentalmente a
la gestión de pacientes en las unidades de tratamiento y
al control de calidad del tratamiento; el segundo consta
de diferentes módulos, que abarcan desde gestión de
datos administrativos, facturación, etc., hasta los más
complejos como los de registro y verificación de tratamientos, prestaciones que llevan consigo un elevado
coste de adquisición y mantenimiento.
Red LANTIS
La red LANTIS fue desarrollada a finales de los años 1990
y su aplicación ha sido para la conexión de los equipos
de SIEMENS. Actualmente está en desuso. Amplia, fácil de
usar, modular y práctica, LANTIS era un sistema integrado
a nivel de base de datos y de las diferentes aplicaciones
o módulos, diseñado para satisfacer todas las necesidades de un servicio de oncología, desde el registro de los
pacientes hasta su seguimiento, pasando por todas las
etapas de tratamiento. LANTIS proporcionaba acceso
instantáneo a toda la información clínica y administrativa. Era un conjunto de herramientas que permitían
al personal administrar, localizar y evaluar a un paciente
a lo largo de todo el proceso y en cada una de las etapas
que integran su tratamiento, en todos los departamentos de un servicio de oncología. Con una base de datos
totalmente integrada podía optimizarse la eficiencia del
servicio, eliminando la necesidad de entrada redundante
CAPÍTULO 8
Informática y comunicaciones
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
de datos. La calidad de la atención mejoraba al reducir
significativamente la posibilidad de error humano. La
tecnología cliente-servidor de LANTIS preservaba la integridad de los datos en una ubicación central, accesible
desde cualquier estación de trabajo LANTIS. Los beneficios generados por un sistema de administración de la
información se determinan por su capacidad de «adoptar» los mismos formularios usados hasta el momento
en el hospital y mejorar las condiciones de trabajo del
medio donde se insertan, mediante la racionalización de
los procedimientos empleados en dicho medio.
Red ARIA®
La red ARIA® es la evolución de la antigua red VARIS de
VARIAN. Mientras que la red VARIS se subdividida en
una serie de módulos (la tecnología VARIS funcionaba
en entorno Windows conforme a las herramientas gráficas 4GL con arquitectura cliente-servidor, y el hardware
se componía de servidor PC o RISC con estaciones de
trabajo PC en entorno NT, con conectividad a UNÍX
TCP/IP), la nueva red ARIA® también funciona en una
plataforma Windows, pero ha fusionado los antiguos
módulos de VARIS convirtiéndose en un único módulo
de trabajo. Una configuración típica es la que se muestra
en la figura 8-12, donde la red interconecta todos los
equipos del servicio de radioterapia. La red funciona
mediante protocolo TCP/IP y es de gran utilidad para el
funcionamiento global del servicio.
Red MOSAIQ™
La red MOSAIQ™ (evolución de IMPAC) es la red que
gestiona las unidades de ELEKTA (fig. 8-13). Se basa en
FIGURA 8-12
Red ARIA.
el sistema ESI (External System Interfase manager), que
gestiona mediante protocolo TCP/IP toda la información
del servicio de radioterapia y la interconexión con las
otras redes del hospital. Uno de los principales componentes de la red es el sistema de gestión central EMR,
similar al diseñado por ARIA® y que permite el acceso
de cualquier fase de tratamiento y la sincronización para
realizar calendarios de tratamiento. Tanto en funcionamiento como en prestaciones, es similar a la red ARIA®
diseñada por VARIAN.
3.3. Lenguaje de las comunicaciones:
el estándar DICOM
DICOM (digital imaging and communication in medicine)
es el estándar reconocido mundialmente para el in­
tercambio de imágenes médicas, pensado para el manejo, el almacenamiento, la impresión y la transmisión de
imágenes médicas.
En los primeros años de evolución de la disciplina de
diagnóstico por la imagen, la presentación y la manipulación de las imágenes se realizaba sobre medios físicos,
como placas radiográficas, papel y pantallas CRT, entre
otros, con todas las limitaciones que estos presentan. En
la actualidad, el uso de imágenes digitales para diagnóstico ha aumentado notablemente debido a las nuevas
tecnologías en instrumentación y al rápido desarrollo del
soporte computacional, y además suponen una mejor
calidad y una mayor diversidad, y la posibilidad de transmitirlas a distintos puntos de inmediato.
123
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
●
●
FIGURA 8-13
Red MOSAIQ.
124
FIGURA 8-14
Ejemplo de servicios DICOM.
Cuando surgieron los primeros formatos de archivos de
imágenes digitales, inevitablemente se presentaron numerosos problemas de compatibilidad entre fabricantes que
dificultaron el intercambio de imágenes entre los sistemas
de información hospitalarios. Es por ello que el American
College of Radiology (ACR) y la National Electrical Manufacturers Association (NEMA) iniciaron, en 1983, un proyecto para la elaboración de un estándar que solucionara
las dificultades de la transferencia de imágenes médicas y la
información asociada a ellas. Tras varios intentos, en 1993
se creó el formato DICOM 3.0, que es el estándar utilizado
por las firmas digitales en la actualidad. Hoy por hoy es un
estándar en revisión continua que periódicamente genera
nuevas versiones (fig. 8-14).
Entre las características más sobresalientes de DICOM 3.0
pueden citarse:
●
●
●
Es aplicable a un entorno de red. Las versiones previas
sólo ofrecían comunicación punto a punto. La versión
3.0 de DICOM determina el soporte de operaciones
en un ambiente de red usando protocolos estándar,
tales como TCP/IP.
Especifica cómo deben reaccionar los dispositivos a
los comandos y a los datos que son intercambiados.
Las versiones anteriores fueron confinadas a la transferencia de datos, pero la versión 3.0 de DICOM es­
pecífica, con el concepto de las clases de servicio, la
semántica de los comandos y de los datos asociados.
DICOM tiene un conjunto muy amplio de servicios,
la mayoría de los cuales implica transmisión de datos
sobre la red, y el formato de fichero en que se sustenta
es en realidad una ampliación posterior y de menor
importancia del estándar. Dichos servicios son:
● Dicom Store: usado para mandar imágenes u otros
objetos persistentes (informes estructurados, etc.)
a un PACS o a una estación de trabajo.
● Storage Commitment: usado para confirmar que una
imagen ha sido almacenada permanentemente por
un dispositivo. El usuario de la clase de servicio
(modalidad, estación de trabajo, etc.) utiliza la
confirmación de la clase de servicio del proveedor
(estación de almacenamiento) para asegurarse de
que puede borrar la imagen localmente.
● Query/Retrieve: permite a una estación de trabajo
hacer búsquedas de imágenes en un PACS y recuperarlas.
● Dicom Worklist: permite a un equipo de imagen
que incluya esta funcionalidad o servicio DICOM,
leer la «lista de pacientes citados», obtener detalles de los pacientes y los exámenes médicos solicitados electrónicamente, evitando la necesidad
de introducir esa información varias veces y sus
consiguientes errores.
● Modality Performed Procedure Step: servicio complementario al Modality Worklist que permite a la
modalidad mandar un informe sobre los exámenes
médicos realizados incluyendo datos sobre las
imágenes adquiridas, las dosis dispensadas, etc.
● Dicom Print: usado para mandar imágenes a una
impresora DICOM, normalmente para imprimir
una placa de rayos X.
Especifica niveles de conformidad. Las versiones previas especificaban un nivel mínimo de conformidad.
(Cualquier dispositivo o sistema que declara conformidad con la norma DICOM debe interactuar con
parte o con la totalidad de un sistema PCAS. La versión 3.0 de DICOM describe explícitamente cómo un
implementador debe estructurar una declaración de la
conformidad para seleccionar opciones específicas.)
Se estructura como documento de varias partes, lo
que facilita la evolución del estándar en un ambiente
de rápido desarrollo, simplificando la introducción de
nuevas características.
Introduce objetos de información (un componente
fundamental que se utiliza para representar los datos
del mundo real y define el centro de contenidos de
CAPÍTULO 8
Informática y comunicaciones
información médica, en su mayoría imágenes) explícitos no sólo para imágenes o gráficos sino también
para estudios, informes, visitas, procedimientos, listas
de tareas, etc.
Un beneficio importante de los servicios DICOM 3.0 está
vinculado con la interrelación de los diferentes sistemas
de información de un hospital, como los sistemas de
archivado y transmisión de imágenes (PACS), los sistemas de información radiológica (RIS) y los sistemas
de información del hospital (HIS). En los sistemas PACS
es donde su aplicación tiene mayor relevancia, dado que
estos pueden ser utilizados por los diferentes ambientes
que generan y utilizan imágenes médicas de diagnóstico,
manteniendo la operatividad entre ellos.
La necesidad de extender los estándares al campo de la
radioterapia, dio lugar a la construcción del estándar
DICOM RT, con el cual se resuelven los problemas que
impone el trabajo radioterápico, como por ejemplo, la
exportación, no solo de todo tipo de imágenes, sino
también de los parámetros y las características de los
haces de radiación que utilizan los aceleradores en el
tratamiento.
4. LA RED RADIOTERÁPICA
Y SU CONEXIÓN E INTEGRACIÓN
CON HIS, PACS Y RIS: NIVELES
DE INTEGRACIÓN Y PROBLEMAS
4.1. Sistemas informáticos generales o HIS
El HIS (hospital information system) es un sistema integrado de información diseñado para gestionar todos los
aspectos clínicos, administrativos y financieros de un
hospital. Además, permite obtener estadísticas generales
de pacientes, datos epidemiológicos, de salud laboral
y de salud pública, entre otros.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Los HIS nacieron en los años 1950 para colaborar con la
gestión administrativa de los pacientes; es decir, registrar
la actividad relativa a los pacientes así como los sistemas
de gestión de suministros y stock de productos, siste­
mas de finanzas y contables, etc.
La historia de los HIS es en realidad la historia de los
sistemas de información en el campo de la salud, ya
que fue en el entorno hospitalario donde estos primero
se implantaron. Durante las décadas de 1950 y 1960,
los sistemas de información se introdujeron casi exclusivamente por necesidades financieras y de gestión económica de los centros. Estos sistemas se centraban en
recoger datos demográficos del paciente y mezclarlos
con datos de costes para producir facturas. Así pues, se
desarrollaron sistemas de facturación y de contabilidad.
Este periodo viene caracterizado por los grandes sistemas
informáticos (mainframes), que eran muy costosos. La
incapacidad de muchos hospitales para soportar estos
costes tan altos llevó a la necesidad y al éxito de los sistemas compartidos, es decir, sistemas mixtos de procesamiento de datos clínicos y administrativos. Un sistema de
información hospitalario típico de los años 1960 tenía
poco de sistema clínico, ya que el énfasis estaba puesto
en la contabilidad, las nóminas y los recursos humanos.
Los únicos sistemas clínicos que se desarrollaron fueron
sistemas de registros de pacientes que recogían, sobre
todo, datos con los que estudiar diagnósticos y tomar
decisiones para mejorar la precisión diagnóstica, para
tomar decisiones clínicas más fiables y para aumentar la
comprensión de la estructura del conocimiento médico,
de tal manera que pudieran tomarse mejores decisiones
y seguir mejores métodos de diagnóstico.
En los años 1970 comenzaron a dejarse sentir con más
fuerza las necesidades clínicas, pero principalmente
como un resultado de las necesidades financieras. Estas
cuestiones financieras se centraban en maximizar los
ingresos y capturar los costes, y los sistemas de atención
al paciente podían servir como vehículo para documentar las órdenes y las peticiones, e indirectamente sus
costes. Sin embargo, con este objetivo financiero continuo se hizo poco esfuerzo para tratar las necesidades
de los médicos y enfermeras implicados en la atención
directa del paciente. El crecimiento de los sistemas
departamentales coincidió con la disponibilidad de los
miniordenadores, de menor coste que los mainframes.
Los hospitales estaban ya experimentando una necesidad
creciente de manejar datos de servicios específicos y del
hospital en su conjunto.
La década de 1980 impulsó un cambio drástico: de
maximizar los ingresos a maximizar el reembolso. Se
comenzó a presionar para mejorar la coordinación entre
diferentes servicios y para reducir la estancia. Cada vez
cobraba mayor importancia la contención de costes, los
sistemas de pago prospectivo, los grupos relacionados
por el diagnóstico, la revisión de utilización, etc. Los servicios clínicos comenzaron a recibir mayor presión para
mejorar la productividad. Sin embargo, un hecho clave
en el crecimiento de los sistemas departamentales fue el
desarrollo de los microordenadores y de los lenguajes
de programación de cuarta generación, que trajeron un
mayor acceso a los datos y a un menor coste. Un sistema
de información hospitalario típico de los años 1980
estaba formado por un sistema de contabilidad y un
sistema de atención al paciente.
En los años 1990 y principios del siglo xxi, los sistemas
se mueven en la dirección de centrarse en el paciente y
estar orientados clínicamente; estos sistemas no contemplan al paciente como una colección de números
o episodios, sino como un flujo continuo de datos. De
esta forma podrá conseguirse más información desde el
punto mismo de la asistencia, y los sistemas mejorarán
la comunicación proveedor-paciente.
En los últimos 20 años, la tendencia ha ido dirigida
a desarrollar sistemas descentralizados especializados
en la resolución de problemas concretos, que recogen
la información requerida y ponen a disposición del
resto de los sistemas los datos más relevantes. Entre
los sistemas más destacados podemos citar PACS, LIS
125
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
(laboratory information system) y sistemas de información
para anatomía patológica, entre otros, en los que se
resume la información clínica del paciente que ha sido
transmitida desde los subsistemas de las distintas especialidades médicas del hospital junto con la información
generada por el propio sistema principal del HIS. En el
puesto de trabajo computarizado clínico se recogen los
datos que constituyen la historia clínica electrónica y
que es una de las herramientas principales utilizadas
por los profesionales sanitarios en la atención de los
pacientes.
En la situación actual, a pesar de que cualquier subsis­
tema de información del hospital relacionado con la
atención a los pacientes se considera parte del HIS,
a menudo, cuando se habla de HIS, se hace referencia
sólo al sistema que apoya la parte administrativa en la
gestión de los pacientes.
En la figura 8-15 se muestra un ejemplo de un paciente
que solicita una cita para un determinado especialista,
en este caso se trata de una revisión de cardiología. El
proceso de un paciente hospitalizado es similar, mientras que en el caso de urgencias no hay solicitud de cita
previa.
Para realizar la cita hay que identificar al paciente en el
sistema o darlo de alta, si es el caso, procedimiento descrito en la sección titulada «Fichero maestro de pacientes». Para concertar la cita, en primer lugar es necesario
seleccionar la prestación requerida en el catálogo de prestaciones del hospital. Una vez identificados el paciente y
la prestación, se procede a solicitar esta última.
El siguiente paso es realizar la cita de la prestación que se
acaba de solicitar. Antes de abordar el proceso de cita se
describirá la configuración de las agendas de los recursos
que intervienen, para optimizar el tiempo. El siguiente
paso es concertar la cita.
Llegado el día, el paciente debe acudir al hospital. Este
puede llevar un justificante o comprobante de la cita que
se le ha dado previamente, lo que en España se denomina
«volante». En el servicio de admisión se da entrada al
paciente en el hospital. Luego, este acude a su cita con el
especialista, quien puede solicitarle una o varias prestaciones, como una TC (gestionada por el RIS y las imágenes
por el PACS) y una analítica (gestionada por el LIS). Los
resultados médicos obtenidos, junto con los datos que
haya podido introducir y el resto de los datos de su historia clínica, pueden consultarse en la estación clínica. El
126
FIGURA 8-15
Flujo de un paciente en un servicio
hospitalario.
CAPÍTULO 8
Informática y comunicaciones
especialista puede volver a ver al paciente para explicarle
el diagnóstico y el tratamiento a seguir: elabora un informe médico, a veces desde la propia estación clínica o con
una aplicación específica y, en el caso de que el paciente
acuda de forma privada, el sistema administrativo elabora
la factura correspondiente. Además, puede haber muchos
otros subsistemas en el hospital que no están representados en la figura 8-15 y que idealmente podrían estar
interrelacionados e integrados. Es común que para que
los subsistemas se comuniquen se utilicen programas
específicos, llamados buses o motores de integración,
que se encargan de gestionar los flujos de información.
La configuración que se haga de los procesos antes descritos, junto con el resto de los subsistemas del HIS, debe
reflejar la planificación estratégica que la gerencia quiere
llevar a cabo en el hospital. Para adecuar las políticas del
hospital a los objetivos estratégicos se dispone, precisamente, del HIS.
4.2. Sistemas informáticos RIS
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La medicina moderna está cargada de información, y
a medida que se extiendan más las nuevas tecnologías
aplicadas a ella, que por demás no parecen detenerse
en su desarrollo y evolución, la generación de los datos
e interacciones paciente-sistema médico serán mayores
y el manejo mucho más difícil. Las nuevas tecnologías
de la información basadas en la microelectrónica, junto
con otras innovaciones, permiten enormes aumentos de
potencia de cálculo, registro, almacenamiento y reducciones de costes en todo tipo de procesamiento de información: generación, almacenamiento, transmisión, manipulación y visualización, que incluyen datos numéricos, de
texto, de sonido o de vídeo. Sin embargo, una cuestión
fundamental es la velocidad a la que se adaptarán las instituciones para aprovechar las nuevas formas de hacer las
cosas a partir de las nuevas tecnologías de la información.
Las instituciones de salud buscan y aplican soluciones
de bajo coste, con la flexibilidad necesaria, para permitir
el acceso a la información (incluyendo imágenes) en
cualquier lugar y en cualquier momento, y para compartir
datos e imágenes a través de varias instituciones.
Existen varios tipos de sistemas de información relacionados con la salud. Podemos encontrar el HIS, cuya
función principal es mantener la información referente
a los servicios de un hospital accesible a los actores del
mismo. Dentro de las instituciones de salud hay varios
servicios especializados, como el laboratorio clínico,
anatomía patológica e imagenología, por citar algunos.
Cada uno dispone también de sistemas de información
que han sido optimizados para su funcionamiento de
acuerdo con los requerimientos específicos de cada rama.
Para los casos citados se encuentran los sistemas LIS, PIS
y RIS, respectivamente.
La aceptación en el entorno sanitario de los RIS ha sido
buena, en general, debido a la enorme ayuda que supone
la gestión de una ingente cantidad de exploraciones e
imágenes radiológicas.
FIGURA 8-16
Diagrama de funcionamiento de una red RIS.
Un RIS debe gestionar toda la actividad radiológica de un
paciente (fig. 8-16), desde la petición de un estudio hasta
su informe, pasando por la recogida de las incidencias o
consumos que conlleve la realización de la exploración.
Puede definirse el RIS como la herramienta informática
que permite gestionar los procesos de un departamento
de radiología mediante aplicaciones informáticas residentes en ordenadores. De la definición se desprende
que en la evaluación del rendimiento y las prestaciones
de un RIS debemos valorar los equipos de informática a
utilizar y la conexión entre ellos, por un lado, y por otro
el programa informático y los distintos componentes del
mismo. Su objetivo principal consiste en racionalizar y
optimizar el trabajo que supone una actividad diaria
que tiene como resultado la realización de exámenes a
pacientes, con su consiguiente flujo de trabajo generado
al tener que diagnosticar e informar las pruebas.
4.3. Sistemas informáticos PACS
La tecnología PACS se introdujo a mediados de los años
1980, pero no fue realmente hasta el inicio de la década
siguiente cuando realmente tuvo su maduración. Vio su
primera instalación operativa en los servicios de diagnóstico por la imagen de la Universidad de California en
Los Angeles (UCLA) a lo largo de la década de 1980. En
aquella época, la UCLA se convirtió en el principal centro
de desarrollo y experimentación en PACS. Ya en 1992
se podían contar alrededor de 20 PACS instalados en
Europa con distintos niveles de implantación, pero hay
que citar especialmente los trabajos teóricos y de estandarización realizados en el Hospital de la Universidad
127
PARTE 2
Equipamiento radioterápico
FIGURA 8-17
Red PACS.
Libre de Bruselas (Bélgica) y en el Hospital del Danubio
(Viena, Austria), diseñados para funcionar sin película.
Los objetivos de un PACS son capturar, gestionar, transmitir y exhibir imágenes médicas. Sus componentes
son interfaces con equipamiento de imagen, redes de
comunicación, sistemas de archivo, estaciones de trabajo
para la exhibición de imágenes y software de gestión de
base de datos (fig. 8-17).
128
Ya sabemos claramente que un PACS no es una isla
única; habita en un mar de información con otras islas
conocidas, como RIS, HIS y el sistema de desarrollo
de información DIS (development information system),
generalmente encargado de toda la gestión económicoadministrativa del hospital.
4.4. Integración con los servicios
de radioterapia
Las redes de radioterapia están conectadas a multitud
de servicios y por ellas transcurre una ingente cantidad
de información. La integración de la red local de radioterapia con otras redes pasa por lo que se denomina
un switch. Un switch (en español, conmutador) es un
dispositivo de interconexión de redes de ordenadores/
computadoras que opera en la capa 2 (nivel de enlace
de datos) del modelo OSI (open systems interconection).
Un switch interconecta dos o más segmentos de red,
funcionando de manera similar a los puentes (bridges),
pasando datos de una red a otra (fig. 8-18).
La conexión también puede establecerse mediante un
router, que tiene más facilidades de software que un switch.
Al funcionar en una capa mayor que la del switch, el
router distingue entre los diferentes protocolos de red,
tales como IP, IPX, Apple Talk o DECnet. Esto le permite
tomar una decisión más inteligente que la del switch en
el momento de reenviar los paquetes.
Los problemas de conectividad de red tienen distintas
causas, pero normalmente se deben a adaptadores de
red incorrectos, a una inadecuada configuración de los
modificadores, a un hardware defectuoso o a problemas
del controlador. Algunos síntomas de los problemas de
FIGURA 8-18
Puertas y routers de intercomunicación de redes.
conectividad son intermitentes, por lo que no parecen
señalar claramente una de estas causas.
A veces, una actualización del sistema operativo introduce los problemas de conectividad de red. El mismo
adaptador de red que funcionó correctamente en un
sistema operativo anterior o diferente, como Microsoft
Windows 98 o Microsoft Windows 95, puede producir
problemas después de una actualización. En ocasiones,
el motivo de un problema de conectividad puede ser la
reubicación de un servidor.
Las causas más comunes de los problemas de conectividad son:
●
●
Los adaptadores de red y los puertos conectores tienen
niveles de dúplex o parámetros de velocidad de transferencia no coincidentes.
Los adaptadores de red o los conectores con tasas de
transmisión de 10/100 megabits por segundo (Mbps)
no conectan correctamente. Alguna configuración
de detección automática no puede detectar bien la
velocidad de algunos adaptadores de red.
CAPÍTULO 8
Informática y comunicaciones
●
El adaptador de red es incompatible con la placa base o
con otros controladores o componentes de hardware
o de software.
También hay que vigilar el buen funcionamiento del
router y la identificación correcta de los puertos y las
entradas de los distintos servidores que tienen que intercambiar la información. Para esto es necesaria una buena
definición de las IP de cada estación de trabajo (una
dirección de IP [Internet Protocol] es una identificación
numérica [dirección lógica] que se asigna a dispositivos
que participan en una red de ordenadores que utiliza el
protocolo de Internet para la comunicación entre sus
nodos), así como la identificación correcta de los paquetes transmitidos. También, para su buen funcionamiento
la red ha de trabajar en lenguaje compatible DICOM.
Así mismo, la red debe disponer de un cortafuegos, que
es un software dedicado que inspecciona el tráfico de la
red que pasa por él, y niega o permite el paso basándose
en un conjunto de reglas definidas por el administrador.
Para verificar las redes existen comandos que permiten
comprobar su funcionamiento. Algunas de las herramientas ofrecidas por Unix para diagnosticar problemas
de red (y habitualmente disponibles también en otras
plataformas) son las siguientes:
●
●
●
●
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
Ping: es la herramienta básica para verificar la conectividad de la red. Permite determinar si un host es alcanzable y proporciona estadísticas sobre los tiempos de
respuesta de la red.
Traceroute: muestra la ruta que los paquetes seguirán
desde un host de origen hasta otro host de destino.
Permite, entonces, diagnosticar problemas de ruteo.
Nslookup: permite hacer consultas interactivas a un
servidor DNS.
Netstat: despliega información sobre la tabla de ruteo,
las interfaces y los sockets activos.
Ifconfig: si bien es básicamente una herramienta de configuración, puede utilizarse también como herramienta
de diagnóstico, para detectar errores en la dirección IP,
máscara de subred o dirección de broadcast.
5. RESUMEN
En este capítulo se desarrollan y explican conceptos
como qué son los equipos informáticos, la aplicación y
la gestión tanto en redes hospitalarias generales como en
redes específicas en radioterapia, así como redes informáticas, Internet y sus aplicaciones, y los requerimientos
de protección de datos. Hoy en día es inconcebible la
gestión de un servicio de radioterapia sin ordenadores
ni redes informáticas específicas de la especialidad. El
objetivo de este capítulo es conocer los componentes
fundamentales del ordenador, comprender y saber describir los sistemas informáticos de gestión hospitalarios,
tanto generales como específicos de radioterapia, explicar
los diferentes tipos de redes informáticas y conocer sus
riesgos de seguridad.
Bibliografía
Andreu Martínez V, Agullo Boix V, Gómez Molla JA, Martínez
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normativa.sne.es/Repositorio/MSC/Real%20Decreto%2015661998%20de%2017%20de%20julio.pdf
129
Página deliberadamente en blanco
PARTE
El proceso radioterápico.
Dosimetría física.
Radiobiología
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
9. Procesos y procedimientos en la actividad radioterápica
10. Dosimetría física en radioterapia externa 140
11. Radiobiología 161
132
3
CAPÍTULO
9
Procesos y procedimientos
en la actividad radioterápica
Luis Núñez Martín
ÍNDICE
132
1. Introducción 132
2. Estructuración organizativa de la radioterapia:
procesos y procedimientos 132
3. Recursos humanos 133
4. Procesos y procedimientos
en radioterapia 134
4.1.Admisión del paciente 134
4.2.Simulación 135
4.3.Prescripción dosimétrica 136
4.4.Planificación dosimétrica 136
1. INTRODUCCIÓN
En el presente capítulo se estudiará la estructura de la
actividad radioterápica, algo especialmente importante
dada su complejidad si se compara con otros departamentos médicos. Esta complejidad es consecuencia tanto
de la variedad de tareas que hay que realizar para llevar a
buen término un tratamiento radioterápico como de la
diversidad de profesionales involucrados en ellas.
Conocer cómo se desarrolla el flujo de tareas que constituyen la actividad radioterápica es primordial para
garantizar la seguridad y la eficiencia de los tratamientos,
ya que el conocimiento sobre en qué momento y en
manos de quién está el proceso que corresponda del
tratamiento en curso garantiza que todo lo que a este
proceso corresponda está siendo supervisado por todo
el mundo que participa y colabora en él.
2. ESTRUCTURACIÓN ORGANIZATIVA
DE LA RADIOTERAPIA:
PROCESOS Y PROCEDIMIENTOS
Como en toda actividad productiva moderna, la radioterapia está sujeta a una organización de su gestión basada
en procesos. Se entiende como proceso (qué hacemos)
4.5.Aceptación médica 137
4.6.Verificación experimental 137
4.7.Documentación e informe
dosimétrico, transmisión de datos
y almacenamiento 137
4.8.Tratamiento 138
4.9.Seguimiento clínico y de enfermería 139
4.10.Fin del tratamiento 139
5. Resumen 139
Bibliografía 139
una serie de actos que se suceden en el tiempo, los cuales
están organizados en procedimientos que constituyen
el método, esquema o forma en que han de realizarse
dichos actos.
Los procesos están impulsados por el logro de un resultado, se centran en la satisfacción de los clientes y otros
interesados, y contienen actividades que pueden realizar
personas de diferentes departamentos con unos objetivos
comunes.
Los procedimientos (cómo lo hacemos) están impulsados por la finalización de la tarea, se centran en el cumplimiento de las normas y documentan la secuencia
de pasos de ejecución de las actividades que pueden
realizar personas de diferentes departamentos con distintos objetivos.
Según esto, podemos entender que la actividad radioterápica está formada por un conjunto de procesos que
tienen asociados unos procedimientos. Los procesos
serían cada una de las etapas que deben seguirse, desde la
entrada del paciente en las instalaciones de radioterapia
hasta su salida de ellas una vez tratado. Los procedimientos serían las tareas a realizar en cada etapa, que
pueden agruparse en: admisión, simulación, planificación, verificación y tratamiento. (v. cap.25, apartado
«6.1 Normativa específica de aplicación de la protección
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 9
Procesos y procedimientos en la actividad radioterápica
radiológica en el ámbito operacional en las instalaciones
y en los equipos de radioterapia»).
Esta estructura organizativa está referenciada en el sistema de gestión de calidad, o puede estarlo, en el apartado
de requisitos (ISO 9001) que debe de cumplir un sistema
de gestión de calidad para su aplicación o certificación.
La acreditación de la actividad radioterápica es optativa
del centro, pero puede ser conveniente su habilitación
al objeto de regularizarla y homogeneizarla, tanto en el
ámbito intrahospitalario como en el extrahospitalario.
No obstante, hay que tener en cuenta que trabajar en
el entorno ISO supone un esfuerzo adicional en el que
todos deben sentirse involucrados.
Los departamentos participantes en los procesos y
procedimientos son el de oncología radioterápica (SOR),
el de radiofísica y protección radiológica (SRFPR), y el
de enfermería. Este último rara vez es considerado,
pero tiene una importancia extrema por aportar el personal que de manera real y efectiva ejecuta las tareas
concretas que constituyen los tratamientos. Este aspecto
queda velado porque estas tareas son realizadas con las
instrucciones y bajo la dirección de los dos departamentos mencionados, SOR y SRFPR, aunque este último lo
haga de un modo no formalmente declarado.
Esta visión de la organización no es claramente manifiesta. Se elude por diferentes motivos, todos ellos relacionados con el rol y el desarrollo histórico de dichos
departamentos.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Por el lado de la enfermería nos encontramos con que
este departamento aporta los recursos de personal
(enfermería y técnicos operadores) a los departamentos
médicos, quirúrgicos, etc., que los precisan. Su función
es proveer y garantizar la organización eficiente de sus
recursos humanos, apoyando a los servicios hospitalarios
en el desarrollo de las tareas clínico-asistenciales para la
consecución de sus objetivos específicos. No interviene,
o lo hace de forma mínima, en las funciones de su personal que son establecidas y asignadas en los propios
servicios, por sus jefes respectivos.
Por lo que corresponde al SOR, tenemos que sus funciones son de carácter fundamentalmente clínico. Establece
los tratamientos, prescribe la radioterapia cuando está
indicada y realiza el seguimiento clínico. Su ascendiente y
dirección sobre el personal de enfermería y técnico es directo, estableciendo sus misiones y sus puestos de trabajo.
En lo que respecta al SRFPR, sus funciones son de colaboración, es decir, de trabajo con los otros departamentos para la consecución de unos tratamientos óptimos,
realizando tareas de carácter físico-técnico que requieren
la participación tanto de los técnicos dosimetristas a su
cargo como de los técnicos operadores asignados en
principio al SOR.
Por tanto, el personal de enfermería realiza sus tareas con
las instrucciones y bajo la dirección de los dos departamentos, el SOR y el SRFPR.
La traslación de estos conceptos organizativos al entorno
sanitario y hospitalario en que se desarrolla la actividad
radioterápica es de lo más complejo. Reflejo de tal complejidad puede encontrarse en el propio Real Decreto
español 1566/1998 por el que se establecen los criterios
de calidad en radioterapia, (http://www.boe.es/boe/
dias/1998/08/28/pdfs/A29383-29394.pdf), donde se
aplica la denominación de «unidad asistencial de radioterapia» (Art. 3), a la que se asigna la responsabilidad de
tal unidad a un médico nombrado por el titular de la instalación, nombramiento que va acompañado por el del
responsable de la «unidad de radiofísica». Fruto de estos
nombramientos es la Comisión de Garantía y Control
de Calidad definida en el Art.4, donde aparecen ambas
unidades, las cuales se repartirán funciones y responsabilidades en las distintas etapas del Programa de Garantía
de Calidad (PGC) de la unidad asistencial. Es decir, hay
una unidad asistencial, pero hay dos responsables que
participan en ese PGC; uno tendrá la dirección y responsabilidad de los tratamientos de radioterapia (Art. 6.1),
pero el radiofísico hospitalario tendrá la dirección y responsabilidad de la dosimetría clínica de los pacientes. Es
de observar que en todo el texto de esta norma se evita el
uso de los términos «servicio» o «departamento».
Esta dualidad solapada de responsabilidades es en sí una
incongruencia, y todo porque el legislador no se atreve
a definir la estructura de los departamentos de radioterapia como unidades funcionales coparticipadas por
diferentes servicios con funciones y responsabilidades
que ya existen bien definidas hoy en día en la práctica;
algo que muy posiblemente será corregido en la próxima
redacción de esta norma, ya de por sí superada por la
realidad y las condiciones científico-técnicas aparecidas
desde su publicación a finales del siglo pasado.
Aparte de la ambigüedad normativa, la complejidad
organizativa de la radioterapia nace del desarrollo entrelazado, secuencial y continuo de las tareas que realizan
los dos departamentos participantes en el trabajo, las
cuales tienen un mismo objetivo: el tratamiento radioterápico de los pacientes en condiciones de seguridad,
con una óptima calidad y de manera eficiente. Tareas con
un mismo objetivo último, pero con diferentes misiones
concretas, que deben mantenerse en sincronía continua.
Cada uno de estos servicios aporta al proceso sus propios
recursos humanos e instrumentales, así como sus procedimientos, los cuales pueden ser comunes a ambos o
particulares de cada uno de ellos. La instrumentación se
ha descrito en los capítulos 5, 6, 7 y 8, correspondientes
al equipamiento en radioterapia.
3. RECURSOS HUMANOS
La radioterapia es una actividad interdisciplinaria, y las
tareas a desarrollar implican una colaboración estrecha
y organizada de los que participan en ella. Los recursos
humanos que aporta el SOR son los médicos especialistas en oncología radioterápica, los profesionales de
133
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
enfermería y los técnicos especialistas operadores de
radioterapia. Las funciones de los oncólogos están centradas en la justificación y la optimización del tratamiento en el marco radioprotector. Estas funciones están
estrechamente relacionas con las funciones clínicas. Así
mismo, dada su relación con los equipos radiantes y la
responsabilidad asociada, deben contar con una formación en protección radiológica, que considerando
la normativa debe capacitarlos como supervisores de
instalaciones radiactivas, para el ejercicio de las consiguientes funciones de dirección de estas.
Las funciones de la enfermería son de puro carácter asistencial, con un papel pasivo en el marco radioprotector
ya que habitualmente sólo aparecen como trabajadores
expuestos y únicamente en algunos puestos o tareas.
En cuanto a los técnicos operadores de las máquinas de
irradiación, están a cargo directo de los tratamientos
de los pacientes y por tanto involucrados, en términos de
radioprotección, de forma más o menos directa, en la
optimización y la limitación de la dosis a los pacientes.
Han de procurar una correcta aplicación de los tratamientos, siguiendo los planes aprobados por el SOR y el
SRFPR. De igual forma, sus actuaciones y buen proceder
inciden de forma directa en la radioprotección de los
propios técnicos y en la de todo aquel que circula por
las instalaciones o sus inmediaciones.
134
Los recursos humanos aportados por el SRFPR son los
especialistas en radiofísica hospitalaria y los técnicos do­
simetristas, ambos formados no sólo en las técnicas clí­
nicas radioterápicas y de imagen, sino también en las de
radioprotección.
Las funciones de los físicos y técnicos están directamente
relacionadas con la optimización y la limitación de las
dosis a los pacientes, como corresponsables de los tratamientos, y con la limitación de la radiación de todo el
personal que utiliza o circula por la instalación, como
responsables directos de velar por la protección radiológica en esta.
4. PROCESOS Y PROCEDIMIENTOS
EN RADIOTERAPIA
Los procedimientos de aplicación en las instalaciones
de radioterapia están recogidos en dos documentos:
el reglamento de funcionamiento y el PGC de la instalación. Aunque ambos tienen una intencionalidad
diferente coinciden en el sentido de lograr el mejor
tratamiento para los pacientes con una mínima dosis
al personal de operación y a la población (v. cap. 25,
apartado «6.1 Normativa específica de aplicación de la
protección radiológica en el ámbito operacional en las
instalaciones y en los equipos de radioterapia»).
Los procedimientos de aplicación en los departamentos radioterápicos tienen dos ámbitos. Unos son de
común aplicación y uso por ambos servicios, como
aquellos que exigen un trabajo próximo y común entre
su personal. El segundo ámbito es el que pertenece
con exclusividad a cada uno de los servicios, y la responsabilidad es prácticamente excluyente para el otro,
dado el carácter específico de las tareas a desarrollar.
Los procedimientos del proceso radioterápico resultantes del sumatorio de los procedimientos comunes y
propios de cada servicio responden al flujo del trabajo
radioterápico que queda expresado en la figura 9-1,
donde puede observarse la especificidad de las tareas
de cada grupo.
Fundamentalmente hay diez procesos o etapas en el
tratamiento radioterápico:
1. Admisión.
2. Simulación.
3. Prescripción dosimétrica.
4. Planificación dosimétrica.
5. Aceptación médica.
6. Verificación experimental.
7. Documentación, informe dosimétrico, transmisión
de datos y almacenamiento.
8. Tratamiento.
9. Seguimiento clínico y de enfermería.
10. Fin del tratamiento.
Cada una de estas etapas comprende una serie de tareas
a las que están asociados sus correspondientes procedimientos de ejecución.
Puede encontrarse información al respecto en el documento de 2012, Safety is no accident, de la American Association for Radiation Oncology (ASTRO), disponible en
https://www.astro.org/uploadedFiles/Main_Site/Clinical_Practice/Patient_Safety/Blue_Book/SafetyisnoAccident.pdf, y en los Reports 50, 62 y 83 de la International
Commission on Radiation Units and Measurements
(ICRU).
4.1. Admisión del paciente
La admisión del paciente es el proceso por el cual se
produce el ingreso de este en el SOR.
●
●
Quién: el oncólogo radioterápico es el responsable
de este proceso que implica decisiones clínicas propias de sus competencias. Las decisiones clínicas se
corresponden con el principio de justificación: el
tratamiento con radiaciones debe estar indicado de
forma clara y precisa, y no debe de existir otro procedimiento terapéutico alternativo que proporcione los
mismos resultados clínicos, en los dos aspectos del
proceso curativo, que son la eliminación del tumor y
la minimización de los efectos secundarios.
Cómo: la operativa organizativa supone el control
y el registro de entrada de los pacientes en el sistema de información o red radioterápica, tarea en
la que están involucrados médicos y administrativos, quienes vigilarán que los tiempos de espera
para que un paciente comience su proceso radioterápico desde que ha sido orientado al tratamiento
sean mínimos. Una vez finalizado el proceso de
CAPÍTULO 9
Procesos y procedimientos en la actividad radioterápica
FIGURA 9-1
Etapas y desarrollo secuencial del proceso radioterápico.
Entre paréntesis se indica el servicio responsable e
involucrado en la tarea correspondiente. ORT: servicio
de oncología radioterápica; RF: servicio de radiofísica
y protección radiológica.
●
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
admisión es citado para el siguiente proceso (simulación).
Cuándo: el proceso se inicia cuando el paciente
ingresa en el SOR, es admitido como candidato a
tratamiento radioterápico y es estudiado para determinar la adecuación del tratamiento a su patología.
Finaliza este proceso cuando el paciente dispone de
la citación para realizar la simulación.
Dónde: el paciente ingresa para ser tratado en las instalaciones de radioterapia a través del servicio de admisión del centro hospitalario y de la secretaría del SOR.
4.2. Simulación
El concepto de simulación radioterápica ha sufrido una
evolución con el tiempo y con el desarrollo científico y
tecnológico. Este proceso, los equipos que utiliza para su
realización y los procedimientos asociados serán estudiados con detalle en la parte 4 de este libro. En el pasado se
entendía como simulación el proceso de definición del
tratamiento en el mismo momento en que se adquirían las
imágenes para el estudio y la planificación dosimétrica del
tratamiento, en general a partir de una tomografía computarizada (TC). En ese momento de la adquisición de las
imágenes, en la misma consola del equipo de TC se definía
con todo detalle o se «simulaba» el tratamiento. Esta es
la razón por la que a este acto y a la TC se las denomina
simulación y simulador-TC, respectivamente.
135
Hoy en día, reconocido el hecho de que la TC no proporciona información suficiente sobre la geometría y
la extensión del tumor, el proceso de simulación comprende no sólo la realización de una TC sino también de
otras pruebas de imagen que aportan una información
complementaria muy importante sobre la geometría de
la lesión y de su entorno.
Las pruebas de imagen que configuran el proceso de
simulación son la TC, la resonancia magnética (RM), la
tomografía por emisión de positrones (PET), la angiografía digital y la ecografía.
El proceso técnico en el que se consideran todas ellas se
denomina registro o fusión y constituye una de las áreas
de desarrollo de la tecnología más importantes en el
momento actual.
Es en esta fase cuando se inicia la optimización de la irradiación, al establecerse el conjunto de pruebas diagnósticas y de imagen que permiten delimitar del modo más
preciso posible los límites del tumor y de los órganos de
riesgo que lo circundan.
●
Quién: las pruebas de TC las realizan generalmente
los técnicos especialistas en radioterapia, operadores
del simulador-TC. Las pruebas de RM, angiografía o
PET las realizan los técnicos de imagen de radiodiagnóstico y medicina nuclear, que pese a pertenecer a
servicios distintos tienen que estar instruidos en las
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
●
136
●
●
condiciones en que deben realizarse las pruebas que
ellos deben llevar a cabo y que la técnica radioterápica
demanda. Los técnicos dosimetristas del SRFPR son
los receptores de todas las pruebas de imagen y tienen
como misión comprobar que han sido correctamente
realizadas, su fusión y el contorneo preliminar de
las estructuras anatómicas más evidentes (contorno
externo del paciente, estructuras óseas, etc.), lo cual,
una vez ejecutado y supervisado por el radiofísico
responsable, es transferido al médico para su examen
con el fin de proceder al delineado de las estructuras
tumorales y críticas, y la definición de la prescripción
dosimétrica en los términos antes descritos.
Cómo: la realización de la simulación en el simulador-TC comprende no sólo la realización de los estudios de imagen; es el momento en que se establecen
las condiciones geométricas del tratamiento. Para
ello se elaboran los dispositivos de inmovilización y
referenciación (máscaras termoplásticas, colchones
de vacío, etc.), de manera que se garantice que esa
posición en que han sido adquiridas las imágenes
es la misma que habrá que fijar en el momento del
tratamiento. Las pruebas de imagen adicionales que
comprenden la simulación tendrán que realizarse
también en las mismas condiciones geométricas de
la simulación-TC, utilizando los mismos sistemas
de fijación y simulación, cuando esto sea posible.
Estos elementos de fijación y referenciación son trasladados a las salas de tratamiento cuando este vaya a
ser iniciado, y se fijan a la mesa del acelerador en cada
una de las sesiones que constituyan el tratamiento
(la mesa, obviamente, debe tener la misma geometría
que la del simulador-TC).
Cuándo: este proceso comienza una vez que los
médicos de la unidad asistencial aprueban la indicación del tratamiento radioterápico para el paciente
y solicitan la realización de los estudios de imagen
que permitirán conocer los datos necesarios para la
planificación dosimétrica. Finaliza cuando los datos
de imagen son transferidos al médico responsable.
Dónde: el proceso se realiza en cada una de las instalaciones en que se encuentran los equipos de imagen
citados, los cuales están ubicados en las instalaciones
de radioterapia (simulador-TC), de radiodiagnóstico
(RM, angiógrafos y ecógrafos) y de medicina nuclear
(PET).
4.3. Prescripción dosimétrica
La prescripción dosimétrica es el proceso por el cual se
definen las condiciones que debe cumplir el tratamiento
para que sea eficaz en la cura de la enfermedad. Esto
supone tanto la definición geométrica de los volúmenes
de las lesiones como las dosis absorbidas de radiación
a administrar.
Deben contemplarse aspectos que influyen en los volúmenes: movimiento de los órganos, incertidumbre de la
extensión tumoral y posible reducción de los volúmenes
una vez que el tratamiento ha sido iniciado.
De acuerdo con las dimensiones del tumor, su ubicación, la proximidad a órganos críticos y, obviamente, su
etiología, se establece la prescripción dosimétrica en un
proceso optimizador que busca compatibilizar la dosis
adecuada para provocar la muerte a todas las células
tumorales, sin originar un deterioro funcional importante del resto de los órganos y tejidos circundantes.
●
●
●
●
Quién: es el médico quien tiene la responsabilidad
de este proceso eminentemente clínico.
Cómo: el médico debe determinar cuantitativamente la dosis a administrar, tanto al volumen tumoral
como la dosis límite a recibir por los órganos y tejidos
circundantes. Esta determinación requiere la definición de los volúmenes del tumor y de los órganos
y zonas sanas periféricas en riesgo. Adicionalmente
debe determinar de manera clara las dosis que esos
volúmenes tumorales tienen que recibir, además de
lo que no han de recibir las zonas sanas. La especificación de volúmenes y dosis deberá hacerse según
los criterios aceptados por la comunidad científica
(ICRU, Reports 50, 62 y 83). La prescripción debe
contemplar, así mismo, el fraccionamiento con que
va a realizarse el tratamiento, el cual dependerá
tanto de la radiosensibilidad del tumor como de la
de los órganos críticos. Este fraccionamiento tiene
que establecer la dosis total, la dosis por sesión y el
espaciamiento de las sesiones. Esta fase del proceso
comprende también la definición de los controles del
tratamiento a realizar, que incluyen verificaciones por
imagen del tratamiento, exámenes clínicos y pruebas
analíticas.
Cuándo: la prescripción dosimétrica se realiza una
vez que toda la información iconográfica (imágenes
TC, RM y PET) está disponible y preparada para ser
utilizada en la delineación de los volúmenes implicados en el tratamiento.
Dónde: la prescripción dosimétrica se realiza durante
el acto de la consulta médica, donde el oncólogo
radioterapeuta atiende y explica al paciente el proceso
que se va a seguir.
4.4. Planificación dosimétrica
La planificación dosimétrica es el proceso por el que se
calcula la distribución de dosis absorbida resultado de
la interacción de los haces de radiación proporcionados
por las máquinas de tratamiento con la materia constitutiva del paciente, para la consecución de los objetivos
establecidos en la prescripción dosimétrica.
●
●
Quién: el trabajo es responsabilidad de los radiofísicos responsables, y puede ser realizado bien por ellos
mismos o bien por los técnicos dosimetristas bajo la
supervisión de los primeros.
Cómo: la tarea de planificación comprende la selección de la técnica y de los haces de tratamiento que
satisfagan los requerimientos establecidos en la prescripción dosimétrica. Esta tarea incluye un proceso
de optimización, en el que el cálculo dosimétrico se
CAPÍTULO 9
Procesos y procedimientos en la actividad radioterápica
●
●
realiza mediante un bucle de aproximaciones sucesivas de prueba y error hasta alcanzar la mejor aproximación a la prescripción dosimétrica demandada.
Una vez alcanzado el objetivo que más se aproxima a
la prescripción dosimétrica, los resultados numéricos
y gráficos se envían al médico responsable para su
aprobación. De no satisfacerse la prescripción completamente por las posibles dificultades del caso,
se inicia un proceso de análisis y discusión entre el
radiofísico y el médico, al objeto de alcanzar la solución de compromiso más aproximada a lo óptimo.
Cuándo: este proceso comienza una vez que están
totalmente definidas la prescripción y las imágenes de
la planificación TC (modalidad de imagen utilizada
para el cálculo), y que los volúmenes del tumor y de
los órganos críticos están completados y delineados.
Finalizada la planificación dosimétrica, su resultado
es transmitido al médico responsable para que proceda a la realización del siguiente proceso.
Dónde: el trabajo de cálculo dosimétrico se realiza en
las instalaciones donde están ubicados los servidores
y puestos de trabajo del sistema de planificación y
cálculo dosimétrico.
4.5. Aceptación médica
dosis administrada al paciente es la que realmente
recibe en el curso del mismo, la dosis se administra
basándose en unos cálculos previos al tratamiento. Los
cálculos dosimétricos comportan una configuración
de las características de las máquinas de tratamiento
que son exportadas del sistema de planificación dosimétrico a las máquinas, pero esto implica que una
vez introducidos en estas ya no se tiene mayor control sobre lo que realmente pueda suceder, más allá
del conocimiento que se tenga de la fiabilidad de las
máquinas. Este control sólo podría tenerse de forma
plena si hubiera unos sistemas que permitieran medir
y observar on line el progreso de la administración de
la dosis calculada durante las sesiones de tratamiento.
●
●
●
De no satisfacerse la prescripción completamente por
las posibles dificultades del caso, se inicia un proceso
de análisis y discusión entre el radiofísico y el médico,
con el fin de alcanzar la solución de compromiso más
adaptada a lo óptimo.
●
●
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
●
Quién: de este proceso de análisis y discusión de
los resultados dosimétricos y su adaptación al caso
clínico, en el que participan el médico y el físico responsables del paciente, resulta una decisión que debe
tomar el médico.
Cómo: el proceso es consecuencia del examen de
los resultados dosimétricos y su adaptación al caso
clínico, de acuerdo con la prescripción dosimétrica
definida.
Cuándo: este proceso se ejecuta una vez que el físico
considera que la optimización de sus cálculos ha
alcanzado un máximo, y los traslada entonces al
médico. Una vez registrada la aceptación por parte
del médico, este lo comunicará al SRFPR para que
prosiga con el siguiente proceso.
Dónde: este examen se realiza en las estaciones de
trabajo del sistema de planificación dosimétrica, las
cuales disponen de herramientas de análisis de los
resultados (histogramas dosis-volumen, representaciones bidimensionales o volumétricas de las imágenes y de las isodosis, etc.).
4.6. Verificación experimental
La verificación dosimétrica constituye la garantía de
que el tratamiento va a realizarse según lo planificado. Debido a la imposibilidad de constatar de forma
evidente e inmediata que durante el tratamiento la
●
Quién: la verificación es responsabilidad del equipo
del SRFPR y este es el que la realiza. En ella participan
los técnicos dosimetristas y el radiofísico encargado
del caso.
Cómo: las verificaciones pueden hacerse mediante
cálculos redundantes o mediante la reproducción
experimental en condiciones casi reales de las características del tratamiento. Las verificaciones tienen que
ser visadas tanto por quienes las realizan como por
quienes las supervisan.
Cuándo: debido a la ausencia de unos procedimientos que comprendan el control inmediato de todos
los detalles del proceso de administración de la
dosis, se recurre a verificar previamente que lo que
vaya a «hacerse» tenga las máximas garantías de que
se va a producir de forma fiel a lo planificado y sin
errores.
Dónde: las verificaciones suelen ser de dos tipos,
en función de la complejidad de la técnica de tratamiento. Como una mayor complejidad suele implicar una mayor demanda de las prestaciones de las
máquinas, los controles asociados tendrán que ser
también mayores. Según esto, las técnicas menos
complejas suelen verificarse mediante controles
de calidad realizados de forma periódica sobre las
máquinas y los sistemas de planificación. Además,
deben realizarse cálculos redundantes de la planificación dosimétrica mediante sistemas de cálculo
dosimétricos independientes de los considerados
principales y habitualmente utilizados. Los procedimientos de mayor complejidad suponen la ejecución
del tratamiento sobre un maniquí, utilizando la técnica y los campos que se han calculado y aceptado
como constitutivos del tratamiento del paciente.
Esto supone la ocupación de la máquina de tratamiento para cada uno de los casos, que a su vez han
debido ser planificados sobre el maniquí como si de
un paciente se tratara.
4.7. Documentación e informe dosimétrico,
transmisión de datos y almacenamiento
La organización de los propios procesos o tareas requiere el control de lo actuado, lo cual sólo puede hacerse
basándose en el registro y la documentación de los
137
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
resultados alcanzados. En radioterapia, como acto clínico y además sujeto a la normativa radioprotectora, es
obligatorio documentar, registrar y almacenar la planificación dosimétrica, los resultados de esta objetivados
en un informe dosimétrico y la exportación de las condiciones de la planificación a las máquinas de tratamiento
para su ejecución.
●
●
●
138
●
Quién: el responsable de realizar estas tareas es el
radiofísico encargado del paciente.
Cómo: la documentación se va a produciendo a
medida que se realizan las tareas, las cuales comprenden la planificación dosimétrica realizada y el
registro de la aceptación médica, el informe dosimétrico de la planificación aceptada y su incorporación
a la historia clínica del paciente, la exportación de
los datos de la configuración de los parámetros de
la máquina de tratamiento para la administración
de la configuración dosimétrica planificada y el
almacenamiento de todo ello para su uso clínico en
el seguimiento del paciente o en la revisión retrospectiva de lo actuado.
Cuándo: todas las tareas de esta etapa se realizan
después de haber verificado la viabilidad práctica de
la técnica de tratamiento aceptada por el médico y
la no existencia de problemas de carácter técnico. La
finalización de estas tareas da lugar a la citación del
paciente a tratamiento, lo cual en general se realiza
de manera automática, si no existen otras restricciones, anotando el día y la hora libres en la agenda de
actividad de la máquina para la que se haya realizado
la planificación.
Dónde: estas tareas se realizan en los puestos de
trabajo de planificación dosimétrica, de conexión
con el sistema de información hospitalario y de la
red radioterápica, que en ciertas tecnologías están
unificados.
4.8. Tratamiento
La ejecución del tratamiento radioterápico es el objetivo
al que conducen todos los procesos previos, y a su vez
consta de dos etapas bien diferenciadas. La primera es la
denominada puesta en tratamiento, que incluye los procedimientos a seguir para la primera sesión de tratamiento,
y la segunda comprende los que hay que seguir en todas
y cada una de las sesiones sucesivas hasta completar el
tratamiento. En el tratamiento debe comprobarse que
todo se ajusta a lo planificado.
●
●
Quién: los responsables de la realización de las tareas
son los médicos, los físicos y los técnicos operadores
de radioterapia.
Cómo: en la puesta en tratamiento se ha de comprobar:
● La carga del fichero correspondiente en la máquina
de tratamiento, con la técnica a aplicar al paciente.
● La correspondencia entre el paciente real y el fichero de la máquina que contiene las características
de su tratamiento.
La colocación y la inmovilización del paciente
según lo previsto en la simulación y requerido en
la planificación dosimétrica.
● La definición del tipo y el plan de controles por
imagen para verificar el correcto posicionamiento
del paciente.
● La realización de dicho control por imagen.
● La definición del plan de controles dosimétricos a
seguir durante el tratamiento: dosimetría in vivo.
● La disposición de la instrumentación dosimétrica
necesaria para el control dosimétrico.
● La definición de otros controles que deben seguirse
en el curso del tratamiento: clínicos, analíticos, etc.
● La definición de las desviaciones máximas admisibles resultantes de esos controles, por encima de las
cuales deberán dispararse las alertas de intervención.
● La autorización definitiva del tratamiento.
● La administración de la sesión de tratamiento.
● El registro de los valores de las desviaciones respecto a lo planificado.
● El registro de los valores de los controles de dosimetría in vivo.
● El plan de citaciones sucesivas hasta completar el
tratamiento.
● El registro de la realización de la sesión de tratamiento.
Asimismo, en las sesiones sucesivas hay que comprobar:
● La carga del fichero correspondiente con la técnica
de tratamiento a aplicar al paciente.
● La identificación del paciente y su correspondencia
con el fichero de tratamiento dispuesto para ser
administrado por la máquina.
● La colocación según lo previsto en la simulación
y requerido en la planificación dosimétrica.
● La disposición de la instrumentación dosimétrica
necesaria para el control de dosis.
● La realización de los controles por la imagen para
verificar la corrección de la colocación e inmovilización del paciente.
● El registro de las desviaciones geométricas diarias
respecto a lo planificado.
● La comprobación de que las desviaciones no superan los límites de tolerancias máximas admitidos
y el aviso al responsable médico o físico si esto no
fuera así.
● La realización de los controles de dosimetría in
vivo u otros que se hubiera establecido, y el registro de sus valores.
● La administración de la sesión de tratamiento.
● El registro de la realización de la sesión de tratamiento.
Cuándo: la administración del tratamiento se hará
de acuerdo con lo programado en la agenda de la
máquina en que vaya a realizarse el tratamiento, que
deberá estar en consonancia con la citación recibida
por el paciente.
Dónde: todas estas tareas se realizan en las salas de
las máquinas de irradiación.
●
●
●
CAPÍTULO 9
Procesos y procedimientos en la actividad radioterápica
4.9. Seguimiento clínico y de enfermería
Mientras dure el tratamiento, el paciente será observado
clínicamente y atendido por los servicios de enfermería
de acuerdo con las características del caso clínico.
●
●
●
●
Quién: el seguimiento de la evolución del tratamiento
deberá realizarlo el médico responsable o el personal
de enfermería.
Cómo: el seguimiento se desarrollará de acuerdo con
los protocolos definidos para cada caso clínico, registrando los aspectos significativos de la evolución del
paciente a causa del tratamiento.
Cuándo: el plan de seguimiento será establecido
con la periodicidad que establezcan el médico responsable (habitualmente semanal) o el personal de
enfermería según los protocolos establecidos.
Dónde: en las consultas respectivas del médico responsable y de enfermería.
4.10. Fin del tratamiento
Una vez finalizadas todas las sesiones que integran el
tratamiento, el paciente recibirá un informe que recoja
las características y el desarrollo de este, y que establezca
el programa de revisiones clínicas periódicas. Deberá
figurar el informe dosimétrico final que dé cuenta de
las variaciones que hayan podido producirse a lo largo
del tratamiento y su adecuación a la prescripción dosimétrica inicial. Este informe deberá incorporarse a la
historia clínica del paciente junto con el informe de
la planificación aceptada inicialmente.
●
●
●
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
Quién: los profesionales involucrados en esta tarea
son los médicos, los físicos y los técnicos.
Cómo: cada uno de estos profesionales informará
al paciente o registrará el fin del tratamiento en los
archivos que estén establecidos.
Cuándo: el final del tratamiento supone el fin de las
sesiones de tratamiento del paciente en la unidad de
tratamiento. Esto deberá producirse según lo programado. Cualquier alteración del programa y de los
tiempos del tratamiento deberá registrarse como una
incidencia.
Dónde: el final del tratamiento se produce en la
máquina de tratamiento, y los registros finales son
anotados en sus ficheros correspondientes (servidores,
bases de datos, etc.) por cada profesional involucrado.
5. RESUMEN
Se ha introducido una terminología y unas definiciones
tomadas del mundo de la empresa y la gestión, con el
objeto de evitar ambigüedades en el entendimiento de
lo que es un proceso o un procedimiento.
La conformación de una estructura organizativa en
radioterapia es una tarea esencial para lograr un funcionamiento eficiente, eficaz y seguro, tanto para los
pacientes como para los profesionales participantes en
la actividad.
En este capítulo se han descrito las diferentes etapas o
procesos en que se divide un tratamiento radioterápico,
con especificación de las respuestas sobre quién está involucrado o es responsable de la tarea, cómo debe actuarse
para realizar dicha tarea, cuándo corresponde realizarla
y dónde se produce o lleva a cabo.
La estructura descrita es fruto del trabajo real ordinario.
Otros autores llegan a analizarla integrando o desglosando los procesos, pero fundamentalmente cualquier
profesional de la radioterapia se encontrará, ordenados
de una u otra forma, todos los procesos aquí descritos.
Se ha mencionado que estos procesos y procedimientos
están o pueden estar relacionados con la acreditación y el
funcionamiento según las normas ISO, pero este aspecto
no ha sido el tema de este capítulo, no por carecer de
importancia, sino porque constituye tiene una entidad
lo suficientemente importante como para requerir un
meticuloso abordaje, que está fuera de los objetivos de
esta obra. De cualquier forma, siempre habrá que considerar esta opción de trabajo en el entorno ISO, dada la
potencial ayuda que supone para la buena organización
de una instalación tan compleja como la radioterápica.
Bibliografía
American Association for Radiation Oncology (ASTRO). Safety is
no accident. 2012. Disponible en: https://www.astro.org/uploadedFiles/Main_Site/Clinical_Practice/Patient_Safety/Blue_Book/
SafetyisnoAccident.pdf
International Atomic Energy Agency (IAEA). El objetivo y rol de la
radioterapia. Disponible en: https://rpop.iaea.org/RPOP/RPoP/
Content-es/AdditionalResources/Training/1_TrainingMaterial/
Radiotherapy.htm.
International Commission on Radiation Units and Measurements
(ICRU). Prescribing, recording and reporting photon beam therapy (Report 50). Bethesda, MD, USA: Oxford University Press;
1993.
International Commission on Radiation Units and Measurements
(ICRU). Prescribing, recording and reporting photon beam therapy (Report 62). Bethesda, MD, USA: Oxford University Press;
1992.
International Commission on Radiation Units and Measurements
(ICRU). Prescribing, recording, and reporting intensity-modulated
photon-beam therapy (IMRT) (Report 83). Bethesda, MD, USA:
Oxford University Press; 2010
Real Decreto 1566/1998 por el que se establecen los criterios de
calidad en radioterapia. Disponible en: http://www.boe.es/boe/
dias/1998/08/28/pdfs/A29383-29394.pdf
Siochi RA, Balter P, Bloch CD, Bushe HS, Mayo CS, Curran BH, et al.
Information technology resource management in radiation
oncology. J Appl Clin Med Phys. 2009;10:3116. Disponible en:
https://www.aapm.org/pubs/reports/RPT_201Preliminary.pdf
139
CAPÍTULO
10
Dosimetría física
en radioterapia externa
Patricia Sánchez Rubio
ÍNDICE
140
1. Introducción 140
2. Haces de fotones y electrones. Aspectos
físicos 140
2.1.Ley del inverso del cuadrado de la distancia
para fotones 140
2.2.Fuente efectiva y fuente virtual
para electrones 141
2.3.Penetración de haces de fotones y electrones
en un paciente o un maniquí 141
2.4.Razones de dosis absorbida fuera
de eje (OAR: off-axis ratios) y perfiles
de dosis 145
3. Medida de la dosis absorbida 146
3.1.Equilibrio de partículas cargadas 146
3.2.Principio de Bragg-Gray.
Teoría de la cavidad 148
3.3.Factores de perturbación 148
1. INTRODUCCIÓN
La dosimetría física consiste en la determinación de la
dosis absorbida en un punto y la caracterización de
las distribuciones dosimétricas producidas por las unidades de radiación, medidas en condiciones ideales y
utilizando maniquíes homogéneos y regulares.
El objetivo de este capítulo es conocer el equipamiento
y el formalismo empleados para la determinación de
la dosis absorbida en agua en haces de fotones y electrones de alta energía, así como los parámetros físicos
que caracterizan dichos haces.
2. HACES DE FOTONES Y ELECTRONES.
ASPECTOS FÍSICOS
2.1 Ley del inverso del cuadrado
de la distancia para fotones
En general, la fuente emisora de fotones se considera
puntual y la forma del haz producido es divergente. Si se
4. Equipamiento 149
4.1.Propiedades de los dosímetros 149
4.2.Sistemas de dosimetría basados
en cámaras de ionización 150
4.3.Maniquíes y otros sistemas
de dosimetría 153
5. Determinación de la dosis en condiciones
de referencia: calibración de haces de
megavoltaje 155
5.1.Formalismo basado en dosis absorbida
en agua 155
5.2.Fotones de alta energía 156
5.3.Electrones de alta energía 157
5.4.Laboratorios de calibración.
Patrones primarios 158
6. Resumen 159
Bibliografía 160
considera la fuente en el vacío (no se produce ninguna
interacción), la fluencia, Φ, es inversamente proporcional al cuadro de la distancia desde la fuente (fig. 10-1):
2
f 
Φa  b 
=  = b
Φb  a 
 fa 
2
[1]
donde a y b son el tamaño del lado del campo a las distancias fa y fb, respectivamente.
Puesto que en un punto P en aire, la exposición en
aire, X, el kerma en aire en el seno de aire, (Kaire)aire, y
la dosis absorbida en aire en un pequeño volumen del
medio, (Daire)med, son proporcionales a la fluencia en el
mismo punto, se puede enunciar:
X(f a ) ( K aire (f a ))aire Daire (f a )  f b 
=
=
=
X(f b ) ( K aire (f b ))aire Daire (f b )  f a 
2
[2]
Si los tratamientos reales de radioterapia (condiciones
no ideales como, por ejemplo, que la fuente emisora
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 10
Dosimetría física en radioterapia externa
del acelerador, un haz de electrones aparenta tener un
foco efectivo que no coincide con la ventana de salida ni
con el filtro dispersor. La posición de esta fuente o foco
efectivo varía con la energía del haz y también con el
tamaño del campo, debido a que los distintos elementos del acelerador que intervienen en la generación y la
colimación del haz actúan como materiales dispersores
modificando la dispersión lateral y angular de los electrones que forman el haz.
Puede definirse una fuente efectiva extensa, situada en el
aire a una cierta distancia de la superficie de entrada del
maniquí y que produce la misma distribución de fluencia
de electrones que el haz real. Esta fuente efectiva es poco
dependiente de la geometría del haz, pero sí lo es de la
energía y de elementos modificadores.
FIGURA 10-1
Ley del inverso del cuadrado de la distancia. La tasa de fluencia en el
vacío Φa y Φb es inversamente proporcional al área de las superficies
A y B, y por consiguiente a la distancia a la fuente fa y fb. DFS: distancia
fuente-superficie.
no es puntual) se realizan a distintas distancias focosuperficie (DFS), es importante determinar la posición
del foco del haz de radiación, denominada fuente virtual,
que puede no coincidir con el «foco nominal» o centro
geométrico del blanco, respecto del cual se establece la
distancia geométrica al isocentro.
En el caso de los haces de fotones, la diferencia entre la
posición del foco nominal y el virtual suele ser despreciable, pero a la vez que se verifica que se cumple la ley del
inverso del cuadrado de la distancia puede determinarse
la posición de la fuente. Para ello, se determina la dosis
absorbida en aire a distintas distancias nominales. Se
representa la distancia en el eje de abscisas y el inverso
de la raíz cuadrada de la dosis absorbida en el eje de
ordenadas. La gráfica debería ser una recta cuya intersección con el eje x será la distancia de la fuente virtual
al foco nominal:
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
1
c
= c1 ⋅ f + c 2 ⇒ f0 = 2
c1
Daire
[3]
Si f0 >0, la fuente virtual está más cerca del paciente y
la distancia de tratamiento será menor que la distancia
nominal. Si f0 <0, la fuente virtual está más lejos del
paciente y la distancia de tratamiento será mayor que la
distancia nominal.
Así pues, con haces reales de tratamiento de fotones,
no se cumple exactamente la ley del inverso cuadrado
de la distancia si no se corrige por el desplazamiento de
la fuente.
2.2. Fuente efectiva y fuente virtual
para electrones
A diferencia de los fotones, que tienen como fuente u
origen del haz un punto situado en el centro del blanco
Cuando se pretende calcular la dosis absorbida en
tratamientos realizados a distancias diferentes de la de
referencia (100 cm), es más práctico aproximar la fuente
efectiva extensa a una fuente puntual virtual. Esta fuente
virtual está situada a mayor distancia de la superficie del
maniquí que la fuente efectiva y puede determinarse de
manera análoga a la de los fotones. Debe hallarse para
todas las energías de electrones en uso para los distintos
aplicadores.
De igual forma que para los haces reales de fotones,
los de electrones no cumplen exactamente la ley del
inverso cuadrado de la distancia si no se corrige por el
desplazamiento de la fuente.
2.3. Penetración de haces de fotones
y electrones en un paciente o un maniquí
La propagación de un haz de radiación en aire o en el
vacío está gobernada por la ley del inverso del cuadrado
de la distancia. Sin embargo, cuando se propaga a través
de un maniquí o un paciente, también hay que tener
en cuenta la atenuación y la dispersión del haz en el
interior de estos.
Puesto que una medida directa de la distribución
de dosis en el interior del paciente es esencialmente
imposible, para conocer la distribución de dosis en
el volumen irradiado de manera precisa y exacta se
emplean funciones que relacionan la dosis en cualquier
punto arbitrario del paciente con la dosis conocida en
un punto de calibración (o referencia) del haz en un
maniquí.
PORCENTAJE DE DOSIS EN PROFUNDIDAD:
GEOMETRÍA DISTANCIA FUENTE-SUPERFICIE
El porcentaje de dosis en profundidad (PDD) representa
la variación de la dosis absorbida con la distancia y los
fenómenos de atenuación y dispersión del haz en un
medio diferente del aire. Se define como el cociente,
expresado en porcentaje, de la dosis absorbida a una
profundidad, z, respecto a la dosis absorbida a la profundidad del máximo, zmax, a lo largo del eje central del haz
(fig. 10-2A). Es una función que depende de la energía
141
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
FIGURA 10-2
142
A) Geometría distancia fuente-superficie (DFS) para realizar la medida de porcentaje de dosis en profundidad (PDD). B y C) Geometría distancia
fuente-eje (DFE) para realizar la medida de la razón tejido-aire (TAR) y la razón tejido-maniquí (TPR).
(hυ), de la DFS (fa), del tamaño de campo en la superficie
(A) y de la profundidad en el medio (z):
PDD(z, A,f a ,hυ) = 100
D(z, A,f a + z)
D(z, A,f a + z max )
[4]
●
●
En las figuras 10-3 y 10-4 se representan varios PDD para
distintas energías de fotones y electrones, obtenidos en
agua para diferentes tamaños de campo a DFS de 100 cm.
Analizando los PDD, tanto de fotones como de electrones, se observa que la profundidad del máximo
depende de la energía. La zona entre la superficie y el
máximo es lo que se denomina «región de acumulación»
o buildup, ya que es donde se produce la acumulación
de partículas cargadas producidas por los fotones/electrones incidentes.
Para fotones:
●
●
Para una misma energía, la profundidad del máximo
disminuye al aumentar el tamaño del campo, debido a
la mayor influencia de la radiación secundaria producida
en el sistema de colimación, las cámaras monitoras, etc.
Al aumentar la energía del haz incidente, mayor es el
alcance de las partículas cargadas y, por tanto, mayor
es la profundidad donde se produce el máximo de
dosis absorbida. La dosis absorbida en superficie
disminuye al aumentar la energía, y puede llegarse a
una reducción de un 30% para las energías más altas.
Por este motivo, la dosis absorbida en la piel es menor
en los tratamientos con fotones de alta energía que
en la radiación producida por el 60Co.
Si aumenta la DFS, el PDD aumenta.
A partir de la profundidad del máximo, la forma del
PDD es prácticamente exponencial y el gradiente es
mayor cuando la energía es menor.
Para electrones:
● La dosis absorbida en superficie, establecida por convenio en 0,5 mm, varía con la energía entre el 80%
y el 93%. A partir de la superficie, la dosis absorbida
comienza a crecer, debido a la deflexión angular que
experimentan los electrones al entrar en el medio, lo
que provoca que la fluencia de electrones aumente
con la profundidad hasta llegar a la zona del máximo;
a partir de aquí, los electrones comienzan a «escaparse» del haz y la fluencia disminuye bruscamente. En
la parte final de la curva se encuentra una zona plana
que corresponde a la radiación de frenado producida
por los electrones.
● Dependencia de la energía: al aumentar la energía del
haz de electrones aumenta el porcentaje de dosis
absorbida en superficie respecto del máximo, la profundidad del máximo y el porcentaje de radiación de
frenado, mientras que disminuye la pendiente de la
zona de caída de dosis absorbida.
CAPÍTULO 10
Dosimetría física en radioterapia externa
FIGURA 10-3
A) Porcentajes de dosis en profundidad (PDD) de haces de fotones
de 6 MV y 15 MV, medidos a DFS = 100 cm y para un tamaño
de campo en la superficie de 10 cm × 10 cm. B) Variación
del PDD de un haz de 6 MV para distintos tamaños de campo.
DFS = 100 cm. (Datos del Hospital Universitario Puerta de Hierro
Majadahonda, Madrid).
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
●
●
Dependencia del tamaño de campo: la variación con el
tamaño de campo es poco significativa para campos
cuyo tamaño sea lo suficientemente grande como para
que se produzca un equilibrio en la dispersión de los
electrones en el eje. Para campos pequeños, son más
los electrones dispersados fuera del eje que los que
entran, y por tanto disminuyen la fluencia y la dosis
absorbida en el eje.
Dependencia de la distancia a la fuente (fig. 10-5A):
cuando la distancia a la fuente aumenta, la profundidad del máximo también aumenta y disminuye la
dosis absorbida en superficie.
Alcances: a diferencia de los fotones, cuya atenuación
es exponencial, las partículas cargadas pierden energía
de manera casi continua a lo largo de su recorrido en
un medio material, por lo que tienen un alcance finito
y bien definido, denominado alcance con aproximación
de frenado continuo (CSDA, continuous slowing down
approximation). El CSDA representa el camino medio
recorrido por la partícula antes de llegar al reposo, y es
mayor que la profundidad de penetración debido a las
deflexiones angulares que sufren estas partículas en su
trayectoria en el medio. Así, es una magnitud que no
143
proporciona mucha información respecto del poder
de penetración del electrón, y por ello, para caracterizar los haces de electrones se emplean otros parámetros que se obtienen a partir del PDD (fig. 10-5B):
● Alcance máximo (R
): profundidad en la que la
max
cola de la curva del PDD encuentra la extrapolación de la zona de radiación de frenado. Corresponde a la máxima penetración del haz de electrones en el medio.
● Alcance práctico (R ): profundidad en la que la tanp
gente a la parte de alto gradiente de la curva PDD
corta la extrapolación de la zona de la curva co­
rrespondiente a la radiación de frenado. Representa aquellos electrones que han atravesado el
material con la mínima desviación por dispersión
angular.
● Alcance 50% (R ): profundidad del 50% de la
50
dosis absorbida, por detrás de la profundidad del
máximo. Se emplea como indicador de la calidad
de un haz de electrones.
● Alcance 90% (R ): profundidad del 90% de la
90
dosis absorbida por detrás de la profundidad del
máximo.
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
FIGURA 10-4
A) Porcentajes de dosis en profundidad (PDD) para haces de
electrones de distintas energías, medidos a DFS = 100 cm
para un aplicador de 25 cm × 25 cm. B) Variación del
PDD de un haz de 18 MeV para dos tamaños de campo
a DFS = 100 cm. (Datos del Hospital Universitario Puerta
de Hierro Majadahonda, Madrid).
144
TISSUE-PHANTOM RATIO (TPR), TISSUE-MAXIMUM
RATIO (TMR), TISSUE-AIR RATIO (TAR):
GEOMETRÍA DISTANCIA FUENTE-EJE (DFE)
Puesto que la mayoría de los tratamientos que se imparten son isocéntricos, es decir, a distancia fuente-eje (DFE)
constante, los parámetros empleados para los cálculos
dosimétricos son los siguientes: razón tejido-aire (TAR,
tissue-air ratio), razón tejido-maniquí (TPR, tissuephantom ratio) y razón tejido-máximo (TMR, tissue-ma­
ximum ratio).
Razón tejido-aire (TAR, tissue-air ratio)
Se emplea para haces de 60Co y en algunos sistemas de
cálculo. El TAR (z, AP, hυ) se define como el cociente en­
tre la dosis en un punto P situado en el eje central so­
bre el maniquí, DP, y la dosis absorbida en aire en el
mismo punto P, Daire,P, en un volumen de material suficiente para llegar a conseguir el equilibrio electrónico
(v. fig. 10-2B y C):
TAR(z, A P ,hυ) =
DP (z, A P ,hυ)
Daire ,P (A P ,hυ)
[5]
donde AP es el tamaño de campo definido a la profundidad z.
Razón tejido-maniquí (TPR, tissue-phantom ratio)
y razón tejido-máximo (TMR, tissue-maximum ratio)
Se emplea para haces de megavoltaje. En lugar del TAR
se emplea el TPR. Se define como el cociente entre la
dosis en un maniquí en un punto arbitrario P sobre
el eje central del haz, DP, y la dosis en un maniquí a
una profundidad de referencia zref sobre el eje del haz
(v. fig. 10-2C):
TPR(z, A P ,hυ) =
DP (z, A P ,hυ)
D(z ref , A P ,hυ)
[6]
Si la profundidad de referencia (zref) coincide con la del
máximo (zmax) de dosis absorbida para una energía dada,
la función se denomina razón tejido-máximo (TMR). El
TPR, para un campo de 10 × 10 cm2 y profundidades de
10 y 20 cm (TPR20,10), se define como el índice de calidad
para un haz de fotones.
CAPÍTULO 10
Dosimetría física en radioterapia externa
FIGURA 10-5
A) Variación del porcentaje de dosis en profundidad (PDD) de
un haz de electrones de 9 MeV con la DFS para un aplicador
de 15 cm × 15 cm. B) Caracterización de los parámetros
que definen el alcance de electrones de energía nominal
15 MeV a partir del PDD medido a DFS = 100 cm en un
campo de 25 cm × 25 cm. (Datos del Hospital Universitario
Puerta de Hierro Majadahonda, Madrid).
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
2.4. Razones de dosis absorbida fuera
de eje (OAR: off-axis ratios) y perfiles de dosis
Las distribuciones de dosis a lo largo del eje central del
haz son sólo una parte de la información necesaria para
realizar una descripción exacta de la dosis en el interior
del paciente. Los perfiles medidos perpendicularmente
al eje del haz a una determinada profundidad en un
maniquí proporcionan la distribución de dosis fuera
del eje central. Las profundidades de medida habituales
son la del máximo, zmax, y a 10 cm, para verificar la conformidad con las especificaciones del fabricante, y otras
profundidades adicionales requeridas por el sistema de
planificación.
145
PERFILES
La forma de los perfiles depende de la energía y de la
forma del filtro aplanador para haces de fotones, y del
filtro dispersor y la distancia entre el final del aplicador y la superficie del medio para haces de electrones
(fig. 10-6A). Se representan en forma de curvas de isodosis normalizados al valor de dosis absorbida en el eje
del haz para una determinada profundidad. En un perfil
se distingue (fig. 10-6B):
●
RAZONES DE DOSIS ABSORBIDA FUERA DE EJE
Se define como el cociente entre la dosis absorbida en un
punto fuera de eje y la dosis absorbida en el eje central
del haz a la misma profundidad en el maniquí. La representación gráfica del OAR en función de la distancia al
eje central se denomina perfil de dosis.
●
Región central: representa la parte central del perfil
que se extiende desde el centro del haz hasta 1-1,5 cm
del borde del campo geométrico del haz. El tamaño de campo geométrico, indicado por el campo
de luz, debe concordar con el tamaño de campo de
radiación definido por la isodosis del 50%.
Penumbra: se define como la distancia, en milímetros, comprendida entre el 80% y el 20% de la dosis
absorbida en el eje del haz. Depende de la energía del
haz, el tamaño finito de la fuente, la DFS, la distancia
fuente-colimador y la profundidad a la que se mida.
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
FIGURA 10-6
A) Izquierda: distribuciones de dosis absorbida en el
eje transversal para las energías de fotones de 6 MV
y 15 MV de un acelerador lineal Varian 2100,
medidos a DFS = 100 cm para un tamaño de campo
de 20 cm × 20 cm y a una profundidad de 10 cm.
Derecha: distribución de dosis absorbida en el eje
transversal para un haz de 6 MV de una unidad de
tomoterapia, medido a DFS = 85 cm para un tamaño
de campo de 40 cm × 5 cm y a una profundidad de
10 cm. Se aprecia cómo la ausencia de filtro aplanador
en la unidad de tomoterapia modifica la forma del perfil.
B) Izquierda: distribuciones de dosis absorbida en el
eje transversal al haz para las energías de electrones
de 6 MeV y 18 MeV, medidos a DFE = 100 cm para un
tamaño de campo de 20 cm × 20 cm y a una profundidad
de 5 cm. Derecha: definición de los parámetros que
caracterizan un haz de radiación obtenidos a partir
del perfil.
146
Para que un haz de radiación pueda usarse con fines
terapéuticos, este debe tener una distribución de dosis
absorbida uniforme en un gran porcentaje del campo de
radiación para aceleradores no de última generación (en
los nuevos aceleradores no se busca la homogeneidad,
aunque sí la simetría, tratando con ello, entre otras cosas,
aumentar la tasa de dosis a costa de eliminar el filtro
aplanador). Los parámetros empleados para cuantificar
la uniformidad de un haz son la simetría y la homogeneidad, uniformidad o planitud.
La simetría: permite evaluar la correcta alineación y el
adecuado posicionamiento de distintos componentes
del cabezal respecto del eje del haz de radiación. Se define
como la variación porcentual máxima de la dosis entre dos
puntos equidistantes (izquierdo y derecho) del eje central
dentro del 80% del campo. Su valor no es muy dependiente de la profundidad a la que se adquiere el perfil.
La homogeneidad, uniformidad o planitud (H): se define
como la variación porcentual máxima de la dosis absorbida dentro de la región interior delimitada por el 80%
del tamaño de campo de radiación:
H = 100 ×
Dmax − Dmin
Dmax + Dmin
[7]
Su valor depende del tamaño del campo y de la profundidad de la medida. Debe ser menor del 3% medido (para aceleradores no de última generación) en un
maniquí de agua a 10 cm de profundidad y DFS 100 cm
para el mayor tamaño de campo disponible (habitualmente 40 × 40 cm2). Sin embargo, si se cumple dicha
especificación, los perfiles medidos en zmax presentarán
una «sobreplanitud», que se manifestará como unos
«cuernos» en los extremos, y un defecto de homogeneidad para profundidades más allá de 10 cm. Este efecto
se debe a la menor energía efectiva del haz fuera del eje
comparada con la del eje central, debido a la presencia
del filtro aplanador en haces de fotones (v. fig. 10-6B).
3. MEDIDA DE LA DOSIS ABSORBIDA
3.1. Equilibrio de partículas cargadas
En radioterapia, la dosis absorbida se calcula en un
punto a una determinada profundidad. La profundidad
a la que se encuentra dicho punto es importante, ya
que en cada punto del material, la fluencia, debida a las
partículas primarias del haz incidente y a las partículas
secundarias generadas en el propio material, depende de
los correspondientes alcances en el material y de la penetración que previamente hubiera alcanzado la radiación
original. Para puntos superficiales, la fluencia de partículas secundarias es poco importante, pero a medida que
se consideran puntos a mayor profundidad, se produce
un mayor número de interacciones y por tanto aumenta
la aparición de partículas secundarias y la desaparición
de las primarias, hasta un punto en que el decreciente
CAPÍTULO 10
Dosimetría física en radioterapia externa
FIGURA 10-7
A) En el volumen V existe un equilibrio de partículas
cargadas (CPE), ya que el número, las direcciones
y las energías (T) de las partículas que atraviesan
dicho volumen son constantes. B) Variación de la dosis
absorbida (D) y el kerma (K) con la profundidad. En este
caso, las pérdidas radiativas son importantes. El equilibrio
transitorio de partículas cargadas (TCPE) tiene lugar
para profundidades mayores al alcance máximo
de las partículas cargadas.
147
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
número de partículas primarias es incapaz de mantener
ese crecimiento. Este punto representa un máximo relativo para la fluencia, y a partir de él, decaerá de manera
continua. La profundidad de este máximo depende de
la naturaleza de las partículas primarias de que se trate.
Para los fotones, los secundarios se acumulan a grandes
profundidades en comparación con el recorrido libre
medio (1/m) del fotón primario, mientras que los electrones se acumulan a profundidades del mismo orden
que su alcance (r).
En un volumen de interés existe un equilibrio de partículas cargadas (CPE, charged particle equilibrium) si las
energías, el número y las direcciones de las partículas
son constantes a través de dicho volumen (fig. 10-7A).
En particular, se dice que existe CPE si las sumas de
las energías que entran y abandonan tal volumen son
iguales. Esta definición se refiere a una situación ideal.
No obstante, si el recorrido libre medio (1/m) de las
partículas no cargadas es mucho mayor que el alcance
máximo r de las partículas cargadas que liberan energía,
se obtiene un CPE aproximado para los puntos situados
a profundidades mayores al alcance máximo de las partículas cargadas. En esta situación se verifica que la dosis
es igual al kerma de colisión:
D = K col si existe CPE
[8]
En la práctica se recurre a lo que se llama equilibrio
transitorio de partículas cargadas (TCPE, transitory charged
particle equilibrium), que son aquellos puntos en los que
la dosis es proporcional a Kcol, con una constante de
proporcionalidad (b) mayor que uno:
D = β K col
[9]
La relación entre la dosis, D, y el kerma, K, se muestra en
la figura 10-7B para el caso general en que el kerma de
radiación no sea cero. El kerma toma su valor máximo
en la superficie (K0) y se atenúa exponencialmente con
la profundidad, como se indica mediante la curva K. El
máximo de dosis para un haz ideal, que no estuviera contaminado por partículas cargadas emitidas por la fuente
de radiación o generadas en la interacción de las partículas
no cargadas con el medio, se encontraría en el punto
en que la curva D corta la curva Kcol, pero debido a esa
contaminación el máximo se desplaza hacia la superficie y
no puede suponerse que D = Kcol. Antes de que las curvas
D y Kcol se corten, b = D/Kcol <1; para profundidades
mayores que el alcance máximo de los electrones existe
TCPE, de manera que b = D/Kcol >1 y la pendiente de la
curva D es paralela a la de las curvas K y Kcol.
De todo lo anterior puede concluirse que la profundidad
elegida para realizar una medida de dosis debe ser aquella en la que exista TCPE.
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
3.2. Principio de Bragg-Gray.
Teoría de la cavidad
En el capítulo 3, apartado 3.3, «Magnitudes dosimétricas», se ha demostrado que a partir de la exposición
es posible obtener el kerma de colisión, y si además
existen condiciones de equilibrio electrónico, se tendría
una medida de la dosis. Sin embargo, este procedimiento para calcular la dosis a partir de la exposición tiene
ciertas limitaciones:
●
●
●
Sólo permite calcular la dosis para rayos X y radiación
gamma en un medio que sea aire, ya que la defini­
ción de exposición únicamente es válida para este tipo
de radiación y este medio.
No puede utilizarse para haces de fotones de energía
superior a 3 MeV.
No es válido si no existe la condición de equilibrio
electrónico.
La teoría de la cavidad, introducida por Bragg en 1912
y establecida definitivamente por Gray en 1928 y 1936,
relaciona la dosis absorbida en un medio sensible a la
radiación (habitualmente gas) con la dosis absorbida en
el medio que la rodea (fig. 10-8). Las condiciones para
que se satisfaga la teoría de Bragg-Gray son:
●
148
El tamaño de la cavidad debe ser pequeño en comparación con el alcance de las partículas cargadas que
inciden sobre ella, para que su presencia no perturbe
la fluencia de partículas cargadas que habría en el
medio si no existiera dicha cavidad. Esta condición
implica que la fluencia de partículas cargadas tiene
que ser la misma tanto en la cavidad como en el
●
medio que la rodea, lo cual sólo se cumple bajo la
existencia de CPE.
La dosis absorbida en la cavidad se debe enteramente
a las partículas cargadas que la atraviesan. Es decir,
se supone que no se produce ninguna interacción
entre las partículas cargadas y los átomos del gas de la
cavidad, por lo que la deposición de energía proviene
exclusivamente de las partículas cargadas liberadas
fuera de la cavidad.
Bajo los supuestos anteriores, se cumple la siguiente
relación, conocida como teoría de Bragg-Gray:
m
m
 S
Q Wg  S 
Dm = Dg •   = •
•
 ρ  g m e  ρ  g
[10]
donde Dm es la dosis absorbida en el medio m (en ausencia de la cavidad), Q/m es la carga de ionización de un
signo producida por unidad de masa de la cavidad, W es
e
la energía media disipada por término medio por las partículas cargadas para crear un par ion-electrón en el gas,
por unidad de carga eléctrica elemental, de manera que
Q W
•
el producto m
es la energía absorbida por unidad de
e
g
g


m
masa en la cavidad del gas, y  S  es la razón promedio
 ρg
de poderes de frenado másicos de los electrones que
atraviesan la cavidad, con la que se tiene en cuenta la
diferencia entre la energía disipada por unidad de masa
en el medio material (m) y en el gas (g).
Por tanto, la ecuación 10 permite calcular la dosis absorbida en un medio que rodea la cavidad de Bragg-Gray,
basándose en la carga producida en el gas de la cavidad.
Esta teoría también puede aplicarse a cavidades cuyo
medio sea sólido o líquido, salvo que en estos casos
cambiará la manera del calcular Dg. No obstante, es difícil satisfacer las condiciones de Bragg-Gray en medios
condensados.
La teoría de Bragg-Gray fue modifica por Spencer y Attix
para tener en cuenta la deposición de energía en la cavidad por parte de los rayos d (electrones secundarios)
generados fuera de ella.
3.3. Factores de perturbación
FIGURA 10-8
La teoría de Bragg-Gray permite relacionar la dosis absorbida en el
punto P, medida por un detector sensible a la radiación (cavidad de gas
representada por la zona punteada), con la dosis absorbida en el mismo
punto en el medio m.
Los detectores empleados para la medida de la dosis
absorbida, fundamentalmente cámaras de ionización,
no son sólo una cavidad de aire, sino que están constituidos por otros elementos, como la pared o el electrodo
colector, fabricados con materiales no equivalentes al
medio, y que hacen que el comportamiento del detector
se aleje del de una cavidad perfecta de Bragg-Gray. Estas
desviaciones se tienen en cuenta introduciendo factores
de perturbación, pi, en la ecuación 10:
m
m
 S
Q Wg  S 
Dm = Dg •   = •
•
• ∏ pi
 ρ  g m e  ρ  g
i
[11]
CAPÍTULO 10
Dosimetría física en radioterapia externa
Las características estructurales de las cámaras de ionización se tienen en cuenta aplicando los factores de
perturbación que seguidamente se comentan.
PERTURBACIÓN PRODUCIDA POR LA CAVIDAD, PCAV
Corrige la perturbación de la fluencia de electrones que
introduce la cavidad respecto de la que habría en el
medio en ausencia de la cavidad.
Este factor puede considerarse aproximadamente 1 para
la medida de dosis absorbida en haces de fotones en la
zona donde existe equilibrio electrónico (no hay cambio
del espectro de energía ni de la distribución angular de
los electrones secundarios con la posición del medio
irradiado), y para haces de electrones, si se emplean
cámaras de ionización plano-paralelas como las descritas
en el apartado «Cámaras de ionización plano-paralelas».
PERTURBACIÓN PRODUCIDA POR LA PARED, PWALL
Corrige la respuesta de la cámara por la no equivalencia
al medio del material del que está constituida su pared,
y de cualquier funda impermeable con la que se pueda
utilizar, si el medio es agua.
Este factor tiene en cuenta las diferencias entre los coeficientes de absorción de energía másicos de los fotones
y de las razones de poderes de frenado de los electrones
del material de la cámara de ionización y del medio.
Para electrones, el valor de pwall es aproximadamente 1.
PERTURBACIÓN PRODUCIDA POR EL ELECTRODO
CENTRAL, PELEC
Corrige la respuesta de la cámara debido a la presencia
del electrodo central, generalmente de aluminio en la
mayoría de las cámaras cilíndricas, ya que supone un
incremento de la dosis absorbida respecto a la que se
obtendría en una cavidad ideal de aire.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
PERTURBACIÓN PRODUCIDA
POR EL DESPLAZAMIENTO DEL MEDIO, Pdis.
PUNTO EFECTIVO DE MEDIDA, Peff
Al introducir la cámara de ionización en un medio se
produce un desplazamiento de un volumen equivalente
del material del medio, de manera que dicho volumen
es reemplazado por el aire de la cavidad, que presenta
menor atenuación, lo que implica que la lectura en el
centro de la cámara sea superior a la lectura en el mismo
punto del medio, si no existiera la cámara.
El exceso de dosis se corrige mediante el factor pdis, que
depende de la calidad de la radiación y de la dimensión de la cámara en la dirección del haz. Para haces de
fotones, debido al bajo gradiente de la dosis absorbida
en el eje, el valor de pdis es prácticamente constante con
la profundidad a partir del máximo; en cambio, en la
región cercana a la superficie (zona de acumulación)
varía de forma complicada con la profundidad. En lugar
de emplear un factor de corrección, la perturbación por
desplazamiento del medio puede rectificarse asignando
la lectura de la cámara no al centro de esta, sino a un
FIGURA 10-9
Corrección de la perturbación producida por el desplazamiento del medio
mediante el empleo del punto efectivo. El punto efectivo para cámaras
cilíndricas se encuentra a una distancia d = 0,6 × r o 0,5 × r (r = radio
del cilindro), si emplea para medir porcentajes de dosis en profundidad
(PDD) de haces de fotones o electrones, respectivamente. Para una
cámara plano-paralela, el punto efectivo se encuentra en la parte interna
de la ventana frontal.
punto situado más cercano a la entrada del haz, denominado punto efectivo, Peff.
Para haces de fotones, pdis se encuentra incluido en el
coeficiente de calibración de la cámara, por lo que no
es necesario incluir ninguna corrección posterior en la
determinación de la dosis absorbida. Sin embargo, para
la medida de un rendimiento en profundidad lo más
adecuado es corregir por el punto efectivo, desplazando la
curva una distancia d = 0,6·r (r = radio del cilindro de la
cámara). Para haces de electrones, el valor de pdis varía muy
rápidamente con la profundidad, por lo que se recomienda utilizar siempre Peff, situando el punto de medida a
d = 0,5·r para cámaras cilíndricas y en la parte interna de
la ventana frontal de las cámaras plano-paralelas (fig. 10-9).
4. EQUIPAMIENTO
En general, un dosímetro consta de un volumen sensible
en el que se encuentra contenido un medio, g, rodeado por
una pared de espesor variable compuesta de otro medio,
w. Por tanto, en términos de la teoría de la cavidad, el volumen sensible se identifica con la «cavidad», la cual puede
contener un medio líquido, sólido o gaseoso, dependiendo del tipo de dosímetro, y la pared como el medio que
rodea la cavidad. La pared tiene varias finalidades:
●
●
●
●
Servir de fuente de partículas cargadas secundarias
que contribuyan a la dosis absorbida en el volumen
sensible y proporcionar CPE o TCPE.
Blindar el volumen sensible contra las partículas cargadas que se originan fuera de la pared.
Contener el material que llena el volumen sensible.
Proteger el volumen sensible de influencias hostiles,
tales como golpes, suciedad, humedad, etc.
4.1. Propiedades de los dosímetros
A continuación se exponen las características que deben
evaluarse en un dosímetro para decidir su idoneidad para
el tipo de tarea que se desee realizar.
149
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
EXACTITUD Y PRECISIÓN
La exactitud de una medida es el grado de coincidencia
entre el resultado de la medida y el valor verdadero de
la magnitud aceptado como referencia. La precisión es el
grado de coincidencia, de la reproducibilidad existente
entre los resultados independientes de una medición
obtenidos en similares condiciones.
Desde un punto de vista estadístico, la exactitud está relacionada con la desviación de una estimación, y la precisión
con la dispersión o desviación estándar del conjunto de
valores obtenidos de mediciones repetidas de una magnitud. Cuanto menor es la dispersión, mayor es la precisión.
LINEALIDAD
La lectura del dosímetro debería ser proporcional a la
magnitud dosimétrica de interés. El rango de linealidad
y el comportamiento no lineal dependen del tipo de
dosímetro y de sus características físicas.
DEPENDENCIA DE LA TASA DE DOSIS
La lectura debería ser independiente de la tasa de radiación
empleada, es decir, la lectura para las tasas t y 2t debería
ser la misma. En la práctica puede ser necesario corregir
dicha dependencia; por ejemplo, cuando se mide la dosis
absorbida por unidad de monitor con cámaras de ionización, para tener en cuenta el efecto de recombinación.
150
RESPUESTA ENERGÉTICA
Un dosímetro ideal debería tener la misma respuesta
para cada una de las calidades de radiación ionizante.
Sin embargo, cuando se emplean cámaras de ionización
para medir dosis absorbida en agua, estas presentan una
fuerte dependencia con la energía por no ser un dosímetro equivalente a dicho medio.
DEPENDENCIA DIRECCIONAL
Consiste en la variación de la respuesta del dosímetro
con el ángulo de incidencia de la radiación. Lo ideal
sería que el dosímetro presentase una respuesta isótropa.
La dependencia angular puede variar con la forma, el
tamaño y la naturaleza del detector, así como con la
naturaleza y la energía de la radiación.
RESOLUCIÓN ESPACIAL
El dosímetro ideal debería ser puntual para poder medir
la dosis absorbida que se define en un punto determinado. En la realidad no existen detectores puntuales, pero
sí de pequeño volumen.
La resolución se encuentra reñida con la sensibilidad, y
por tanto debe encontrarse un compromiso entre ambas
en función del objetivo de la medida.
4.2. Sistemas de dosimetría
basados en cámaras de ionización
Estos sistemas están formados por una cámara de ioni­
zación (CI) y un electrómetro. De forma general, una CI
FIGURA 10-10
A) Esquema de una cámara de ionización cilíndrica tipo Farmer. B) Cámara
de ionización cilíndrica Farmer 30013 de PTW junto con la caperuza de
metacrilato. (Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, Madrid.)
es una cavidad llena de gas (parte sensible) rodeada por
una pared conductora, cuya superficie interna constituye
el electrodo de polarización, y un electrodo central colector
que recoge la carga creada en dicha cavidad (fig. 10-10A).
La pared y el electrodo colector se encuentran separados
por un aislante de alta calidad para reducir la corriente
de fuga cuando la tensión de polarización es aplicada
entre ambos electrodos. El electrodo de guarda define el
volumen sensible de la cámara e impide que el electrodo
colector recoja las corrientes de fuga que puedan crearse
fuera de la cavidad de la cámara. El tallo es la zona de
las CI por donde discurren los cables, tanto de recogida
de señal como de polarización. Debe ser de un material
equivalente al medio donde se realizan las medidas para
que no produzca perturbaciones importantes, y estar
relleno de material aislante, sin volúmenes de aire, para
evitar que se produzcan corrientes indeseables.
En función de su aplicación, las CI se construyen con
diferentes geometrías.
CÁMARAS DE IONIZACIÓN CILÍNDRICAS
Son cámaras en las que el gas contenido en el volumen
sensible es aire, con un tamaño que puede variar entre
0,1 cm3 y 1 cm3. La longitud y el radio interno de la cámara no son superiores a 25 mm y 3,5 mm, respectivamente.
La pared1 suele ser de grafito o de un material plástico
(PMMA, polimetil metacrilato) con un recubrimiento
interno de grafito, de forma que el espesor de la pared
es menor de 0,1 g/cm2. El electrodo central o colector,
de 1 mm diámetro, puede ser de grafito o aluminio. La
1
El número atómico, Z, del material de la pared debe ser bajo para
que sea equivalente a aire. De este modo se asegura que el espectro
de energía de los electrones liberados en la pared de la cámara es
similar al de los liberados en el aire.
CAPÍTULO 10
Dosimetría física en radioterapia externa
diferencia de potencial entre ambos electrodos oscila
entre 300 V y 400 V, por lo que para que exista un buen
aislamiento entre todos los elementos conductores, y
así evitar corrientes extracamerales, se coloca un aislante
(PTCFE, politricloro-fluoretileno). Las cámaras de pared
de grafito presentan una mayor estabilidad a largo plazo
y una respuesta más uniforme que las cámaras con pared
de plástico, aunque estas, al ser más robustas, se prefieren
para el trabajo diario. Es deseable que el material del
electrodo central sea el mismo que el de las paredes; sin
embargo, un electrodo colector de aluminio minimiza la
dependencia respecto a la energía en la zona de rayos X
de energía media. No obstante, es necesario introducir
un factor de corrección por la no equivalencia a aire del
electrodo, que en el caso del grafito es despreciable.
Se emplean en medidas de haces de fotones de energías medias y altas, así como en electrones de energías
superiores a los 10 MeV. Para energías de electrones
inferiores a 8 MeV, la cavidad de la cámara puede llegar
a introducir una perturbación del orden del 3%, por lo
que para este rango de energías se recomienda el uso
de cámaras plano-paralelas (descritas en el apartado
«Cámaras de ionización plano-paralelas»). Debido a su
sección circular, son adecuadas tanto para medidas de
distribuciones de dosis absorbida en planos como para la
determinación de la misma en condiciones de referencia.
Las CI cilíndricas más populares son las tipo Farmer,
con un volumen sensible de 0,6 cm3, que responden al
esquema de la figura 10-10B. La forma de su volumen
activo se parece a un dedal, y de ahí que también sean
conocidas como cámaras dedal.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
CÁMARAS DE IONIZACIÓN PLANO-PARALELAS
Son cámaras en forma de disco (cilindro de 1-2 cm de
radio y 0,5 cm de altura) constituidas por dos electrodos
paralelos (fig. 10-11A). Uno de ellos se emplea como
ventana de entrada y electrodo de polarización, y el otro
como pared posterior y electrodo colector, situado a
unos 2 mm de la ventana. Tanto la pared interna de la
ventana de entrada como el electrodo colector suelen
ser de grafito, de modo que este último se asienta sobre
un bloque de material plástico (Perspex® o poliestireno).
El electrodo de guarda, en forma de anillo, situado a la
altura del electrodo colector, tiene como fin evitar que el
campo eléctrico se deforme en la periferia. El volumen de
la cavidad limitado entre ambos es del orden de 0,01 cm3
y 0,5 cm3, y el espesor de la ventana es de 0,1 g/cm2.
La tensión de colección entre ambos electrodos es de
unos 200-300 V (dependiendo del modelo de cámara),
y no es conveniente sobrepasarla para evitar la deformación del electrodo que hace de ventana, ya que como
antes se ha indicado su espesor es de sólo 1 mm.
Su delgada ventana de entrada (láminas de 0,01-0,03 mm
de Mylar, poliestireno o mica) permite realizar medidas
prácticamente en la superficie del maniquí sin que esta
produzca una atenuación significativa. Añadiendo bloques
de distintos espesores del maniquí sobre la ventana de la
FIGURA 10-11
A) Esquema de una cámara de ionización plano-paralela. B) Cámara de
ionización plano-paralela Markus Advanced 34045 de PTW, con caperuza
de protección que impermeabiliza la cámara para poder realizar medidas
en agua. (Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, Madrid.)
cámara puede estudiarse la variación de la dosis con la
profundidad en zonas muy superficiales que no pueden evaluarse con cámaras cilíndricas debido a su mayor volumen.
Por otro lado, el pequeño espaciado entre sus electrodos
permite una gran resolución para medir PDD y minimiza
la perturbación de la cavidad en el campo de radiación,
lo que resulta fundamental para la dosimetría de haces
de electrones donde las cámaras cilíndricas producen
perturbaciones importantes en el campo. Por tanto, se
recomienda su uso para haces de electrones de cualquier
energía, y es obligatorio para electrones de energía media
en superficie inferior a 10 MeV.
MAGNITUDES DE INFLUENCIA
Son aquellas que no son el objetivo de la medida, pero
que repercuten en el resultado de la magnitud a medir
con un determinado detector.
Fugas
La corriente de fugas es aquella que se acumula durante
la medida, pero no procede de las ionizaciones producidas en la cavidad de la cámara. Puede ser de dos tipos:
●
Natural o intrínseca: corresponde a la señal detectada previa a la irradiación de la cámara. Se debe a la
corriente producida entre los electrodos de la cámara
por el alto voltaje aplicado. Su valor no debería ser
superior a ±0,5% del valor de la corriente producida
con la mínima tasa de dosis absorbida. Es suficiente
esperar unos minutos, tras la aplicación de la alta tensión a la cámara, para que esta corriente se estabilice
y alcance un valor despreciable frente a la señal.
151
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
●
Postirradiación: el equipo «sigue midiendo» tras terminar la irradiación, de manera que el valor va decreciendo exponencialmente con el tiempo. Se debe a
la irradiación de los materiales aislantes, cables y en
general otras partes de la cámara que no constituyen
el volumen activo. Su valor a los 5 segundos de haber
finalizado una medida de 10 minutos debe ser inferior
a ±1% del valor de la lectura.
También se puedan dar corrientes de fugas causadas
por torsiones o dobleces innecesarios de los cables de la
cámara, y por fatigas mecánicas de los conectores.
Efecto tallo
En este efecto pueden considerarse dos componentes:
Corrientes de fugas producidas por la irradiación
del tallo, en mayor o menor grado, dependiendo del
tamaño de campo de irradiación empleado. Para es­
timar este efecto se irradia la cámara con un campo
rectangular, de manera que primero se coloca la cámara en una de las direcciones del campo (incluyendo
el tallo) y después en la otra. El cociente de ambas
medidas proporciona un factor de corrección para
los casos en que sea imprescindible irradiar toda la
cámara.
● Irradiación del tallo por la radiación dispersa que
le llega, aunque no se encuentre dentro del campo
de irradiación. El factor de corrección se obtiene del
cociente entre dos medidas, una de ellas protegiendo
el tallo con un blindaje y la otra sin él.
Corrección por presión y temperatura
Si las cámaras empleadas son abiertas al aire, la masa de
aire del volumen de la cavidad durante la medida puede
ser diferente de la masa en condiciones de calibración,
denominadas normales o de referencia, y que dependen
de la presión, la temperatura y la humedad relativa. La
mayoría de los laboratorios consideran condiciones de
referencia P0 = 101,325 kPa, T0 = 20°C (22°C en Norte­
américa) y una humedad relativa del 50%.
●
152
Si la humedad relativa está entre el 20% y el 70%, no es
necesario realizar ninguna corrección. Sin embargo, si
la medida se realiza en unas condiciones de presión, P,
y temperatura, T, el factor de corrección viene dado por:
k TP =
101,325 ( T + 273,2)
×
P
293,2
[12]
donde P y T están expresados en kPa y °C, respectivamente.
Se considera como temperatura de la cavidad la del medio
en que se realizarán las medidas, que no tiene por qué
coincidir con la temperatura ambiental. Hay que esperar
un tiempo suficiente para que el aire de la cavidad de la
cámara alcance el equilibrio térmico con el medio.
Efecto de polaridad
La carga recogida por la CI puede ser diferente al cambiar el signo de la tensión de polarización aplicada. Este
efecto suele ser despreciable para cámaras tipo dedal
en haces de fotones, aunque debe ser evaluado. Sin
embargo, es importante en el caso de cámaras planoparalelas y haces de electrones de baja energía o haces
de fotones para medidas en la región de acumulación.
Si el efecto de polaridad no es despreciable, el factor de
corrección que debe aplicarse es:
k pol =
M+ + M−
[13]
2M
donde M+ y M− son las lecturas obtenidas con polaridad
positiva y negativa, respectivamente, y M la lectura obtenida con la polaridad empleada de manera habitual.
Si el valor de kpol es superior al 3%, la CI no debería
utilizarse para la determinación de la dosis absorbida.
Recombinación de iones
Como ya se explicó en el capítulo 4, la carga colectada
por la cámara puede ser diferente de la producida por
la radiación en función del voltaje aplicado, de manera
que puede haber una pérdida de carga debido a un efecto
de recombinación, o un exceso debido a un efecto de
multiplicación de cargas.
El cociente entre la carga a una tensión V y la carga en
condiciones de saturación se define como la eficiencia de
colección (f). El factor de corrección por saturación, ks, es
el inverso de la eficiencia f.
Para los haces pulsados de fotones y electrones generados
por los aceleradores lineales, Boag propone el método
de las dos tensiones para el cálculo de ks, basado en la
dependencia lineal del recíproco de la carga recogida
por la cámara, (1/M), con el inverso del voltaje aplicado
a los electrodos, (1/V). Así, si M1 es la carga recogida
a la tensión V 1, y M2 la carga recogida a V 2, ks puede
expresarse como:
M 
M 
k s = a0 + a1  1  + a2  1 
M 
M 
2
2
[14]
2
siendo V1 la tensión habitual de trabajo y al menos tres
veces el valor de V2. Los valores de las constantes ai son
función del cociente V1/V2.
La tensión de trabajo debe ser tal que las pérdidas por
recombinación sean menores del 1%. En una cámara
tipo Farmer esto se consigue para tensiones del orden
de 300 V o mayores y dosis por pulso de 0,1 cGy o inferiores. En el caso de las cámaras plano-paralelas, a las
cuales no se les pueden aplicar tensiones de polarización
altas debido al riesgo de que se deforme el volumen
de colección, la tensión de trabajo puede ser más baja,
dejando de ser válido el método de las dos tensiones.
Para haces de radiación continua, como los impartidos
por las unidades de 60Co, el método de las dos tensiones se basa en la dependencia lineal entre el inverso
de la carga 1/M y el inverso del cuadrado de la tensión
aplicada 1/V2.
CAPÍTULO 10
Dosimetría física en radioterapia externa
FIGURA 10-12
Electrómetro UNIDOSwebline (PTW), para amplificar las cargas o corrientes
producidas en la cámara de ionización y suministrar la tensión
de polarización adecuada. (Hospital Universitario Puerta de Hierro
Majadahonda, Madrid.)
ELECTRÓMETRO
Dispositivo electrónico utilizado para la medida de
corrientes del orden de 10−8-10−15 A. Suele ir acompañado de una fuente de tensión para aplicar la diferencia de potencial entre los electrodos de la CI, de modo
que el conjunto de ambos se denomina electrómetro
(fig. 10-12).
El electrómetro puede proporcionar medidas tanto de
carga eléctrica como de intensidad de corriente. La primera será proporcional a la magnitud integrada que se
desea medir y para la que esté calibrado el conjunto
detector-electrómetro, y la segunda será proporcional
a su tasa.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Los electrómetros empleados en radioterapia deben
incorporar la posibilidad de variar la tensión de colección, así como de invertir su polaridad para poder determinar la eficiencia de colección y el efecto de polaridad
de las CI.
Si la calibración de la CI no se realiza junto con el electrómetro con el que va a ser usada, hay que utilizar un
factor más de corrección: el factor de corrección por
cambio de electrómetro, kelec, ya que las unidades en que
se expresa el coeficiente de calibración de una cámara,
Gy/C o Gy/div, se refieren a culombios o divisiones de
un electrómetro en concreto.
4.3. Maniquíes y otros sistemas
de dosimetría
MANIQUÍES
El agua es el medio recomendado para la determinación de la dosis absorbida en agua, tanto para fotones
como para electrones. Además, es el material más similar
al tejido blando. Se recomienda que las dimensiones
del maniquí sean tales que exista un margen de 5 cm
de material en los cuatro lados del campo, definido a
la profundidad de medida, y también por debajo de
dicha profundidad para proporcionar las condiciones
FIGURA 10-13
A) Sistema analizador de haces: tanque de agua de paredes de plástico
junto con dispositivo de posicionamiento (brazo) para colocar los
detectores. B) Izquierda: maniquí de agua sólida SP34 (RW3: poliestireno
blanco). Derecha: maniquí de agua sólida RMI-457. Uno de los bloques
presenta un alojamiento para la cámara de ionización plano-paralela
Roos 34001, para la medida de dosis absorbida de electrones.
(Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, Madrid.)
adecuadas de dispersión. En la práctica clínica, el maniquí consiste en un analizador de haces automático que
permite mover la CI en las tres direcciones del espacio
(fig. 10-13A). El sistema analizador consta de un tanque
de agua de paredes de plástico con unas dimensiones de
50 cm × 50 cm × 50 cm o superiores. El tanque suele
montarse sobre una plataforma elevadora, que puede ni­
velarse y con la cual puede ajustarse la distancia fuentesuperficie.
Para medidas sistemáticas o rutinarias se emplean maniquíes de plástico, tales como poliestireno, PMMA, agua
sólida WT1 o agua sólida RMI-457 (fig. 10-13B). Estos
materiales se consideran equivalentes al agua en términos
de densidad, número de electrones por gramo y número
atómico efectivo2, pero esta equivalencia no es siempre
cierta, ya que también depende del tipo y la energía de
la radiación.
Los maniquíes están formados por láminas cuadradas
de 30 cm × 30 cm, de diferentes espesores.
Representa el número atómico de un elemento con el cual los fotones
interaccionan de la misma manera que con el material en cuestión.
2
153
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
OTROS SISTEMAS DE DOSIMETRÍA
Los fundamentos físicos y características de los detectores que se citan a continuación ya se han expuesto
en los capítulos 2 y 4, pero aquí se detalla su uso en
radioterapia.
Sistemas de dosimetría 2D: dosimetría radiográfica,
electronic portal imaging device (EPID)
y matrices de detectores
Las películas, tanto radiográficas como radiocrómicas,
pueden emplearse para obtener distribuciones dosimétricas en un plano. Debido a su excelente resolución
intrínseca en 2D, son muy útiles para trabajar en zonas
del haz de radiación donde existen altos gradientes de
dosis absorbida, si bien hay que tener en cuenta que
dicha resolución se ve reducida por el sistema lector
empleado. Si se emplean para dosimetría absoluta, debe
obtenerse la curva sensitométrica para cada una de las
calidades de energía que se vayan a emplear, debido a
su pronunciada dependencia energética, si bien esto no
es necesario para las películas radiocrómicas en las que
esta dependencia se ha eliminado.
154
En general, la película radiográfica, e incluso la película
radiocrómica, están siendo sustituidas por los dispositivos electrónicos de adquisición de imágenes portales o EPID (electronic portal imaging device), los cuales
han pasado a tener una nueva utilidad, además de su
uso convencional para comprobar el correcto posicionamiento del paciente. Los detectores de panel plano
empleados en radioterapia son de tipo indirecto, es
decir, la conversión de la energía procedente del haz
de radiación que realiza el elemento sensible a esta se
realiza a través de un material centelleador, por ejemplo
Gd2O2S:Tb (oxisulfuro de gadolinio dopado con terbio),
en contacto con una matriz de píxeles, donde cada uno
de ellos cuenta con un elemento fotosensible (silicio
amorfo3). Su implementación para dosimetría requiere
establecer la relación entre la intensidad de pixel y la
fluencia o distribución de dosis. Este proceso de calibración es más complicado que una calibración cruzada
entre el valor de pixel y la medida realizada por una CI en
un maniquí de agua homogéneo, ya que, debido a que
el EPID se estructura en varias capas de distintos materiales, las propiedades de deposición de dosis difieren
significativamente de aquellas en un simple maniquí de
agua. Su respuesta es independiente de la tasa de dosis y
lineal con la dosis integrada, depende de la energía del
haz incidente y del tamaño de campo irradiado, y píxeles
individuales pueden tener una sensibilidad ligeramente
diferente debido a la no homogeneidad en la matriz o a
la electrónica de lectura.
FIGURA 10-14
Matriz de cámaras de ionización (StarTrack de Iba Dosimetry, constituido
por 453 cámaras de ionización distribuidas en un área activa de
27 cm × 27 cm) empleada para el control de calidad diario de un
acelerador. (Hospital Universitario Puerta de Hierro Majadahonda, Madrid.)
presentan peor resolución espacial que las películas y
los EPID.
Dosímetros de termoluminiscencia (TLD)
Son materiales que pueden presentarse en forma de pastillas o chips y polvo. Los chips pueden llegar a tener
dimensiones tan pequeñas (1 mm3), que les hacen ser
muy útiles especialmente en situaciones de alto gradiente de dosis absorbida, así como para la caracterización de fuentes en braquiterapia, la medida de haces
pequeños de fotones en radiocirugía y la verificación de
tratamientos de intensidad modulada. También se usan
para el control de la dosis absorbida impartida durante
el tratamiento.
Sistemas de dosimetría de semiconductor
Los diodos utilizados para dosimetría se basan en uniones p-n. Estas se construyen a partir de un único cristal de
silicio impurificando la base con elementos que aporten
un exceso de electrones (detectores tipo n), o un defecto
(detector tipo p), y dopando la superficie con el tipo de
material opuesto al empleado para la base. La región
de transición entre ambas se denomina zona de carga
espacial. Se prefieren los diodos tipo p porque presentan
menos dependencia de la radiación acumulada.
Otro método alternativo a las películas para la verificación de tratamientos de pacientes son los conjuntos de
cámaras de ionización o diodos formando una matriz
de detectores (arrays) (fig. 10-14), si bien estas matrices
Tienen ventajas sobre las CI debido a su pequeño tamaño
y alta sensibilidad con la dosis absorbida, pero como el
volumen de detección es casi imposible de determinar con
la exactitud requerida, no pueden utilizarse para medidas
absolutas. No obstante, resultan adecuados para medi­
das relativas, en especial en zonas de alto gradiente de
dosis absorbida, pues ofrecen una gran resolución espacial.
Un material es amorfo cuando sus átomos no se encuentran ordenados según una red cristalina.
Se debe tener en cuenta que su respuesta varía con la
energía, el ángulo de incidencia del haz, la temperatura
y la dosis acumulada.
3
CAPÍTULO 10
Dosimetría física en radioterapia externa
Dosímetros de alanina
Son barritas o pastillas de un aminoácido con una
cubierta inerte. La interacción con la radiación produce
una concentración de radicales libres proporcional a
la dosis, de manera que dicha concentración se mide
mediante técnicas de resonancia paramagnética de electrones. La dosis absorbida se determina según la altura
de los picos del espectro.
A diferencia de los TLD, la lectura de la medida no destruye la información de la muestra, aunque también presentan un desvanecimiento o fading de la señal apreciable al pasar meses tras la irradiación, y es dependiente de
las condiciones ambientales de temperatura y humedad.
La alanina es equivalente a tejido y se utiliza para valores
de dosis absorbida del orden de 10 Gy.
Dosímetros de diamante
El principio de funcionamiento de los dosímetros de
diamante es el cambio de resistividad producido por
la radiación. Si se aplica una diferencia de potencial al
dosímetro, la corriente producida es proporcional a la
tasa de radiación.
Su volumen sensible es del orden de 1 mm3, por lo que
presenta una buena resolución espacial, complementada
por una buena sensibilidad. Puede considerarse que son
equivalentes a tejido biológico y, por tanto, no presentan
dependencia de la energía, aunque sí con la tasa de dosis
absorbida.
Se emplean para realizar medidas de dosis absorbida en
haces de fotones y electrones de aceleradores lineales, y
en zonas de alto gradiente de dosis absorbida.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
5. DETERMINACIÓN DE LA DOSIS
EN CONDICIONES DE REFERENCIA:
CALIBRACIÓN DE HACES
DE MEGAVOLTAJE
Los dosímetros son aparatos que proporcionan una
lectura, M, en respuesta a la dosis absorbida, Dg, en su
volumen sensible. Sin embargo, el interés no reside normalmente en obtener la dosis absorbida, Dg, en el propio
volumen sensible como medio en sí mismo, sino más
bien como medio empleado para determinar la dosis,
u otra magnitud relacionada con ella, en otro medio
diferente en el que no es posible realizar la medición.
Por tanto, el problema central de la dosimetría es interpretar la lectura del dosímetro para obtener la magnitud
deseada. El proceso de interpretación se denomina cali­
bración, y por él se obtiene un coeficiente de calibración,
N, que multiplicado por la lectura del dosímetro, M, da
el valor de la magnitud deseada en un punto (punto de
referencia del dosímetro).
La calibración de dosis absorbida en agua de un haz de
radiación clínico requiere seguir protocolos aprobados
de ámbito nacional o internacional, no sólo para asegurar la exactitud dosimétrica en el tratamiento de los
pacientes, sino también para proporcionar concordancia
entre los datos dosimétricos de los distintos hospitales
que administran radioterapia.
Aunque existen varios procedimientos para la determinación de dosis absorbida en agua en haces externos
de radioterapia, como el TG-51 elaborado por AAPM,
o la norma DIN 6800-2, la Sociedad Española de Física
Médica recomienda la utilización del protocolo TRS-398
de la Agencia Internacional de la Energía Atómica (IAEA, por
sus siglas en inglés), el cual será detallado a continuación.
En lo sucesivo, se considerará que el dosímetro
empleado para la determinación de la dosis absorbida
en agua sea una CI de características adecuadas al tipo
de haz de radiación del usuario y conectada a un electrómetro que proporcionará la tensión de polarización
oportuna.
5.1. Formalismo basado en dosis absorbida
en agua
La dosis absorbida en agua a una profundidad de referencia, zref, para un haz de calidad Q, diferente a la calidad Q0
utilizada en la calibración del dosímetro, viene dada por:
Dw ,Q = MQ N D ,w ,Q0 kQQ0
[15]
donde MQ es la carga eléctrica corregida por las magnitudes de influencia detalladas en el apartado «Magnitudes de influencia», es decir, MQ = Q kTP ks kpol kh, siendo
Q la carga registrada por la CI; ND,w,Q0 es el coeficiente
de calibración de la CI (Gy/nC) en términos de dosis
absorbida en agua, obtenido por un laboratorio de
calibración en unas determinadas condiciones de referencia; y kQQ0 es el factor que corrige por la diferencia
entre la calidad de referencia del haz Q0 y la calidad
real del usuario Q.
El factor de corrección de calidad del haz kQQ0 se define
como el cociente de los coeficientes de calibración, en
las calidades Q y Q0, en términos de dosis absorbida en
agua de la cámara de ionización:
kQQ0 =
N D ,w ,Q
N D ,w ,Q0
=
Dw ,Q / MQ
Dw ,Q0 / MQ0
[16]
La calidad de referencia Q0 más comúnmente usada para
la calibración de las CI es la radiación gamma de 60Co, en
cuyo caso el símbolo kQQ0 se simplifica como kQ.
Aplicando la teoría de Bragg-Gray (ecuación 11) en la
ecuación 16, se puede calcular teóricamente el factor de
corrección de calidad del haz, kQQ0:
kQQ0 =
( sw ,aire )Q (Waire )Q pQ
( sw ,aire )Q0 (Waire )0Q pQ0
[17]
donde (sw,aire)Q es la razón de poderes de frenado aguaaire para la calidad Q o Q0, Waire es la energía media
necesaria para crear un par de iones en aire seco y pQ es
155
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
el factor de corrección por perturbación de la fluencia
mediante la cual se pasa de las condiciones ideales de un
detector de Bragg-Gray a las reales de una CI, de manera
que pQ = pcav pwall pdis pelecl.
Si se considera el valor de Waire constante para el rango de
energía con el que se trabaja en radioterapia, la ecua­
ción 17 se puede aproximar como:
kQQ0 =
( sw ,aire )Q pQ
( sw ,aire )Q0 pQ0
[18]
Las razones de poderes de frenado agua-aire presentan
características diferentes, según se trate de:
●
Haces de electrones: sw,aire presenta una fuerte dependencia de la energía y la profundidad, debido a la
gran variación del espectro de energías en las distintas
profundidades en agua (fig. 10-15A).
●
Haces de fotones: sw,aire para fotones monoenergéticos
es prácticamente constante con la profundidad, a
partir de la profundidad de equilibrio electrónico
(fig. 10-15B).
5.2. Fotones de alta energía
La determinación de la dosis absorbida en haces de fotones de energía de megavoltaje se obtiene de acuerdo a la
ecuación 15, pero hay que tener en cuenta las siguientes
consideraciones.
MANIQUÍ
El medio en que se efectuarán las medidas será un maniquí equivalente a agua, de dimensiones apropiadas a los
haces que se han de caracterizar (márgenes de 5 cm en
los cuatro lados del campo y 5 g/cm2 por debajo de la
profundidad de medida4). Si la cámara no fuera sumergible, se usará una funda o camisa de plástico de densidad
conocida y un espesor no mayor de 1 mm.
CÁMARAS DE IONIZACIÓN
Se recomienda la utilización de CI cilíndricas con un
volumen aproximado de 0,6 cm3 y paredes de grafito. El
punto de referencia de la cámara se considera situado en el
eje de esta, en el centro de la cavidad, y deberá colocarse
a la profundidad recomendada de medida.
No deben emplearse cámaras plano-paralelas, ya que
el factor de corrección por la pared, pwall, no está muy
bien estudiado, aunque sí pueden utilizarse en medidas
relativas (PDD), pues al ser la distancia entre electrodos
alrededor de 2 mm la resolución es muy buena en el eje
perpendicular de la cámara. Sin embargo, tampoco son
adecuadas para la medida de perfiles de dosis absorbida,
porque el tamaño (1 cm de diámetro) sería demasiado
grande en la dirección del perfil.
156
CONDICIONES DE REFERENCIA
El cuadro 10-1 resume las condiciones de referencia
para la determinación de la dosis absorbida en haces de
fotones. Se emplea un campo de 10 cm × 10 cm, y la
profundidad de medida, zref, será de 5 cm o 10 cm, en
función de la energía del haz.
Aunque el punto efectivo de una cámara cilíndrica no
coincide con el centro de la cavidad, sino que se sitúa
más cerca del foco de radiación (desplazado 0,6 veces
el radio de la cámara), en los protocolos basados en
patrones de dosis absorbida en agua se acuerda que la
cámara se calibre situando el punto medio de la cavidad a la profundidad de referencia, dando el coeficiente
de calibración en estas condiciones, y por lo tanto, así
deberá colocarla el usuario cuando la utilice para determinar la dosis absorbida en agua; con lo cual, no se hará
corrección por punto efectivo ni por desplazamiento.
FIGURA 10-15
Representación esquemática de la variación con la profundidad de las razones
de poderes de frenado sw,aire para haces de electrones (A) y fotones (B).
4
En el protocolo TRS-398, las profundidades se expresan en g/cm2; de
esta forma se indica que son profundidades equivalentes a agua.
CAPÍTULO 10
Dosimetría física en radioterapia externa
Cuadro 10-1 RESUMEN DE LAS
CONDICIONES DE REFERENCIA PARA
LA DETERMINACIÓN DE LA DOSIS
ABSORBIDA EN HACES DE FOTONES
Tipo de cámara y maniquí
Cilíndrica en agua
Profundidad de medida (zref)
Si 60Co → 5 g/cm2 (10 g/cm2)
Si TPR20,10 <0,7 → 10 g/cm2 (5 g/cm2)
Si TPR20,10 >0,7 → 10 g/cm2
Punto de referencia de la cámara
En el eje central y en el centro de la cavidad
Posición del punto de referencia
A la profundidad de medida zref
DFS o DFC*
En 60Co a 80 cm; resto de fotones a 100 cm
Tamaño de campo
Puesto que la calidad del haz del usuario, Q, suele diferir de la empleada para la calibración, Q0, es necesario
aplicar el factor kQQ0. Lo ideal sería que el laboratorio de
calibración suministrara con el coeficiente de calibración, ND,w,Q0, un conjunto de factores, kQQ0, que cubriera
el rango de energías del usuario. Sin embargo, lo más
habitual es emplear valores calculados de kQQ0, que se
encuentran tabulados en el TRS-398 para un conjunto
de cámaras cilíndricas y un rango de TPR20,10 entre 0,5
y 0,84.
10 cm × 10 cm
5.3. Electrones de alta energía
Corrección por presión, temperatura, saturación,
polaridad y fugas
La determinación de la dosis absorbida en haces de
electrones de energía de megavoltaje se obtiene según
la ecuación 15, pero hay que tener en cuenta algunos
aspectos que se comentan a continuación.
Sí
* La distancia se medirá del foco a la superficie o del foco al plano
de la cámara, dependiendo del modo de trabajo del usuario DFS
o DFE (en el isocentro), o de las especificaciones del sistema de
planificación de tratamientos.
DFC: distancia desde el foco al plano de referencia de la cámara;
DFS: distancia desde el foco a la superficie del maniquí.
ÍNDICE DE CALIDAD
Debe determinarse la energía de un haz de fotones
debido a la dependencia energética de alguno de los
parámetros (razones de poderes de frenado y factores
de perturbación) necesaria para la determinación de la
dosis absorbida.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
de 10 cm × 10 cm. Aunque la definición se realiza en
términos de dosis absorbida, se acepta el cociente de la
ionización a 10 cm y 20 cm de profundidad, ya que la
variación de la razón de poderes de frenado agua-aire
con la profundidad es prácticamente despreciable a partir
de la profundidad del máximo. El TPR20,10 también puede
calcularse a partir del cociente del porcentaje de dosis
en profundidad PDD20,10, medido a una distancia focosuperficie de 100 cm.
Los haces de fotones producidos por un acelerador
lineal de electrones no son monoenergéticos, sino que
se caracterizan por un amplio espectro que depende de
la energía de los electrones incidentes en el blanco, del
espesor y del número atómico de dicho blanco, del filtro
aplanador y del sistema de colimación y monitorización.
La calidad del haz de fotones se relaciona directamente
con la distribución espectral de energía, algo muy complejo de determinar. Por esta razón, en radioterapia,
es más útil expresarla en términos del poder de penetración en agua. El TRS-398 recomienda como índice
de calidad la razón tejido-maniquí a las profundidades de
20 cm y 10 cm, TPR20,10, definido como el cociente de
dosis absorbida a las profundidades de 20 cm y 10 cm,
medida en un maniquí de agua, a una distancia entre el
foco del haz y el plano de referencia de la cámara (DFC)
de 100 cm y con un tamaño de campo en este plano
MANIQUÍES
Se recomienda usar preferentemente agua, cuyas dimensiones, al igual que en fotones, han de exceder en 5 cm
las dimensiones del campo mayor que se ha de medir.
Si se utiliza un maniquí de láminas de plástico, autorizado para las energías más bajas, el espesor de las láminas
debe corregirse por la densidad del plástico:
Espesor(g / cm 2 ) = espesor (cm) ⋅ ρ(g / cm3 ) [19]
siendo ρ la densidad del plástico.
CÁMARA DE IONIZACIÓN
Deben emplearse cámaras plano-paralelas cuyo punto
efectivo, situado en el centro de la pared interna de la
ventana, se coloca a la profundidad de referencia. Para
haces de electrones de alta energía (superior a 10 MeV)
pueden usarse cámaras cilíndricas, en cuyo caso el punto
efectivo se encuentra a 0,5 veces el radio de la cámara,
r, hacia la superficie, y por tanto el centro de la cámara
tiene que colocarse 0,5·r más profundo en el maniquí.
ÍNDICE DE CALIDAD
El método más práctico y sencillo para la caracterización
de un haz de electrones se basa en la medida de los
alcances o recorridos de los electrones en un medio
equivalente a agua. Por tanto, el TRS-398 define como
índice de calidad de un haz de electrones la profun­
didad para la que se tiene el 50% de la dosis absorbida máxima, R50 (g/cm2), medido a DFS de 100 cm y
para un tamaño de campo en superficie mayor o igual
157
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
que 20 cm × 20 cm, para altas energías, o igual o ma­
yor que 10 cm × 10 cm para energías más bajas.
Este índice de calidad puede determinarse a partir de la
carga o ionización obtenida por la cámara a la profundidad en agua del 50% de la ionización máxima, R50,ion. El
R50,ion se ha de convertir a R50 de dosis absorbida, y para
ello se utilizan las expresiones:
Si R 50,ion ≤ 10 g/cm 2 → R 50 = 1,029R 50,ion − 0,06(g/cm 2 )
Si R 50,ion >10 g/cm 2 → R 50 = 1,059R 50,ion − 0,37(g/cm 2 )
[20]
El índice de calidad interviene en la definición de las
condiciones de referencia y en la determinación de la
elección del factor kQQ0:
Condiciones de referencia
En el cuadro 10-2 se detallan las condiciones de referencia para determinar la dosis absorbida en agua en haces
de electrones. La profundidad de referencia de medida,
zref, es variable y dependiente del índice de calidad R50,
de manera que:
z ref = 0,6R 50 − 0,1(g / cm 2 )
[21]
Para bajas energías (R50 <4 g/cm2), zref difiere muy poco
de la profundidad del máximo de dosis absorbida (R100);
158
Cuadro 10-2 RESUMEN
DE LAS CONDICIONES DE REFERENCIA
PARA LA DETERMINACIÓN DE LA DOSIS
ABSORBIDA EN HACES DE ELECTRONES
Tipo de cámara
R50 ≥4 g/cm2 → plano-paralela o cilíndrica
R50 <4 g/cm2 → plano-paralela
Maniquí
R50 ≥4 g/cm2 → agua
R50 <4 g/cm2 → agua o plástico
Profundidad de medida (zref)
zref = 0,6 R50 − 0,1 (zref y R50 en g/cm2)
Punto de referencia de la cámara
Plano-paralela: en el centro de la cara interna de la
ventana
Cilíndrica: en el eje central y en el centro de la cavidad
Posición del punto de referencia
Plano-paralela: a la profundidad de medida zref
Cilíndrica: 0,5 r por debajo de zref
DFS
100 cm
Tamaño de campo en la superficie
≥10 cm × 10 cm
DFS: distancia desde el foco a la superficie del maniquí.
sin embargo, para altas energía zref es mayor que la profundidad del máximo. Si las medidas se realizan en plástico, debe emplearse un factor de escala, cpl, para calcular
la profundidad de agua equivalente a la de medida en
plástico, de forma que:
z pl (g / cm 2 ) = z(cm) ⋅ ρ(g / cm3 )
z w (g / cm 2 ) = z pl (g / cm 2 ) ⋅ cpl
[22]
Elección de kQQ0
La elección del factor kQQ0 puede obtenerse de dos maneras:
●
●
Valores tabulados para distintas calidades de R 50 y
para un conjunto de CI plano-paralelas y cilíndricas,
cuando la calidad de calibración Q 0 corresponde
a 60Co.
Calibración interna o cruzada, en la cual la cámara
plano-paralela del usuario se compara con una cámara de ionización, de la que se dispone de un coeficiente de calibración establecido por un laboratorio de
calibración, en el haz de electrones de mayor energía
disponible por el usuario.
5.4. Laboratorios de calibración. Patrones
primarios
El Sistema Internacional de Medida para la metrología de
las radiaciones proporciona la estructura necesaria para
la concordancia en la dosimetría de las radiaciones, diseminando entre los usuarios instrumentos de radiación
calibrados que son trazables a patrones primarios5. La
Oficina Internacional de Pesas y Medidas (BIPM, Bureau
International des Poids et Mesures) se constituye como el
centro internacional para la metrología con el objetivo
de garantizar la uniformidad en lo concerniente a esta.
Los laboratorios de calibración primarios (LCPD) han
desarrollado patrones primarios para la medida de las
radiaciones que se comparan con los de la BIPM. Sin
embargo, sólo hay una veintena de países con LCPD y
no pueden calibrar el gran número de dosímetros que
se usan en todo el mundo.
Los laboratorios nacionales que mantienen patrones
primarios calibran los patrones secundarios6 de los laboratorios de calibración secundarios (LCSD), que a su vez
calibran los instrumentos de los usuarios (hospitales).
Por tanto, el papel de los LSCD es servir de enlace entre
los LPCD y los usuarios de radiaciones ionizantes, permitiendo la transferencia de las calibraciones de los dosímetros desde el patrón primario hasta los instrumentos del
usuario. Esto supone un procedimiento de calibración
escalonado, cuya consecuencia es que puede decirse que
las medidas son trazables a los patrones primarios. Para
Instrumento de la más alta calidad metrológica que permite la determinación de la unidad de una magnitud desde su definición, y cuya
exactitud ha sido verificada por comparación con los patrones de
otras instituciones del mismo nivel.
6
Instrumento calibrado por comparación con un patrón primario.
5
CAPÍTULO 10
Dosimetría física en radioterapia externa
haces de radiación gamma de 60Co, la mayoría de los
LCSD pueden proporcionar a los usuarios factores de
calibración en términos de dosis absorbida en agua sin
mucho esfuerzo experimental, puesto que todos cuentan
con este tipo de haces. Sin embargo, no les es posible, en
general, suministrar factores de calibración determinados
experimentalmente para haces de fotones y electrones
de alta energía.
En España, el Laboratorio de Metrología de Radiaciones Ionizantes, ubicado en el Centro de Investigaciones
Energéticas, Medioambientales y Tecnológicas (CIEMAT),
es el encargado de establecer, mantener y diseminar el
patrón nacional7 de dosis absorbida, así como de asegurar la trazabilidad internacional de dicho patrón respecto
a la BIPM.
Actualmente, los procedimientos empleados en los
LPCD para determinar dosis absorbida en agua, esto es,
los patrones primarios establecidos en haces de radiación gamma de 60Co, o en haces de fotones y electrones
producidos por aceleradores, se basan en uno de los
siguientes métodos:
●
●
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
●
Cámara de ionización: consiste en una cámara de ca­
vidad de grafito cuyo volumen se conoce con una exac­
titud suficientemente buena, diseñada para cumplir,
hasta donde sea posible, los requisitos de un detec­
tor de Bragg-Gray. La cámara se coloca en un man­i­
quí de agua y la dosis absorbida en agua, en el
punto de referencia, se obtiene a partir de la energía
específica media impartida al aire de la cavidad.
Calorímetro de grafito: desarrollado por Domen y Lamperti, se utiliza con ligeras variaciones en varios LCPD
para determinar la dosis en grafito, en un maniquí de
grafito. La conversión a dosis absorbida en agua, en el
punto de referencia en un maniquí de agua, se realiza
aplicando factores de conversión.
Calorímetro de agua: permite la determinación directa
de la dosis absorbida en agua en un maniquí de agua.
El sistema sellado de agua consiste en un pequeño
recipiente de cristal que contiene agua de alta pureza
y un termistor para medir la temperatura. Se basa
en el principio por el cual la energía absorbida en el
medio procedente de la radiación ionizante se transforma en calor, con el correspondiente aumento de
la temperatura del medio absorbente.
Dosimetría química, patrón de Fricke: se basa en el cambio químico producido en una solución de sulfato
ferroso al absorber la energía procedente de la radiación ionizante. Cuando la solución es irradiada, los
iones ferrosos, Fe2+, son oxidados por la radiación
a iones férricos, Fe3+. La concentración de iones férricos, determinada por espectrofotometría, cambia la
absorbancia de la solución.
la dosis absorbida sin la necesidad de ser calibrados en
un campo de radiación conocido.
6. RESUMEN
●
●
●
●
●
●
●
●
Estos métodos son ejemplos de dosímetros absolutos, es
decir, dosímetros a partir de los cuales puede determinarse
7
Patrón reconocido por una decisión oficial nacional como base para
fijar en un país el valor de todos los demás patrones de una magnitud dada.
●
La propagación de un haz de radiación en aire o vacío
está gobernada por la ley del inverso del cuadrado de
la distancia.
La variación de la dosis absorbida con la profundidad
en un medio absorbente, a lo largo del eje central del
haz se caracteriza por el porcentaje de dosis en profundidad (PDD), para una geometría distancia fuente-superficie (DFS), y mediante el tissue-phantom ratio
(TPR) para geometrías distancia fuente-eje (DFE).
El TPR20,10 representa el indicador de calidad de un haz
de fotones, mientras que para un haz de electrones se
emplea el R50 (cm), profundidad a la que se tiene el
50% de la dosis absorbida en el máximo, y se obtiene
a partir del PDD.
Las distribuciones de dosis fuera del eje del haz se
caracterizan mediante perfiles, a partir de los cuales
puede definirse el tamaño del campo de radiación
y la penumbra. Los parámetros que cuantifican la
uniformidad del perfil son la simetría y el índice de
homogeneidad o planitud.
La teoría de Bragg-Gray permite calcular la dosis absorbida en un medio (habitualmente agua) a partir de
la carga producida en un gas de una cavidad que se
encuentra inmersa en dicho medio. Para ello, debe
existir equilibrio electrónico de partículas cargadas
(CPE) a la profundidad a la cual se realiza la medida
(las energías, el número y las direcciones de las partículas son constantes a través del volumen de la cavidad).
En el cálculo de dosis absorbida, según la teoría de
Bragg-Gray, deben introducirse factores de perturbación, que tienen en cuenta que los detectores empleados para la medida no son puntuales, y además están
constituidos por otros elementos cuya densidad no es
equivalente al medio (perturbación producida por la
cavidad, por la pared, por el electrodo central o por
desplazamiento del medio).
El sistema de dosimetría más habitual es el conjunto
electrómetro-cámara de ionización. Las cámaras de
ionización pueden ser cilíndricas tipo Farmer o planoparalelas. Las lecturas realizadas con estas cámaras
tienen que ser corregidas por magnitudes de influencia, como fugas, efecto tallo, presión y temperatura,
polaridad y recombinación de iones.
Para la determinación de la dosis absorbida en agua
a una profundidad de referencia para una calidad
Q, Dw,Q, se emplea el protocolo TRS-398 de la IAEA,
según el cual Dw,Q = MQ ND,w,Q0 kQQ0 (MQ: carga eléctrica corregida por las magnitudes de influencia; ND,w,Q0:
coeficiente de calibración de la CI (Gy/nC); kQQ0: factor que corrige por la diferencia entre la calidad de
referencia del haz Q0 y la calidad real del usuario Q).
En España, el Laboratorio de Metrología de Radiaciones Ionizantes, ubicado en el CIEMAT, es el encargado
159
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
de calibrar los dosímetros del usuario de acuerdo a un
patrón nacional de dosis absorbida, que se encuentra
trazado al patrón primario de la Oficina Internacional
de Pesas y Medidas (BIPM) consistente en una CI de
cavidad de grafito en un haz de radiación de 60Co.
Otros laboratorios de calibración primarios utilizan
como patrones primarios calorímetro de grafito, calorímetro de agua o dosimetría química o de Fricke.
Bibliografía
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internacional code of practice for dosimetry based on standards
of absorbed dose to water. IAEA Technical Report Series n° 398.
Vienna: International Atomic Energy Agency; 2000.
160
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amorphous-silicon flat panel portal imager for exit-beam dosimetry. Med Phys. 2006;33:584-94.
Fernández-Varea JM, Brosed A, González Lestón AM, Gracia Ezpeleta
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Madrid: ADI; 2011.
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins; 2010.
Lizuain Arroyo MC, Hernández Vitoria A, Picón Olmos C. Fundamentos de física médica. Vol. 3: Radioterapia externa I. Bases físicas,
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students. Vienna: IAEA; 2005. Disponible en: http://www-pub.
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Warketin B, Steciw S, Rathee S, Fallone BG. Dosimetric IMRT verification with a flat-panel EPID. Med Phys. 2003;30:3143-55.
CAPÍTULO
11
Radiobiología
Patricia Sánchez Rubio
ÍNDICE
1. Introducción 161
2. Etapas de la acción biológica
de la radiación 161
2.1.Etapa física 161
2.2.Etapa química 162
2.3.Etapa biológica 162
3. Efectos de la radiación sobre el ADN 162
4. Efectos celulares de la radiación 163
4.1.Muerte celular y curvas de supervivencia 164
5 Modificación de la sensibilidad celular 166
5.1.Tipo de radiación 166
5.2.El oxígeno 167
6. Crecimiento tumoral 167
6.1.Modelos teóricos de crecimiento
tumoral 167
7. Tejidos sanos 168
7.1.Clasificación 168
7.2. Dosis de tolerancia. Respuestas precoces
y tardías 169
8. El fraccionamiento en radioterapia: modelo
de isoefecto 169
8.1. Tipos de fraccionamiento 171
9. El efecto de la tasa de dosis 172
10. Relaciones dosis-respuesta 173
10.1. Ventana terapéutica 173
11. Resumen 174
Bibliografía 175
161
1. INTRODUCCIÓN
de 1 Gy produce unas 105 ionizaciones en un volumen
celular típico de 10 mm de diámetro.
La radiobiología estudia los fenómenos que se producen
en los seres vivos tras la absorción de energía procedente
de la radiación ionizante. Su conocimiento proporciona
las bases conceptuales para los criterios de elección de
dosis y de esquemas terapéuticos basándose en las respuestas de los tejidos tumoral y sano.
En general, y en lo relativo al depósito de energía en el
medio irradiado, un electrón con una energía de 1 MeV
penetra pocos milímetros en los tejidos. Al principio
de su trayectoria se mueve muy rápido, de manera
que deposita poca cantidad de energía, dando lugar a
ionizaciones que pueden estar separadas una distancia
promedio de 0,1 mm. Se dice entonces que la radiación
presenta baja transferencia lineal de energía (LET, linear
energy transfer; energía cedida por unidad de longitud
de la trayectoria seguida por la radiación). Conforme el
electrón va perdiendo velocidad interacciona con mayor
probabilidad con los electrones orbitales de los átomos
que forman el medio. Su trayectoria se hace más tortuosa
y aumenta la densidad de ionizaciones. La característica microdosimétrica más importante es la formación
de racimos de ionizaciones, de tamaño del orden de
nanómetros, que aparecen al final de su trayectoria. Es
importante destacar que los efectos lesivos de los distintos
2. ETAPAS DE LA ACCIÓN BIOLÓGICA
DE LA RADIACIÓN
El estudio de la acción biológica de la radiación puede
estructurarse en tres etapas que ocurren secuencialmente
tras la interacción de la radiación con la materia, pero
cuya duración temporal transcurre en distinta escala
temporal.
2.1. Etapa física (10−18-10−12 segundo)
Como consecuencia de la interacción de las partículas
cargadas y los átomos que componen un tejido se producen ionizaciones y excitaciones. Una dosis absorbida
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
Un radical libre contiene un electrón desapareado en su órbita externa.
1
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
tipos de radiación varían de manera considerable en
función de la densidad de las ionizaciones producidas.
2.3. Etapa biológica
(segundos, horas o días)
2.2. Etapa química (10−12-1 segundo)
Posteriormente a la etapa química, sucede la etapa biológica, en la cual tienen lugar reacciones enzimáticas que
actúan sobre el daño químico residual, de tal modo
que la mayoría de las lesiones radioinducidas son reparadas con éxito (incluidas las del ADN). En otras circunstancias, suceden lesiones complejas que no pueden ser
reparadas, y esto puede conducir a la muerte celular. Los
cambios biológicos resultantes de la irradiación celular se
manifiestan sólo cuando ha transcurrido cierto periodo
de tiempo, denominado tiempo de latencia, que depende
del efecto que se intente observar y de la dosis absorbida.
Este periodo de latencia puede variar desde unas semanas
o meses, para los efectos agudos, hasta varios años después de la exposición para las reacciones tardías (fibrosis
y telangiectasia de la piel, daño de la médula espinal) o
la carcinogénesis (tumores radioinducidos).
Los átomos y las moléculas afectados por la radiación
reaccionan químicamente entre sí y con otros componentes celulares. Los enlaces químicos rotos por efecto
de la radiación conllevan la aparición de radicales libres1
que son altamente reactivos.
Puesto que las células están formadas en un 80% por
agua, los radicales libres que aparecerán serán los resultantes de la radiólisis del agua. La radiólisis del agua es
un fenómeno complejo que se inicia tras la ionización
de la molécula de agua, pudiendo darse dos posibilidades (hay más, como es la disociación electrolítica en
dos iones y dos electrones apareados poco reactivos),
expresadas más abajo. Una, donde la molécula de agua
irradiada da lugar un electrón y un ion H2O+, que a su vez
da lugar a radicales neutros HO• muy reactivos y iones H+,
y otra donde se producen de manera más directa los ra­
dicales HO• y H•:
H2O Irradiación
→ H2O+ + e ac
H2O+ → HO• + H+
H2O Irradiación
→ H2O* → HO• + H•
162
En el primer caso, la molécula de agua ionizada, H2O+,
es altamente inestable (vida media 10 −10 s) y se descompone rápidamente para formar un ion hidrógeno
(H+) y un radical hidroxilo (HO•) que contiene un electrón desapareado y es altamente reactivo. El electrón
arrancado por la radiación se combina con moléculas
de agua fuertemente polarizadas, adquiriendo una
configuración especial que se denomina electrón acuoso
(eac) o «disuelto». Estos electrones tienen la capacidad
de disociar moléculas de agua próximas, en radicales
HO• y H•.
3. EFECTOS DE LA RADIACIÓN
SOBRE EL ADN
Los radicales libres producidos por la interacción de
la radiación con las moléculas de agua reaccionan con
diversas macromoléculas celulares. La mayoría de estas
reacciones no son importantes para la supervivencia; son
los daños provocados en la molécula de ADN, ubicada
en el núcleo de la célula, la principal causa de los efectos
radiobiológicos.
La irradiación del ADN puede dar lugar a varios tipos de
lesiones radioinducidas en función de la componente
dañada:
●
●
Roturas de la cadena de ADN: pueden ser roturas simples
o dobles, en las que están implicadas las dos cadenas
de la doble hélice del ADN.
Alteración de bases: las bases2 pueden ser en parte destruidas o modificadas químicamente por la radiación.
Destrucción de azúcares y otras lesiones: la radiación puede producir alteraciones de la desoxirribosa, cruces de
eslabones en la espiral, uniones de dos partes de una
cadena simple, uniones entre cadenas, etc.
En el segundo caso, las moléculas de agua excitadas,
H2O* cuyo comportamiento es mal conocido, teóricamente se pueden disociar en radicales HO• y H•, aunque
su probabilidad es reducida.
●
Los radicales resultantes (HO•, H• y eac) son altamente
reactivos y pueden conducir a la reconstrucción de la
molécula de agua a través de reacciones posteriores, pero
lo más habitual es la formación de otras moléculas o
radicales, como el peróxido de hidrógeno (H2O2), que es
un agente oxidante. La proporción y la distribución de
las distintas especies dependerán del tipo de radiación,
del tipo de célula y de las características ambientales
(p. ej., presencia de oxígeno).
No todas las lesiones son igualmente críticas para la
célula, de forma que el único efecto que ha podido correlacionarse con los efectos celulares (muerte y mutación)
son las roturas dobles de cadena.
Se habla de acción indirecta de la radiación cuando la
lesión de las moléculas vitales (ADN, ácido desoxirribonucleico) se produce a través de radicales libres
producidos por la ionización del agua, frente a una acción
directa, en la cual la lesión se produce por la ionización
de las propias moléculas.
La célula puede seguir manteniendo su capacidad reproductiva, a pesar de algunas de las lesiones producidas
por la radiación, que sin embargo pueden dar lugar
a una mutación (cambio local del código genético) o a
una aberración cromosómica (cambios o desapariciones, o ambos, en los cromosomas). Los distintos tipos
de lesiones pueden ser efectivamente reparados por la
2
Las bases son los «escalones» que constituyen la estructura helicoidal
del ADN, en forma de escalera de caracol. Son cuatro bases nitrogenadas: adenina, guanina, citosina y timina.
CAPÍTULO 11
Radiobiología
FIGURA 11-1
Esquema de la secuencia de procesos que tienen lugar tras
la liberación de radicales libres y el daño inicial que provocan
sobre el ADN. (Modificada de Ciudad Platero J, Guirado
Llorente D, Sánchez-Reyes Fernández A, Sanjuanbenito Ruiz
de Alda W, Velásquez Miranda S. Radiobiología clínica, 1ª ed.
Madrid: Impresur Artes Gráficas; 2003.)
célula o puede darse una reparación errónea. Si no son
reparados de manera apropiada, el resultado para la
célula puede ser de dos tipos:
●
●
La célula muere: los errores en la reparación son
incompatibles con la funcionalidad celular y producen la muerte, por ejemplo, mediante apoptosis
(muerte por autodestrucción programada mediante
fragmentación y fagocitosis). La muerte de las células
no tendrá consecuencias graves para el organismo,
salvo que su número sea muy grande.
La reparación errónea es compatible con la funcionalidad de la célula: los errores son heredados por la
descendencia, dando origen a una nueva familia de
células mutadas. Si la célula transformada es somática
puede causar una enfermedad maligna, y si es germi­
nal dará lugar a efectos hereditarios.
En la figura 11-1 se esquematiza la secuencia de procesos
que siguen a la inducción inicial del daño producido por
los radicales libres al ADN, y que pueden conducir a la
muerte celular o a mutaciones.
●
●
Fase G2: se preparan los mecanismos necesarios para
llevar a cabo la fragmentación celular que se desarrollará en el siguiente paso, la fase de mitosis (M).
Fase M de mitosis y citocinesis: se produce la división de
la célula en dos células hijas, cada una con su correspondiente copia de ADN. Tras esta fase, vuelven a
la fase G0 para desarrollar su actividad fisiológica
concreta. Las células en G0 pueden volver a entrar en
división estimuladas por agentes externos.
Las células en G0, G1, S y G2 se encuentran en interfase.
El proceso de replicación es controlado por un grupo
de proteínas que tienen por finalidad supervisar el ciclo
celular, de manera que ninguna célula entra en una nueva fase hasta no haberse superado unas comprobaciones
previas denominadas puntos de control. Estos puntos de
control responden al daño con la parada del ciclo celular
para que la célula disponga de tiempo para la reparación,
es decir, se produce un retraso (retraso mitótico) cuya
duración dependerá de la fase del ciclo en que la célula
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
4. EFECTOS CELULARES
DE LA RADIACIÓN
La radiosensibilidad de la célula varía en función de la
etapa del ciclo celular en la que se lleve a cabo la irradiación. El ciclo vital de la célula pasa por cuatro etapas
perfectamente diferenciadas (fig. 11-2), con dos estados
diferenciados interfase y fase M.
●
●
Fase G1: en esta fase crece el material celular (síntesis
de proteínas y ARN) y es metabólicamente muy activa. En este estado la célula avanza o se prepara para
la división en un proceso que está constituido por las
otras tres fases del ciclo.
Fase S o de síntesis: durante este periodo se sintetiza
una copia del ADN, de modo que al final de este
periodo la célula, todavía no dividida, cuenta con dos
copias de su ADN. Una vez completada la replicación
del ADN entra en la siguiente etapa.
FIGURA 11-2
Ciclo celular. Las células son más radiosensibles cuando se encuentran
en la fase de mitosis (M) y más radiorresistentes en las fases de síntesis (S)
y G0; las fases G1 y G2 tienen una radiosensibilidad intermedia.
163
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
ha sido irradiada. En general, el momento más sensible
a la radiación es el comprendido desde la parte final de
G2 hasta el final de la mitosis, aunque esto depende de la
estirpe celular, mientras que las fases más radiorresistentes son S, G1 y G0.
Como resultado de la irradiación, la respuesta de la
célula puede ser: 1) la muerte diferida, que supone que
las células sólo efectúan unos pocos ciclos antes de
morir; 2) célula viable, pero modificada en su genoma,
cuya modificación puede manifestarse tras un periodo
de latencia más o menos largo; y 3) muerte celular. En
radioterapia, desde un punto de vista teórico, un tumor
se considera controlado cuando todas sus células han
perdido la capacidad proliferativa de manera indefinida y, por tanto, la capacidad de invasión local y de
metástasis a distancia. Es decir, con la terapia se persigue
producir en las células tumorales la muerte diferida o la
muerte celular. A continuación se describe cómo puede
cuantificarse esta muerte celular.
4.1. Muerte celular
y curvas de supervivencia
La muerte celular se cuantifica mediante una curva de
supervivencia, que consiste en la representación gráfica
de la fracción de células supervivientes en función de
la dosis administrada. La fracción de supervivencia, s,
viene dada por:
164
s=
N (D)
N0
[1]
donde N(D) es el número de células supervivientes tras
la dosis D y N0 es el número de células inicial.
La representación de las curvas de supervivencia se realiza
en escala logarítmica en el eje de ordenadas, para s, frente
a la dosis en escala lineal en el eje de abscisas (fig. 11-3).
La curva de supervivencia de una población celular se
obtiene a partir de un ensayo clonogénico in vitro, el cual
consiste en la siembra de un número determinado de
células; se conserva una muestra de control y se irradia el
resto con diferentes dosis; se cultivan durante varios días
y se procede a contar las colonias formadas (se entiende
por colonia aquella población de células integrada por
un mínimo de 50 elementos formados a partir de una
sola célula). Si se define la eficacia de la siembra como el
número de colonias formadas dividido por el número de
células sembradas, la supervivencia para una dosis D se
obtiene dividiendo la eficacia de la siembra de la muestra
irradiada por la eficacia de la siembra de control, esto es:
s=
C(D) / M(d)
C0 / M0
[2]
donde C(D) y C0 son el número de colonias formadas
tras la dosis D y para el control, respectivamente, M(D) es
el número de células sembradas en la muestra irradiada
con una dosis D y M0 es el número de células sembradas
en la muestra de control.
Para una población de células en la cual la muerte por
radiación supere a la proliferación, las curvas de supervivencia serán monótonas decrecientes.
A continuación, se describen distintos modelos teóricos
para las curvas de supervivencia, basados en lo que se
denomina la teoría del blanco (o target). Tales modelos
parten de la idea de que puede haber regiones específicas
en el ADN (blancos) que son de vital importancia para
mantener la capacidad reproductiva de la célula, de modo
que la supervivencia celular tras la irradiación depende
del número de blancos que hayan sido inactivados.
MODELO EXPONENCIAL
La célula muere cuando en ella se produce la inactivación
de un solo blanco que la lleva a la muerte. Puesto que
estos eventos «mortales» de inactivación se distribuyen
aleatoriamente según una distribución de Poisson3, la
probabilidad de supervivencia vendrá determinada por
la probabilidad del evento nulo, es decir, la probabilidad
de que no se produzca la inactivación del blanco. Si el
número medio de eventos producido en cada célula es N,
la probabilidad de evento nulo es P(N, 0) = e−N. Como el
número medio de eventos por célula será proporcional
a la dosis, P(N, 0) puede expresarse como P(0) = e−D/D0,
donde D0 es la dosis necesaria para producir tantos eventos mortales como células (un evento mortal por célula
en término medio), o la dosis necesaria para reducir la
supervivencia a un 37%. La curva de supervivencia para
este tipo de modelo es una línea recta (fig. 11-4A).
MODELO MULTIBLANCO
La célula dispone de n elementos vitales, de forma que
la muerte se produce cuando la radiación inactiva todos
los blancos.
Distribución de probabilidad, f, que expresa, a partir de una frecuencia
de ocurrencia media, la probabilidad de que ocurra un número
determinado de eventos durante cierto periodo de tiempo.
f (k, l) = e−l · lk / l! , donde k es el número de ocurrencias del
evento y l es un parámetro positivo que representa el número de
veces que se espera que ocurra el fenómeno durante el intervalo.
3
FIGURA 11-3
Curva de supervivencia celular determinada a partir de un ensayo
clonogénico (se muestra un esquema de cómo disminuye el número
de colonias a medida que aumenta la dosis).
CAPÍTULO 11
Radiobiología
FIGURA 11-4
Curvas de supervivencia celular para distintos modelos: A) exponencial; B) multiblanco; C) mixto; D) lineal-cuadrático: a (pendiente inicial de la curva)
representa la componente irreparable del daño celular, mientras que b (curvatura de la curva) es la componente reparable.
165
Siguiendo el mismo razonamiento que en el modelo
anterior, la probabilidad de evento nulo en el i-ésimo
blanco será Pi (0) = e−D/D0, y por tanto la probabilidad
de blanco inactivado será Pi (1) = 1 − e−D/D0. Puesto que
la célula dispone de n blancos vitales, la probabilidad
de que todos ellos estén inactivados será Pn (1) = Πi
P i(1) = (1 − e −D/D0) n, con lo cual la probabilidad de
que no todos los blancos estén inactivados, esto es,
la probabilidad de supervivencia de la célula, será Pn
(1) = 1 − (1 − e−D/D0)n.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La curva de supervivencia muestra un hombro (una zona
plana) en la región de bajas dosis (fig. 11-4B).
MODELO MIXTO
El modelo multiblanco describe una curva de supervivencia en la cual la pendiente inicial es nula, es decir,
que en la región de baja dosis, a medida que esta aumenta, no se produce la muerte celular. Puesto que esto es
contrario a las evidencias experimentales, se introduce
el modelo mixto. En este modelo existen dos vías de
muerte celular: la inactivación conjunta de n blancos
secundarios o la inactivación de un blanco principal. La
probabilidad de supervivencia es ahora producto de dos
componentes: la probabilidad de sobrevivir a la inactivación del blanco principal (modelo de blanco único) y
la probabilidad de sobrevivir a la inactivación de todos
los blancos secundarios (corregida por la probabilidad
de impactar sobre un blanco único):
 
− D⋅( 1 D − 1 D )  
0
1
[3]
1 −  1 − e
 
 

donde D 1 es la dosis necesaria en la región de baja
dosis para reducir la supervivencia de 1 a 0,37. Determina la pendiente inicial de la curva de supervivencia
(fig. 11-4C).
P(1) = e
−D
n
D1
MODELO LINEAL-CUADRÁTICO (LQ)
El modelo mixto tampoco consigue describir por completo la forma cóncava de las curvas de supervivencia
determinadas experimentalmente. Para obtener una
forma más adecuada de la curva, se añade al término
lineal en la exponencial (que como ya hemos visto
determina la probabilidad de producir daño letal por
impacto único) un término cuadrático que determina
la probabilidad de producir daño letal por acumulación
de impactos subletales, de manera que la fracción de
supervivencia, s, viene dada por:
2
s = e −α D − β D
− ln s = α D + β D 2
[4]
Los parámetros a y b son constantes características de la
población celular estudiada, y determinan la forma de
la curva (fig. 11-4D), representando a la componente irreparable del daño celular (pendiente inicial de la curva de
supervivencia) y b la componente reparable (determina
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
la curvatura de la curva de supervivencia). Su cociente
a/b es la dosis (en Gy) para la cual la contribución de
ambas componentes se iguala.
Las condiciones en que puede aplicarse este modelo son:
5. MODIFICACIÓN DE LA SENSIBILIDAD
CELULAR
5.1. Tipo de radiación
[5]
Para igual valor de dosis administrada, la toxicidad celular
es distinta según el tipo de radiación empleada (rayos X,
rayos gamma, partículas alfa, protones, neutrones, etc.).
Esto se debe a que cada tipo de radiación produce una
distribución espacio-temporal del depósito de energía di­
ferente, es decir, cada tipo de radiación presenta una LET
característica, de modo que las radiaciones con baja
LET (rayos X) provocan una ligera ionización a lo largo
de su recorrido, mientras que las radiaciones de alta LET
(iones acelerados, como protones o partículas alfa) generan una densa ionización. Cuando la LET aumenta, la
curva de supervivencia se hace más inclinada y más recta
(con menos hombro), lo que indica que la radiación de
alta LET produce un mayor número de lesiones letales,
o que es menos probable que el daño producido por la
radiación se repare correctamente (fig. 11-5A).
donde D es la dosis total impartida en n fracciones y dk
es la dosis de la fracción k-ésima.
La magnitud que caracteriza la radiotoxicidad de un tipo
de radiación es la eficacia biológica relativa (RBE, relative
biological effectiveness), que se define como el cociente
●
●
●
La dosis se administra en un tiempo mucho menor
que el tiempo medio de reparación del daño subletal
(daño que puede ser reparado o producir la muerte de
la célula por acumulación tras una dosis de radiación
adicional).
Durante la irradiación la repoblación celular es despreciable.
Si la dosis se administra en fracciones, el intervalo
de tiempo entre dos irradiaciones consecutivas es
suficientemente largo como para que la reparación
de todo el daño subletal sea completa.
La forma del modelo para una aplicación fraccionada
de la dosis es:
n
n

β n 
ln s = α ∑ dk + β ∑ dk2 = D α + ∑ dk2 
D k =1 
k =1
k =1

166
FIGURA 11-5
Variación de la curva de supervivencia en función del
tipo de radiación incidente (A) o de las condiciones de
oxigenación en que se encuentran las células (B). El factor
de potenciación de oxígeno (OER) para una supervivencia de
un 1% es 2,54.
CAPÍTULO 11
Radiobiología
de la dosis de una determinada radiación de referencia,
habitualmente rayos X de 250 kVp, para producir un
determinado efecto biológico, entre la dosis de otro tipo
de radiación para producir el mismo efecto biológico.
La RBE es una función creciente con la LET que alcanza
un valor máximo en torno a los 100-200 keV/mm. Para
valores más altos aparece el fenómeno de sobremuerte
(overkill), que se interpreta como una concentración
innecesariamente alta de daño irreparable.
5.2. El oxígeno
El oxígeno es un radiosensibilizador, es decir, el efecto biológico de la radiación es mayor en su presencia
porque incrementa el efecto de los radicales libres liberados como consecuencia de la radiólisis del agua, o su
reacción con radicales orgánicos disueltos da lugar a la
formación de sustancias tóxicas que provocan nuevas
lesiones que se suman a las producidas por la radiación
en ausencia de oxígeno. La figura 11-5B muestra cómo las
células irradiadas en presencia de aire son más sensibles
que las irradiadas bajo condiciones de hipoxia.
El efecto del oxígeno se cuantifica mediante el factor de
potenciación del oxígeno (OER, oxygen enhancement ratio)
como la proporción en la que se ha de aumentar la dosis
cuando esta se imparte en condiciones de hipoxia, para
obtener un efecto radioquímico o biológico idéntico al
que se obtendría en condiciones de buena oxigenación:
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
OER =
Dosis para producir un efectoen hipoxia
[6]
Dosis para producir el mismo efectoen aire
Para radiaciones de baja LET (rayos X y fotones) toma
valores entre 2,5 y 3, lo que significa que se requiere
incrementar la dosis en un factor de 2,5 a 3 para producir el mismo efecto que cuando se irradia en presencia
de oxígeno. Para radiaciones de alta LET (partículas
alfa, protones) el efecto oxígeno es menos intenso, y
llega a ser despreciable para valores muy altos de LET
(≥200 keV/m). Este comportamiento se debe a que las
radiaciones de alta LET provocan daño al ADN de manera directa, por la fuerte concentración espacio-temporal
de ionizaciones, sin mediar reacciones químicas que
puedan ser modificadas en presencia de oxígeno.
En general son radiosensibilizantes todas aquellas sustancias que poseen un alto potencial oxidante, de manera que hacen a las células más sensibles a los efectos
de la radiación. Por el contrario, las sustancias radioprotectoras son aquellas que al estar presentes durante
la irradiación disminuyen sus efectos debido a que se
recombinan con los radicales libres, por lo que tienen
una acción preventiva. Sin embargo, la toxicidad de estos
compuestos limita su uso práctico.
los que procede, y que tiene capacidad de invasión local
o de producir metástasis a distancia. Este crecimiento
se caracteriza por la desorganización de su estructura
tisular y el desarrollo anormal, y en general insuficiente,
de vasos sanguíneos. Así, las células que componen un
tumor crecen en un ambiente precario en nutrientes
y oxígeno.
El tumor está formado por un conjunto de nódulos tumorales cuya forma dependerá de cómo se desarrolle el sistema vascular en las diferentes regiones que lo integran.
El término nódulo tumoral constituye una subunidad
tumoral que presenta un cierto patrón morfológico en el
que se distinguen los siguientes compartimentos:
●
●
●
●
Una zona proliferativa: región con un aporte suficiente de oxígeno y nutrientes, en el cual las células
están dentro del ciclo proliferativo y, por tanto, contribuyen al crecimiento del tumor con nuevas células
tumorales.
Una zona de hipoxia: región con déficit de nutrientes,
con células en fase quiescente (células que pueden
volver al ciclo) y células diferenciadas (estériles) que
no pueden dividirse.
Estroma: tejido normal, como vasos sanguíneos y
fibroblastos.
Una zona de necrosis donde se acumulan desechos y
células muertas.
La cinética tumoral puede interpretarse como movimientos de las células por estas zonas o compartimentos
(modelo compartimental), por ejemplo el paso de la quiescencia a la proliferación (reclutamiento) como consecuencia de un tratamiento; el abandono de células viables de
la masa tumoral, bien como células viables, lo que podría
originar metástasis, o por muerte; o la pérdida celular al
producirse el fenómeno de diferenciación natural.
6.1. Modelos teóricos de crecimiento
tumoral
Los modelos de crecimiento tumoral son relaciones
matemáticas que expresan la variación del tamaño del
tumor con el tiempo. Dicho crecimiento será la resultante de dos procesos opuestos: la duplicación y la pérdida
celular.
CRECIMIENTO EXPONENCIAL
Si se asume que el tiempo de división celular es constante, que todas las células son activas y que el tumor no
sufre pérdida celular, entonces el número de clonógenos
(células madre neoplásicas) seguirá una exponencial
caracterizada por un tiempo de duplicación TD, o tiempo
necesario para que el volumen se haga doble:
V ( t ) = V0 e
ln 2
(t −t0 )
TD
[7]
6. CRECIMIENTO TUMORAL
donde V0 es el volumen inicial para t = t0.
Un tumor es una neoplasia, es decir, una masa de tejido
cuyo crecimiento supera al de los tejidos normales de
En la figura 11-6A se aprecia un largo periodo de tiempo,
denominado intervalo de silencio o periodo de latencia,
167
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
168
FIGURA 11-6
Modelos teóricos de crecimiento tumoral. A) Crecimiento
exponencial. B) Modelo de Gompertz.
en el que no se aprecia crecimiento. Sin embargo, durante este tiempo el tumor está creciendo a un ritmo regular
y con un TD constante.
CRECIMIENTO NO EXPONENCIAL.
MODELO DE GOMPERTZ
En los tumores de experimentación, in vivo e in vitro,
el crecimiento no es exponencial, sino que se ralentiza
cuando aumenta el volumen. Esto puede deberse a un
alargamiento de la duración del ciclo celular, una reducción de la fracción de crecimiento (células fuera del ciclo
celular) o un aumento de la tasa de pérdida celular.
El crecimiento de un tumor sigue una curva sigmoide
(fig. 11-6B) en la que se distinguen tres fases bien diferenciadas: una fase inicial exponencial, una fase lineal y
una fase de plateau final:
V ( t ) = V0 i e
( (
 
- a t −t0
 
 A 1− e

 
))  


[8]
Los parámetros A y a determinan la tasa de crecimiento.
Para intervalos de tiempo muy pequeños, la ecuación 7
se convierte en una exponencial (V(t) = V0 · eAat ), mien-
tras que para intervalos de tiempo muy largos e−a(t−t0) es
despreciable frente a 1, y el volumen tiende a un valor
máximo de V0 · eA. Ahora el TD no toma un valor constante, sino que aumenta progresivamente a medida que
el tumor se hace más grande, es decir, el ritmo de crecimiento se enlentece de manera progresiva.
7. TEJIDOS SANOS
La proliferación celular en los tejidos normales es, en
contraste con los tumores, altamente organizada. En
los tejidos maduros, siempre que no existan condiciones patológicas, la producción de nuevas células está
equilibrada con la desaparición de las células diferenciadas maduras. La respuesta a la radiación consistirá
en aumentar su tasa de proliferación para compensar la
pérdida celular.
7.1. Clasificación
En términos generales, los tejidos pueden clasificarse en
diferentes categorías según se atienda a su organización
proliferativa o funcional.
CAPÍTULO 11
Radiobiología
ORGANIZACIÓN PROLIFERATIVA
Según su organización proliferativa los tejidos pueden
clasificarse como:
●
●
Tejidos jerárquicos: se distinguen claramente los compartimentos de células indiferenciadas, de amplificación (células que proliferan rápidamente, pero sólo
para un número limitado de divisiones) y células
maduras. Son tejidos de gran renovación celular,
como la piel, las mucosas, el epitelio intestinal y el
sistema hematopoyético.
Tejidos flexibles: no hay compartimentos separados y
las células diferenciadas son capaces de dividirse si
es preciso. Son tejidos de lenta reparación, como el
hígado, el riñón, el pulmón y el sistema nervioso.
El tiempo que transcurre entre la irradiación y la
manifestación de un cierto daño se denomina tiempo
de latencia. Para los tejidos jerárquicos, la latencia es
independiente de la dosis recibida y está determinado por el periodo de vida de las células maduras, de
manera que el tiempo de latencia es corto; sin embargo,
para los tejidos flexibles el periodo de latencia es largo
y depende de la dosis. Por tanto, el tiempo de latencia
depende de la tasa de renovación celular del tejido y
no de la radiosensibilidad.
ORGANIZACIÓN FUNCIONAL
Los tejidos normales están compuestos por estructu­
ras elementales denominadas subunidades funciona­
les (SUF), que son la mayor unidad de células capaces de
ser regeneradas a partir de una sola célula clonogénica,
de modo que puede ser una sola célula o una estructura
compleja, como por ejemplo el nefrón. La organización
de estas SUF determinará si un tejido u órgano es en serie
o en paralelo:
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
●
Organización en paralelo: cada una de las SUF realiza
la función de la cual el órgano es responsable. Sin
embargo, cuando se daña una sola SUF, el órgano
es capaz de mantener su función siempre y cuando
algún porcentaje de las SUF mantenga su función.
Sólo cuando la cantidad de SUF dañadas supera un
valor crítico (reserva funcional) el tejido pierde su
función. Por ejemplo, el riñón y el pulmón presentan
una estructura en paralelo, siendo sus SUF los nefrones y los alvéolos, respectivamente.
Organización en serie: la muerte o la inactivación de
una de las SUF es suficiente para causar la pérdida
de la función del tejido. Por ejemplo, la médula
espinal.
estado de salud del paciente, la medicación y, de manera
importante, el volumen tratado.
Los efectos de la radiación sobre los tejidos normales
pueden ser de dos tipos:
●
●
Precoces: el desarrollo de los efectos precoces en tejidos de rápida renovación está determinado por su
estructura jerárquica. El tiempo necesario para que
se presenten las reacciones está relacionado con la
vida de las células diferenciadas, y la intensidad de
la reacción refleja el equilibrio entre la mortandad
de las células madre y la regeneración de los clonógenos supervivientes.
Tardíos: suelen presentarse en tejidos de lenta proliferación, pero no sólo en ellos.
EFECTO DEL VOLUMEN TRATADO
El efecto de volumen es distinto para los diferentes
órganos dependiendo de su organización, y es un factor
importante para determinar la tolerancia clínica.
La radiosensibilidad de los tejidos depende de cómo se
organicen sus SUF. Si se trata de una organización en
paralelo, como ocurre en el hígado y en el pulmón, los
tejidos tienen una gran capacidad de reserva funcional
y muestran un pronunciado efecto volumen, con un
volumen umbral por debajo del cual no tiene lugar el
daño funcional; es decir, toleran bien la irradiación de
volúmenes parciales con altas dosis, debido a que el resto
del órgano puede realizar las funciones necesarias, de
manera que el riesgo de desarrollar una complicación
depende de la distribución de dosis en todo el órgano más que de la dosis máxima recibida en una zona
pequeña. Sin embargo, si presentan una organización en
serie, como la médula espinal, los tejidos tienen poca o
ninguna reserva funcional, de manera que la destrucción
de una de estas unidades puede causar un fallo en el funcionamiento del órgano entero, y por tanto son menos
dependientes del volumen irradiado que los tejidos con
organización en paralelo. El riesgo de complicaciones
está fuertemente influenciado por las zonas que reciben
altas dosis y puntos calientes.
La modelización de los tejidos considerando una organización serie-paralelo explica la aparente paradoja de que
un órgano de alta tolerancia, como la médula espinal,
pueda ser deteriorado gravemente por la inactivación
de una pequeña parte, o de que un órgano con baja
tolerancia, como el riñón, pueda soportar altas dosis en
parte de su volumen sin repercusiones vitales.
7.2. Dosis de tolerancia.
Respuestas precoces y tardías
8. EL FRACCIONAMIENTO
EN RADIOTERAPIA:
MODELO DE ISOEFECTO
La tolerancia de un cierto tejido para un determinado
tratamiento con radiaciones se define como la dosis que
genera un índice de complicaciones aceptable para ese
paciente en particular. La dosis necesaria para alcanzar
un cierto grado de efecto dependerá de factores como el
La mayor parte de los tratamientos en radioterapia se
administran en una fracción diaria de 1,8 o 2 Gy, 5 días
por semana, hasta alcanzar la dosis total deseada, que
normalmente está limitada por el riesgo de aparición de
efectos tardíos. Esta pauta se conoce como tratamiento
169
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
estándar. Sin embargo, a veces es necesario cambiar dicha
pauta para administrar dosis por fracción diferentes a la
estándar, ya sea por averías en las unidades de tratamiento, por necesidades de irradiación o por consideraciones
de índole radiobiológica. Un cambio de fraccionamiento
puede afectar a la curación del tumor y a la aparición de
efectos agudos y tardíos, y por tanto debe reconsiderarse
cuál será la nueva dosis total respecto a la convencional
que debe administrarse al paciente. Los modelos de isoe­
fecto intentan, precisamente, comparar la efectividad de
los tratamientos efectuados con pautas diferentes a la
estándar.
El efecto biológico, E, en tejidos o tumores, está determinado por la fracción de supervivencia celular s. Si se
emplea el modelo LQ (ecuación 5) para un tratamiento
administrado en n fracciones de dosis d, suponiendo
una recuperación celular total entre sesión y sesión,
E adoptará la siguiente forma:
E = − ln s = α n d + β n d 2
[9]
Por tanto, dos esquemas de tratamiento (n1, d1) y (n2, d2)
(n = número de fracciones, d = dosis por fracción) que
se imparten en el mismo tiempo total serán equivalentes
para un cierto efecto si E1 = E2. Es decir:
170
α n1 d1 + β n1 d12 = α n2 d2 + β n2 d22


d 
d 
n1 d1  1 + 1  = n2 d2  1 + 2 
α β
α β


[10]
La ecuación 10 sólo depende del cociente a/b. Se ha
demostrado que los tejidos con respuesta tardía presentan valores pequeños de este cociente (a/b ≈ 2 Gy;
mayor curvatura de la curva de supervivencia), mientras que tejidos de respuesta aguda presentan valores
grandes de a/b (a/b ≈ 10-15 Gy; menor curvatura de
la curva de supervivencia) (fig. 11-7). Esta diferencia en
los valores de a/b está relacionada con la capacidad de
reparación de los distintos tejidos. La lenta renovación
de las células en los tejidos de respuesta tardía permite
que muchas células indiferenciadas permanezcan en
estado de reposo, en el cual son altamente eficientes
para reparar el daño producido por pequeñas dosis.
En consecuencia, los tejidos con respuesta tardía son
particularmente sensibles a los cambios de fraccionamiento, para los que dosis por fracción mayores son más
dañinas, aunque pequeñas fracciones son bien toleradas
(fig. 11-8A). Por otro lado, los tumores y los tejidos con
respuestas agudas se ven afectados de manera diferente
por los cambios en la duración total del tratamiento
respecto a los tejidos con respuesta tardía. Puesto que
las células indiferenciadas supervivientes de los tejidos
con respuesta aguda inician la repoblación durante el
transcurso del tratamiento, el tiempo en el cual se distribuye la dosis total influye en el grado final de daño;
sin embargo, los tejidos con respuesta tardía no experimentan repoblación durante el tratamiento y se ven
poco afectados por los cambios en la duración de este.
Puesto que en la región anatómica donde se aplica un
tratamiento existen diferentes tipos de tejidos, tanto de
respuesta aguda como de respuesta tardía, y el tumor
en sí mismo puede estar constituido por células caracterizadas por distintos valores de a y b, hay que tener en
cuenta que no existe una pauta de tratamiento que sea
equivalente a otra de manera general, sino que la equivalencia sólo es válida para un tipo de efecto producido
para un tejido específico.
Se define la dosis biológica equivalente (DBE) como la dosis
que se tendría que administrar a un tejido, tumoral o
sano, para conseguir el isoefecto deseado en fracciones in­
finitamente pequeñas (n muy grande), suponiendo que
la célula sólo tiene la posibilidad de morir siguiendo la
vía de muerte celular a:

d 
DBE = n d  1 +
α
β 

[11]
La DBE tiene unidades de dosis absorbida (Gy). Además,
como su formulación establece que un cierto efecto se
corresponde con una cierta fracción de células muertas,
la DBE es aditiva, es decir, el efecto global de varias irradiaciones consecutivas puede calcularse como la suma
de la DBE correspondiente a cada una de ellas.
Un inconveniente de la DBE es que su valor numérico
suele ser mucho más grande que las dosis de prescripción
FIGURA 11-7
Curvas de supervivencia para tejidos de respuesta tardía
y de respuesta aguda.
CAPÍTULO 11
Radiobiología
FIGURA 11-8
Efecto del fraccionamiento sobre los tejidos de respuesta
tardía (A) y sobre tejidos de respuesta aguda y tumores (B),
para dos esquemas de tratamiento: seis fracciones
de 2 Gy y tres fracciones de 4 Gy. Fraccionar el tratamiento
supone un aumento de la fracción de supervivencia,
aunque los tejidos de respuesta tardía son más sensibles
a la dosis por fracción que los de respuesta aguda y los
tumores.
171
habituales, y por tanto es difícil relacionarlo con la práctica diaria. Por este motivo, lo que se hace es convertir un
esquema de tratamiento en uno equivalente a 2 Gy por
fracción, de manera que empleando las ecuaciones 10
y 11 se deduce que la dosis equivalente a 2 Gy (DE2) es:
 α β + d
DE2 = D 
 α β + 2 
●
[12]
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
donde d es la dosis por fracción del esquema para el que
se calcula la equivalencia.
●
8.1. Tipos de fraccionamiento
El fraccionamiento, es decir, la distribución de dosis en el
tiempo, influye en el resultado de un tratamiento como
consecuencia de cuatro mecanismos celulares (4 R):
●
Reparación del daño subletal: las células difieren en su
capacidad para reparar el daño del ADN, en particular después de pequeñas dosis de radiación, siendo
más efectiva en células no proliferativas. Por tanto,
la reparación de los tejidos con respuesta tardía será
máxima. El proceso de reparación necesita, al menos,
6 horas para ser completado, y de ahí que las sucesivas
fracciones deban ser administradas en un intervalo
temporal que no afecte a la reparación. Por este motivo, el hiperfraccionamiento puede ser ventajoso.
●
Repoblación del tejido irradiado: las células supervivientes de algunos tumores y de tejidos con respuesta aguda proliferan más rápido una vez que el
tratamiento ha empezado (tras un periodo variable,
estimado entre 14 y 21 días, desde el comienzo de
la irradiación) para contrarrestar los efectos de la
radiación. Por tanto, acortar los tiempos totales de
tratamiento (terapia acelerada) será ventajoso para
algunos tumores, pero aumentará la toxicidad aguda.
En consecuencia, para los tumores que presentan una
proliferación acelerada es especialmente importante
evitar los gaps (paradas) durante el tratamiento.
Redistribución de las células en el ciclo proliferativo:
como se ha indicado en apartado 4, «Efectos celulares de la radiación», las células son más radiorresistentes en determinadas fases del ciclo celular (S, G0,
y G1). Las células que sobreviven a la primera dosis
de radiación tenderán a estar en una fase resistente,
y al cabo de unas pocas horas pasarán más o menos
sincrónicamente a una fase más radiosensible. Por
consiguiente, fracciones de tratamiento muy próximas en el tiempo pueden conducir a la resistencia
debido a la persistencia de las células en las fases
menos sensibles.
Reoxigenación de células hipóxicas: las células hipóxicas, que se encuentran rodeando al tumor, son altamente resistentes a la radiación. Tras la irradiación
pueden llegar a oxigenarse por la desaparición de las
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
células tumorales, lo que aumenta su radiosensibilidad ante la siguiente fracción de tratamiento. Así, si el
tiempo de tratamiento es muy corto puede conducir
a la resistencia del tumor debido a la presencia de las
células hipóxicas que lo envuelven.
Como ya se ha comentado, la pauta de tratamiento
habitual consiste en múltiples fracciones de 2 Gy administradas 5 días a la semana durante varias semanas.
Con este esquema se están protegiendo los tejidos con
respuesta tardía mediante el uso de dosis por fracción
pequeñas. Puesto que las respuestas tardías no se ven
influenciadas por el tiempo total de tratamiento, sería
deseable que este fuera lo más corto posible para minimizar las oportunidades de repoblación del tumor. Sin
embargo, esta reducción del tiempo debe ser ponderada
con la necesidad de permitir la reoxigenación de las
células hipóxicas durante la terapia, y también con la
posible aparición de efectos agudos, debido a que una
reducción del tiempo también reduce las oportunidades
de repoblación de estos tejidos.
●
●
Teniendo todo esto en cuenta, pueden plantearse distintos esquemas de tratamiento con el objetivo de conseguir
un mayor control del tumor:
●
172
●
Hiperfraccionamiento: se emplea para tumores cuya
respuesta se asemeja a la de los tejidos con respuesta
aguda (alto valor de a/b). Consiste en administrar
varias fracciones diarias de 1,15-1,20 Gy, 5 días a
la semana, de manera que aumenta el número de
fracciones para dar una dosis total mayor que con un
fraccionamiento convencional, pudiendo alcanzar
los 80 Gy. Al hipofraccionar, aumentando la dosis
total en algunas localizaciones tumorales (como en la
mama o la cabeza y el cuello) se consigue un mayor
efecto antitumoral, sin agravar la toxicidad tardía.
Un aumento en el número de fracciones disminuye
la posibilidad de reparación del daño subletal en las
células tumorales, y permite la redistribución de
las células en el ciclo celular entre fracciones.
Hipofraccionamiento: se emplea para ayudar a sobreponerse a la radiorresistencia de los tumores en
localizaciones donde los tejidos sanos no son un
factor que limite la dosis a administrar. Con este
esquema se reduce el tiempo total de tratamiento
y, por tanto, se elimina la proliferación. Consiste en
administrar fracciones de más de 2 Gy (5-20 Gy), de
manera que el número total de fracciones se reduce.
Se consigue la misma o mayor muerte celular, y los
mismos o mayores efectos sobre los tejidos de respuesta aguda. Para los tejidos de respuesta tardía, los
efectos aumentan si la dosis total no cambia respecto
de la pauta estándar, y serían los mismos si la dosis
total disminuye. Este esquema se emplea habitualmente en tratamientos con intención paliativa, en
los que, debido a la esperanza de vida limitada de los
pacientes, la aparición de efectos tardíos está en un
segundo plano; y como tratamiento de intención
radical en aquellos en que el volumen de tratamiento
es pequeño y las dosis pueden administrarse con alta
precisión, como en los tratamientos de radioterapia
estereotáxica de pulmón o hígado.
Fraccionamiento acelerado: se emplea para contrarrestar
la alta tasa de repoblación de los tumores durante
el tratamiento. Consiste en reducir el tiempo total de
tratamiento, administrando fracciones de 2 Gy separadas por un intervalo de 6 horas; es decir, se aumenta
la dosis promedio semanal de 10 Gy impartida en un
fraccionamiento convencional. Con este esquema
se consigue un mayor control local del tumor, pero
aumenta la toxicidad aguda. Puesto que los tejidos
con respuesta tardía se ven poco afectados por el tiempo total de tratamiento, y si se produce la reparación
total del daño subletal radioinducido entre fracciones,
los efectos tardíos deberían ser los mismos que para
un esquema convencional.
Hiperfraccionamiento acelerado (CHART, continuous
hyperfractionated accelerated radiotherapy; boost concomi­
tante): combina las ventajas del hiperfraccionamiento
y de la aceleración. Los beneficios de este esquema
radican en que se reduce la dosis total administrada
o se acorta el tiempo total de tratamiento. Con este
esquema se obtiene un mayor control tumoral, pero
también mayores efectos agudos. Sin embargo, los
efectos tardíos son iguales o incluso menores.
En resumen, el fraccionamiento, en general, contribuye a
la protección de los tejidos sanos debido a la reparación
del daño subletal y a los fenómenos de repoblación celular, mientras que incrementa el efecto sobre las células
tumorales porque permite la reoxigenación tisular y la
redistribución de las células dentro del ciclo celular.
9. EL EFECTO DE LA TASA DE DOSIS
Se denomina efecto de la tasa de dosis a la variación de la
eficacia biológica de la radiación según la forma en que
esta se aplique en el tiempo. Es un fenómeno que está
relacionado con la manera en que las células luchan
contra los efectos de la radiación; es decir, cuando la tasa
de dosis disminuye, el tiempo necesario para administrar
una determinada dosis aumenta, de modo que es posible
que tengan lugar ciertos procesos biológicos (las cuatro
R de la radiobiología citadas en el apartado anterior)
durante la irradiación que pueden modificar la respuesta.
Se han descrito tres efectos de tasa de dosis:
●
●
Efecto de tasa de dosis debido a la proliferación: a bajas
tasas de dosis, la tasa de mortalidad es comparable a
la tasa de proliferación celular. A medida que aumenta la tasa de dosis, la tasa de proliferación se va haciendo despreciable frente a la de mortalidad, de manera
que a mayor tasa de dosis mayor eficacia anticelular.
Este efecto lo presentan todas las radiaciones ionizantes, tanto las de baja como las de alta LET.
Efecto de tasa de dosis debido a la reparación: existe un
fenómeno de tasa de dosis que no se explica por
la competencia proliferativa, sino por la actividad
reparativa de la célula y que sólo aparece para
radiaciones de baja LET. Las radiaciones de baja LET
CAPÍTULO 11
Radiobiología
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
producen ionizaciones tan separadas que es poco
probable que provoquen una rotura doble del ADN,
como ocurre en las radiaciones de alta LET. Sin embargo,
si la tasa de dosis es lo bastante alta se producirán
lesiones a un ritmo mayor que el de reparación, y
entonces será inevitable que una cadena intacta, tras
alguna lesión subletal de la cadena complementaria,
se rompa a su vez y produzca una lesión letal. A muy
alta tasa, la supervivencia deja de depender de la tasa
de dosis, porque la reparación no puede competir con
la producción de lesiones. La forma de la curva de
supervivencia muestra un hombro inicial que revela
que el daño letal se produce por acumulación de daño
subletal, a diferencia de las curvas de supervivencia
«rectas», que revelan la muerte por daño exclusivamente
letal. Por tanto, las curvas se hacen rectas tanto con alta
LET como con radiación de baja LET a baja tasa de
dosis, pues se repara eficazmente todo daño subletal.
Efecto inverso de la tasa de dosis: cuando la tasa de dosis
es baja, el número de lesiones no es alarmante y la
célula que está dentro del ciclo reproductivo puede
posponer su reparación a la fase tardía G2 (v. fig. 11-2).
Pero si la tasa de dosis aumenta no puede posponerse
la reparación, de manera que para poner en marcha
el programa enzimático de la reparación hay que suspender el proceso del ciclo reproductivo para evitar
interferencias. La fase G2 tardía y la fase de mitosis son
etapas de máxima radiosensibilidad celular; mientras
que si las células paran su ciclo para la reparación,
estarán, en general, en una fase de menor sensibilidad. Por tanto, el momento en el que se produce la
salida de la célula del ciclo reproductivo para proceder
a la reparación de las lesiones (cuyo número no es
despreciable debido al aumento de la tasa de dosis),
tiene lugar un aumento brusco de la eficacia celular
contra la radiación, que se traduce en un aumento de
la supervivencia al aumentar la tasa. Esto es lo que se
conoce como efecto inverso de la tasa de dosis.
Las tasas de dosis empleadas en teleterapia exceden la
zona de efecto de tasa de dosis. Sin embargo, la braquite­
rapia de baja tasa (LDR <2 Gy/h) trabaja en el rango de
efecto de tasa de dosis debido a la reparación, mientras
que en la braquiterapia de alta tasa (HDR >12 Gy/h)
sólo tiene lugar una reparación parcial debido a tiempos
de tratamientos más cortos.
10. RELACIONES DOSIS-RESPUESTA
En la práctica clínica no hay ninguna dosis para la cual
la tasa de complicación sea nula, o una dosis tumoricida
que consiga el control local del tumor, sino un rango
de dosis en el cual la probabilidad del efecto biológico aumenta del 0% hacia el 100% cuando aumenta la
dosis; es decir, existe una relación dosis-respuesta. En el
caso de los tumores, la curva dosis-respuesta representa
la probabilidad de control tumoral frente a la dosis total
administrada, y recibe el nombre de TCP (tumor control
probability), mientras que para los tejidos sanos representa la probabilidad de daño o complicaciones y recibe el
nombre de NTCP (normal tissue complication probability).
Las curvas dosis-respuesta, tanto para los tumores como
para los tejidos sanos, tienen forma sigmoidea (fig. 11-9)
y se caracterizan por:
●
●
Un valor central (D50): dosis para la cual se consigue
un control tumoral del 50%, o una respuesta en los
tejidos sanos del 50%. En el caso de complicaciones
graves se emplea la dosis para la que tiene lugar un
5% de tales complicaciones.
Pendiente (gn): indica el aumento en un n% del efecto
cuando la dosis aumenta un 1%.
Para los tumores, los distintos valores de estos parámetros están relacionados con la variabilidad en la respuesta individual y las condiciones tumorales iniciales.
Para los tejidos sanos es importante conocer, al menos
aproximadamente, cómo los cambios en el volumen
irradiado en una localización concreta afectarán a la
dosis de tolerancia que puede administrarse con seguridad.
Desde un punto de vista estadístico, el control tumoral
será la consecuencia clínica derivada de la muerte clonogénica de todas las células tumorales. Por tanto, si
para un cierto esquema terapéutico
el número medio
–
de células supervivientes es N(D), de un total de N0, y la
supervivencia celular sigue el modelo de Poisson, la probabilidad de que no existan clonógenos supervivientes
al final del tratamiento será:
P(D) = e - N ( D) = e - N0 × s( D)
[13]
donde s(D) es la fracción de células supervivientes tras
administrar una dosis D, descrita de acuerdo con el
modelo LQ (ecuación 4).
Aunque la complicación en tejidos sanos será la consecuencia clínica de un determinado nivel de mortandad
celular en el órgano irradiado, no es tan obvia como
en los tumores una interpretación mecanicista del
modelo de Poisson. La relación dosis-respuesta de los
tejidos sanos puede describirse mediante un modelo empírico denominado logístico, según el cual la
probabilidad de complicación del tejido sano puede
expresarse como:
  D  4γ 
P(D) = 1 +  50  
  D  
−1
[14]
donde g es el valor máximo del gradiente de dosis-res∆P 
puesta, es decir, γ = D • 
.
 ∆D  max
10.1. Ventana terapéutica
El objetivo de la radioterapia es administrar la dosis
suficiente al tumor para destruirlo con un grado aceptable de daño sobre los tejidos sanos. El equilibrio entre
el control tumoral y el desarrollo de complicaciones da
lugar al concepto de ventana terapéutica (v. fig. 11-8A).
173
PARTE 3
El proceso radioterápico. Dosimetría física. Radiobiología
FIGURA 11-9
Relación dosis-respuesta para tumores y tejidos sanos.
A) Interpretación geométrica de g. Un incremento de
dosis ∆D (2 Gy) respecto de una dosis de referencia D
(39 Gy) (un incremento de un 5% en la dosis) da lugar
a una mejora de la probabilidad de control tumoral de g
expresado en porcentaje. B) Se indican los valores de D50
o D5. Además, se observa cómo al estar las curvas TCP
y NTCP más próximas que en la situación A se produce
una disminución de la ventana terapéutica.
174
La diferencia entre la dosis de control tumoral y la dosis
de tolerancia del tejido sano puede calcularse como
TCP • (1 − NTCTP), de manera que se obtiene el índice
UTCP (uncomplicated tumor control probability), que es la
probabilidad de control tumoral sin complicaciones.
En la figura 11-9 se aprecia que cuanto más cerca está la
curva de control tumoral respecto de la curva de probabilidad de complicaciones del tejido sano, más difícil
será elegir la dosis adecuada para controlar el tumor sin
causar daño.
11. RESUMEN
La acción biológica de la radiación se estructura en tres
etapas que transcurren secuencialmente tras la interacción de la radiación con la materia, pero cuya duración
tiene distinta escala temporal: etapas física (fs), química
(s) y biológica (horas o días).
El ADN es la estructura más sensible de la célula a la
radiación ionizante y la causante de los efectos radiobiológicos. Además, la radiosensibilidad celular varía en
función de la etapa del ciclo celular en que se produzca
la irradiación, siendo el final de G2 y la mitosis las fases
más radiosensibles.
Existen diversos modelos que cuantifican la supervivencia celular con la dosis absorbida. El que mejor se adapta
a las curvas de supervivencia experimentales es el modelo
lineal cuadrático, que se caracteriza por los parámetros a
(componente irreparable del daño celular → pendiente
inicial de la curva de supervivencia) y b (componente re­
parable → curvatura de la curva de supervivencia). Su
cociente a/b es la dosis (en Gy) para la cual la contri­
bución de ambas componentes se iguala.
Los tejidos de respuesta aguda y los tumores se caracterizan
por tener valores de a/b grandes, mientras que los tejidos
de respuesta tardía presentan valores de a/b pequeños.
El fraccionamiento, la distribución de dosis en el tiempo,
influye en el resultado de un tratamiento como consecuencia de cuatro mecanismos celulares: reparación,
repoblación, redistribución y reoxigenación. La pauta de tratamiento estándar consiste en administrar una fracción
diaria de 1,8 o 2 Gy.
Para comparar dos esquemas de tratamiento se emplea
la dosis biológica equivalente (DBE).
El efecto de la tasa de dosis es la variación de la eficacia
biológica de la radiación según la forma en que esta se
imparta en el tiempo.
CAPÍTULO 11
Radiobiología
La curva de dosis-respuesta para tumores se denomina TCP
(tumor control probability) y representa la probabilidad
de control tumoral frente a la dosis total administrada,
mientras que para los tejidos sanos recibe el nombre de
NTCP (normal tissue complication probability) y representa
la probabilidad de daño o complicaciones. La forma
de ambas curvas es sigmoidea. El rango de dosis en el
que se obtiene un equilibrio entre el control tumoral y
el desarrollo de complicaciones se denomina ventana
terapéutica.
Bibliografía
Barret A, Dobbs J, Morris S, Roques T. Radiobiology and treatment
planning. En: Barret A, Dobbs J, Morris S, Roques T, eds. Practical radiotherapy planning. 4th ed. Londres: Hodder Arnold an
Hachette UK Co; 2009. p. 32-43.
Ciudad Platero J, Guirado Llorente D, Sánchez-Reyes Fernández A, Sanjuanbenito Ruiz de Alda W, Velásquez Miranda S. Radiobiología
clínica. 1ª ed. Madrid: Impresur Artes Gráficas; 2003.
Steel GG, Bartelink H, Baumann M, Begg AC, Bentzen SM, Horsman
MR, et al. Basic clinical radiobiology. 3rd ed. Londres: Arnold;
2002.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
175
Página deliberadamente en blanco
PARTE
Aspectos físicos
de la simulación
en radioterapia
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
12. Concepto de simulación en radioterapia 178
13. Posicionamiento, referenciación y dispositivos de inmovilización 188
14. Equipos y modalidades de imagen utilizados en simulación 197
15. Registro y fusión de imágenes multimodalidad 207
16. Procedimientos tecnológicos. El control de calidad en la simulación 212
4
CAPÍTULO
12
Concepto de simulación
en radioterapia
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
ÍNDICE
178
1. Introducción 178
2. Definición. Objetivos 178
3.Evolución histórica. Tipos de simulación 179
3.1.Simulación en la sala de tratamiento 180
3.2.Simulador convencional 181
3.3.Simulador TC 182
4. Simulación convencional. Procedimientos 183
4.1.Determinación de la posición
de tratamiento 184
4.2.Localización del volumen
de tratamiento y órganos de riesgo 184
4.3.Diseño del tratamiento 184
4.4.Definición del sistema
de coordenadas del paciente 184
4.5.Formación de imágenes
para la verificación del tratamiento 184
4.6.Adquisición de datos del paciente 185
4.7.Transferencia de datos al sistema
de planificación 185
5. Simulación TC 185
5.1.Determinación de la posición
de tratamiento 185
5.2.Definición del sistema de coordenadas
del paciente 185
5.3.Adquisición de datos del paciente 186
5.4.Transferencia de datos al sistema
de planificación 186
5.5.Localización del volumen de tratamiento
y órganos de riesgo 186
5.6.Diseño del tratamiento y cálculo
de dosis 186
5.7.Formación de imágenes
para la verificación del tratamiento 186
6.Simulación convencional frente
a simulación TC 186
6.1.Ventajas y desventajas
de la simulación convencional 186
6.2.Ventajas y desventajas
de la simulación TC 187
7. Resumen 187
Bibliografía 187
1. INTRODUCCIÓN
2. DEFINICIÓN. OBJETIVOS
La simulación tiene un papel muy amplio dentro del
proceso radioterápico e influye sobre la práctica totalidad de las etapas. El desarrollo de la tecnología en
el campo de la imagen ha marcado de alguna manera el
devenir de la simulación, dando lugar a diversos tipos. Los
más extendidos, como ya se mencionó en el capítulo 5,
son dos: la simulación convencional, que se basa en un
examen clínico simple a partir de la adquisición de imágenes planas de rayos X, y la simulación TC, que implica
el uso de un equipamiento más complejo y se basa en
imágenes tridimensionales generadas por un equipo de
tomografía computarizada (TC). Ambos tipos de simulación determinan diferentes esquemas de trabajo del
proceso radioterápico.
La simulación en radioterapia puede entenderse como el
establecimiento o la preparación de las condiciones en
que debe de realizarse el tratamiento. La simulación es
un subproceso dentro del proceso global radioterápico,
que resulta ser de los más importantes de la actividad
radioterápica y de los más complejos. De hecho, no suelen estar muy bien acotados los trabajos que comprende.
Unos lo conciben como la simple tarea de adquisición de
imágenes; otros extienden los trabajos de simulación
desde la adquisición de imágenes hasta la finalización de
la planificación, entendiendo esta como una simulación
de lo que sucede en la interacción de la radiación con
el paciente. Esta dificultad se debe, en gran parte, a que
la simulación ha ido evolucionando con el tiempo y ha
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 12
Concepto de simulación en radioterapia
dado lugar a diferentes esquemas de trabajo del proceso
radioterápico. Los objetivos de la simulación son, por
tanto, complicados de definir, ya que dependerán del
tipo de simulación empleado. En general, aquí se considerarán como objetivos de la simulación:
●
●
●
●
●
●
Determinar la posición y la inmovilización idóneas
para el tratamiento (la posición del paciente en la
mesa del simulador y del tratamiento han de ser idénticas). Para ello, de forma previa, hay que fabricar los
sistemas de inmovilización y de referencia que garanticen la reproducibilidad de las condiciones geométricas
a lo largo del tratamiento, establecidas inicialmente
por las imágenes obtenidas en la simulación.
Adquirir imágenes que sirvan para definir el volumen
de tratamiento y los órganos sanos adyacentes que
hay que evitar irradiar en el tratamiento. La determinación de estos volúmenes puede llevarse a cabo con
mayor precisión utilizando estudios complementarios
de imagen, como la resonancia magnética, la tomografía por emisión de positrones o la angiografía.
Registrar el conjunto de imágenes empleado por el
sistema de planificación dosimétrico para realizar los
cálculos de dosis.
Diseñar el tratamiento. En el caso de la simulación
TC, esta fase está integrada en la denominada «planificación de tratamientos», que es el tema de los capítulos 17 a 20, en los que se desarrolla con profundidad.
Generar imágenes de referencia para la verificación en
la unidad de tratamiento de la geometría de irradiación.
Documentar todos los datos de la geometría de simulación necesaria para las fases posteriores.
El proceso de simulación es dependiente, entre otros,
de los recursos disponibles de cada centro. Así, el flujo de trabajo de un centro que disponga de simulador convencional será diferente del que disponga de
simulador TC. Hoy por hoy, las mayores capacidades
que presenta la simulación TC hacen que el simulador
convencional esté pasando a un segundo plano. Así,
el simulador convencional se emplea en centros que
no disponen de acceso a un TC o bien para el diseño
de tratamientos sencillos 2D que no requieren un cálculo de dosis preciso. También existen centros donde
el simulador convencional se emplea con el objetivo
original de verificar el tratamiento, aunque es cada vez
menos frecuente, ya que la mayoría de las máquinas de
tratamiento actuales incluyen dispositivos integrados
de verificación de la posición del paciente (v. cap. 7)
que permiten comprobar la geometría de irradiación de
manera rápida y sencilla.
3. EVOLUCIÓN HISTÓRICA.
TIPOS DE SIMULACIÓN
Los equipos de simulación han estado ligados al desarrollo de la tecnología del diagnóstico por la imagen
mediante rayos X (tabla 12-1), y su influencia ha sido
tal que han marcado la evolución de las técnicas de planificación de tratamientos en radioterapia.
Los inicios de la simulación se sitúan hacia 1950 y se
desarrolla para comprobar los haces de tratamiento y
asegurar que estos son correctamente elegidos y dirigidos
al volumen blanco.
TABLA 12-1 Evolución histórica de los equipos de simulación
Equipo
de simulación
Fuente de radiación
para imagen
Dispositivo detector
Década 1950
Unidad
de tratamiento
Fuente
de megavoltaje
Placa radiográfica
Década 1960
Simulador
convencional
Tubo de rayos X
Placa radiográfica +
intensificador de imagen
1972
1977-1990
Primeros trabajos clínicos sobre tomografía computarizada (TC)
Desarrollo para adaptar los fundamentos de la TC al simulador convencional
Desarrollo para incluir el escáner TC en el proceso de radioterapia
Primera réplica por ordenador de una unidad de tratamiento
Desarrollo de la tecnología digital
Simulador
Tubo de rayos X
Placa
Posibilidad de
convencional
radiográfica + intensificador
reconstrucción
adaptado
de imagen para TC
de un corte por vuelta
TC + simulador
Tubo de rayos X
Matriz de detectores de gas
La localización y el
virtual:
o estado sólido
diseño del tratamiento
simulador TC
se llevan a cabo
por ordenador
sobre la imagen TC
Simulador
Tubo de rayos X
Detector plano de aSi
Posibilidad de
convencional
(haz cónico)
reconstrucción
adaptado
de múltiples cortes
de haz cónico
por vuelta
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Período
1990-1995
Década 1990
1990-1995
2005
Características
El objetivo es
la verificación
del tratamiento
Los objetivos pasan
a ser el diseño
y la verificación
del tratamiento
179
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
FIGURA 12-1
Placas radiográficas obtenidas en la unidad de tratamiento con haz de megavoltaje. A) Cráneo. B) Pelvis.
180
La primera forma de llevar a cabo la simulación fue
mediante placas radiográficas, tomadas antes del tratamiento en la propia unidad de irradiación, con el paciente situado sobre la mesa en la posición de tratamiento y
utilizando el propio haz de tratamiento. Una vez procesada y revelada la placa, se visualiza la proyección del haz
sobre el paciente. En caso de que el posicionamiento no
sea correcto, se ajusta repitiendo el procedimiento hasta
que proyección geométrica del haz sobre el paciente sea
la correcta. El proceso se repite para cada uno de los
haces que configuran el tratamiento.
3.1. Simulación en la sala de tratamiento
El objetivo es la verificación del tratamiento mediante
placas radiográficas de megavoltaje.
La simulación llevada a cabo de esta forma presenta una
serie de inconvenientes:
●
●
Conlleva un uso poco eficiente de la unidad de tratamiento, ya que supone un gran tiempo de ocupación
de la sala de tratamiento, al que se puede añadir el
ocupado para resolver los problemas imprevistos que
pueden surgir durante la simulación, lo que va en
detrimento de la eficiencia del uso principal para el
que está prevista la unidad de tratamiento: la administración del mismo.
Las imágenes obtenidas no tienen buena calidad
(fig. 12-1) por dos motivos: por un lado, la alta energía de los haces provoca una cantidad importante de
radiación dispersa que provoca emborronamiento o
ruido en la imagen; por otro, el mayor tamaño de la
fuente de radiación comparado con el de un equipo
de rayos X de uso diagnóstico, contribuye a difuminar
los bordes de las estructuras, con lo que se obtienen
imágenes poco contrastadas.
A raíz de estas limitaciones surge la necesidad de una
máquina de uso exclusivo para la simulación. El nombre
que recibe este equipo es el de simulador convencional
o simulador radiográfico. Un simulador convencional es
una máquina equivalente a la unidad de tratamiento en
lo que a propiedades geométricas y mecánicas se refiere: imita o «simula» todos sus movimientos (v. cap. 5).
La diferencia estriba en que la fuente de alta energía es
sustituida por un tubo de rayos X diagnóstico que se
emplea para la adquisición de imágenes del paciente.
Esto supone una mejora sustancial en la calidad de las
imágenes (fig. 12-2) respecto a la proporcionada por un
haz de alta energía.
Los primeros simuladores presentaban como único dispositivo detector de imagen la placa radiográfica que
proporcionaba una proyección del paciente en un instante determinado. En la década de 1960 se introduce
la fluoroscopia, que permite adquirir y visualizar imágenes del paciente en tiempo real. Simultáneamente, se
implementa la utilidad de control remoto de la mesa
donde se posiciona al paciente, lo que posibilita su desplazamiento desde la consola del operador sin necesidad
de estar dentro de la sala.
Estas mejoras permiten establecer de manera sencilla
la geometría de tratamiento: a partir de la imagen de
fluoroscopia se visualiza la intersección geométrica del
haz con la anatomía del paciente y, en caso necesario, se
corrige su orientación en tiempo real mediante el control remoto de la mesa. Una vez establecida la geometría
de irradiación, se adquieren placas radiográficas para
determinar la protección de los tejidos sanos y como
referencia anatómica para el tratamiento. El proceso
vuelve a repetirse para cada haz.
Todo ello supone un cambio en los objetivos del proceso
de simulación: pasa a convertirse en una etapa en la
CAPÍTULO 12
Concepto de simulación en radioterapia
FIGURA 12-2
Placas radiográficas obtenidas en un simulador convencional con haz de kilovoltaje. A) Cráneo. B) Pelvis.
cual se definen todos los aspectos geométricos del tratamiento, desde el posicionamiento del paciente hasta la
orientación de los haces, su tamaño y su conformación.
3.2. Simulador convencional
A partir de procedimientos de fluoroscopia y placas
radiográficas de rayos X de kilovoltaje se llevan a cabo
la localización de la lesión y el diseño del tratamiento.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El reconocimiento de la lesión no es una tarea sencilla,
ya que, en la mayor parte de los casos, sólo es posible distinguir estructuras anatómicas con alto contraste, como
los huesos o las vías aéreas apareciendo estas, además,
superpuestas. El médico tiene que basarse en una combinación de pruebas clínicas y en sus conocimientos de
anatomía para reconocer el lugar donde es probable que
se encuentre el tumor.
La importante incertidumbre de este procedimiento obligaba a que el diseño de los tratamientos fuese lo más
sencillo posible: en la mayoría de los casos se buscaban
configuraciones de haces con orientación anteroposterior,
posteroanterior o lateral, que coincidieran con las orientaciones de las proyecciones radiográficas en las cuales las
referencias anatómicas se reconocen con mayor facilidad.
El hecho de que el paciente se encuentre en la posición
de tratamiento es aprovechado para obtener los datos
anatómico-geométricos requeridos para el cálculo dosimétrico. Estos datos son adquiridos por medio de un
pantógrafo o cualquier otro dispositivo adicional1 que
1
Dispositivos de obtención de contorno anatómico. Véase el capí­
tulo 13.
permite delinear el contorno externo del paciente en
un plano de interés (generalmente el que pasa por el
isocentro). Así, la naturaleza de los datos adquiridos,
proyecciones radiográficas 2D y generalmente un único
contorno del paciente, da lugar a un tipo de diseño y
cálculo de tratamientos en 2D.
El procedimiento de simulación (localización de la
lesión, diseño de los haces y adquisición de placas de
verificación y de datos anatómicos) requiere que el
paciente deba guardar la misma posición. Esto supone un
importante problema, dado que los tiempos consumidos
en este procedimiento son largos y el paciente puede no
llegar a aguantarlos y se mueva. Estos movimientos son
una fuente adicional de inexactitudes e incertidumbres
en la definición de los datos requeridos.
En 1972 aparecen los primeros trabajos sobre TC cuya
idea esencial recae en la posibilidad de reconstruir un
objeto 3D a partir de varias proyecciones 2D. La principal
aplicación de la TC es en el campo del radiodiagnóstico, aunque rápidamente se extiende su uso al de la
radioterapia. Sin embargo, en aquellos primeros tiempos
aparecieron diversos obstáculos. En primer lugar, la disponibilidad de un escáner TC para uso en radioterapia
es muy limitada, bien porque el centro en cuestión ni
siquiera podía contar con el equipo o bien porque es
requerido para uso exclusivo en diagnóstico, dado que
los tiempos necesarios para la realización de los estudios
eran muy grandes y había que utilizarlos intensivamente
para su cometido principal definido en aquellos tiempos.
En segundo lugar, los TC de diagnóstico presentan dos
limitaciones de diseño importantes que dificultaban su
uso en radioterapia: 1) tener un diámetro de apertura
181
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
FIGURA 12-3
Imágenes obtenidas en un simulador convencional con capacidad de reconstrucción tomográfica. A) Plano axial o transversal. B) Plano sagital. C) Plano
coronal.
del gantry demasiado pequeño que impedía introducir
al paciente, junto con su correspondiente dispositivo
inmovilizador, en el agujero del donut del escáner y 2) te­
ner una mesa curvada, muy diferente de la mesa plana
de tratamiento, que introduce una deformación de las
estructuras anatómicas del paciente y hace difícil lograr
reproducir la posición del paciente en el momento del
tratamiento.
Ante esta situación, se abrieron dos líneas de desarrollo
basadas en el simulador convencional, que se describen
a continuación.
182
SIMULADOR CONVENCIONAL
CON TECNOLOGÍA TC
En 1998 se introduce la tecnología digital en los simuladores, lo que permite explotar las posibilidades de
procesado, transferencia y uso flexible de datos.
Se dota al simulador convencional de la capacidad
de reconstrucción de un corte transversal del paciente
a partir de una serie de proyecciones tomadas desde
diferentes ángulos del conjunto tubo de rayos X-inten­
sificador. El tiempo de adquisición, limitado por la ve­
locidad de giro del brazo es de alrededor de 1 minuto por
vuelta.
Una vez reconstruidas, las imágenes son almacenadas para su posterior archivo o transferencia vía red
informática a las estaciones de trabajo. Se desarrollan
inmediatamente múltiples herramientas de visualización y manipulación de imagen. Se hace posible el
envío de imágenes al planificador mediante protocolo
DICOM (Digital Image Communications in Medicine), se
habilitan herramientas de impresión, digital o en papel,
etc. Por último se crean nuevas utilidades encaminadas a facilitar el uso del simulador, como la selección
automática de protocolos anatómicos, la retención de
la última imagen 2, la verificación MLC (colimación
multilámina), etc.
2
La retención de la última imagen permite «congelar» la pantalla con
la última imagen adquirida por fluoroscopia y hace posible su
visualización sin necesidad de una nueva irradiación.
SIMULADOR CONVENCIONAL
CON TECNOLOGÍA TC DE HAZ CÓNICO
En 2005 se desarrolla la tecnología denominada TC de
haz cónico (CBCT, cone beam CT). El intensificador
de imagen es sustituido por un detector plano de silicio
amorfo (aSi), con tamaño suficiente para cubrir longitudes anatómicas del orden de 20 cm.
Mediante la tecnología de haz cónico, en un único giro
del tubo de rayos X se obtienen datos suficientes para
reconstruir múltiples cortes del paciente (fig. 12-3). La
duración de un giro de 360° es de unos 45 segundos,
tiempo lo suficientemente largo para provocar artefactos
debidos al movimiento del paciente.
Las imágenes pueden visualizarse en cualquier plano,
aunque principalmente se presentan en cortes axiales,
cuyo espesor es seleccionado por el usuario antes de la
adquisición. La calidad de la imagen, aunque inferior a
la de un TC convencional, es lo bastante buena como
para realizar las planificaciones dosimétricas con una
exactitud y una precisión aceptables.
3.3. Simulador TC
Como alternativa al uso del simulador convencional con
posibilidad de proporcionar imágenes tomográficas, se
opta por modificar el diseño de un escáner TC convencional para adaptarlo a las necesidades de la simulación
en radioterapia.
Para ello, en primer lugar se amplía la apertura del escáner por encima de 70 cm de diámetro para permitir el
acceso del paciente y sus dispositivos inmovilizadores.
En segundo lugar, la mesa de forma curvada utilizada
en diagnóstico, es sustituida por una con tablero plano.
Por otro lado, el avance tecnológico en hardware (aumento de la capacidad calorífica de los tubos, aparición de la
TC multicorte capaz de adquirir múltiples cortes en una
sola rotación) y software (incremento en la capacidad
computacional de los ordenadores y desarrollo de algoritmos de reconstrucción más potentes), supone una
reducción en los tiempos de adquisición hasta llegar a
CAPÍTULO 12
Concepto de simulación en radioterapia
FIGURA 12-4
Imágenes obtenidas en un simulador TC. A) Plano axial o transversal. B) Plano sagital. C) Plano coronal.
ser de pocos segundos, la reconstrucción y la presentación de imágenes llega a ser prácticamente simultánea
a la adquisición de datos, la transferencia de datos al
planificador casi instantánea, etc.
Con todo ello, no es hasta los primeros años de la
década de 1990, cuando se produce la fusión entre las
prestaciones de los TC (imágenes 3D) y las necesidades
de la simulación en radioterapia. Esto se logra con el
desarrollo de lo que se denominó simulador TC, el cual
consiste en:
●
●
Un escáner TC adaptado, que permite la adquisición
de datos 3D del paciente: paciente virtual.
Un programa informático que proporciona una representación virtual en 3D de las capacidades geométricas
de una máquina de tratamiento: simulador virtual.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La información anatómica proporcionada por la imagen TC permite distinguir estructuras de tejido blando
de manera mucho más efectiva que con el simulador
convencional (alta resolución de bajo contraste), lo que
unido a la alta resolución espacial, facilita la visualización y definición de la lesión y los órganos que la rodean
con una definición muy nítida de los bordes y contornos
de los tejidos (fig. 12-4), algo especialmente importante
en radioterapia.
Adicional a ésta información de los contornos anatómicos, el simulador TC proporciona información de las
densidades de los tejidos, lo que permite que el cálculo
dosimétrico pueda realizarse con una exactitud muy
aceptable.
El conjunto de imágenes transversales que configuran el
paciente virtual, junto con la emulación 3D de la máquina de tratamiento (simulador virtual), permiten realizar
un diseño del tratamiento en 3D.
En un primer momento, el simulador virtual se desarrolló de manera independiente al sistema de cálculo
de dosis que se realiza en los sistemas de planificación.
La definición de los volúmenes involucrados en el tratamiento la lleva a cabo el especialista médico, el cual debe
contornearlos en todos los cortes donde se visualizan.
Este trabajo hoy en día está simplificado por el desarrollo
que ha habido de herramientas de contorneo automático,
así como de herramientas de representación gráfica en
3D. Aun así, sigue siendo una de las etapas de la actividad
radioterápica más importante en las que hay que invertir
todo el tiempo que sea necesario si se quiere realizar un
tratamiento de calidad.
Mediante el software de simulación se realiza el diseño del tratamiento, estableciendo tamaños de haces,
angulaciones, etc., utilizando una serie de herramientas
que emulan las capacidades geométricas de la máquina
de tratamiento. Una vez fijada la geometría de los haces de
radiación, es enviada al sistema de planificación para la
realización del cálculo dosimétrico.
En la actualidad, las utilidades y herramientas del
simulador virtual han sido integradas directamente en
el sistema de planificación dosimétrico 3. Así, una vez
obtenidas las imágenes TC, estas son enviadas al sistema de
planificación para el diseño y el cálculo dosimétrico del
tratamiento. Una vez realizado el cálculo dosimétrico
este es superpuesto en las imágenes TC para su evaluación cualitativa y cuantitativa.
Debe resaltarse una de las ventajas más importantes
de la simulación TC respecto a la convencional y es la
reducción del tiempo precisado para realizarla, dado
que los trabajos a realizar en este acto se reducen a la
fabricación de los dispositivos de inmovilización y a
la adquisición de las imágenes TC, dejándose para otros
momentos el análisis de las imágenes, la definición de
los volúmenes y el diseño del tratamiento.
4. SIMULACIÓN CONVENCIONAL.
PROCEDIMIENTOS
Los procedimientos básicos que comprende la simulación
convencional para un paciente típico son (tabla 12-2):
3
La etapa de planificación dosimétrica de tratamientos es objetivo de
los capítulos 17 a 20, donde se desarrollará en profundidad.
183
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
TABLA 12-2 Etapas básicas de la simulación convencional
Etapa
Objetivo
Dispositivo/herramienta
1. Determinación de la posición
de tratamiento
Se buscan la comodidad,
la estabilidad y la reproducibilidad
en la posición
2. Localización del volumen de
Identificar la lesión y los órganos
tratamiento y órganos de riesgo
sanos próximos
3. Diseño del tratamiento
Determinar la geometría óptima de los
haces: isocentro, número, tamaño,
etc.
4. Definición del sistema
Señalar el isocentro sobre el paciente
de coordenadas del paciente
como origen del sistema
de coordenadas
5. Formación de imágenes
Tener una referencia para el
para la verificación del tratamiento
tratamiento Soporte para protección
de órganos sanos
6. Adquisición de datos del paciente Obtener datos anatómicos: contorno
y marcas de referencia
7. Transferencia de datos al sistema Enviar datos para realizar el cálculo
de planificación
dosimétrico
184
Inmovilizadores
Fluoroscopia
Fluoroscopia
Marcas/tatuajes
Placa radiográfica
Dispositivos de obtención de contorno
automático (p. ej., pantógrafo)
Herramienta de envío
1. Determinación de la posición de tratamiento.
2. Localización del volumen de tratamiento y órganos
de riesgo.
3. Diseño del tratamiento.
4. Definición del sistema de coordenadas del paciente.
5. Formación de imágenes para la verificación del tratamiento.
6. Adquisición de datos del paciente.
7. Transferencia de datos al sistema de planificación.
menos posible los órganos sanos adyacentes. Para ello
es posible girar el brazo, el colimador y la propia mesa
buscando la incidencia óptima del haz sobre el paciente.
A través de imágenes de fluoroscopia dirigida desde la
consola de control remoto del equipo, se irá desplazando la mesa en las tres direcciones del espacio, hasta
colocar al paciente en una posición propicia. El tamaño
de campo se ajustará a las dimensiones del volumen de
tratamiento para los diferentes haces.
4.1. Determinación de la posición
de tratamiento
4.4. Definición del sistema de coordenadas
del paciente
La inmovilización y el posicionamiento del paciente
deben ser lo más apropiados para el tratamiento de la
lesión. Además, la posición debe ser lo más confortable
posible para el paciente, de manera que se asegure la
reproducibilidad a lo largo del tratamiento y la estabilidad en cada una de las sesiones de que conste el mismo.
Determinados los diferentes parámetros del haz (tamaño
de campo, ángulo de brazo, ángulo del colimador, etc.),
el isocentro de la simulación se materializa o visualiza
sobre la superficie del paciente por medio de los láseres.
Habitualmente los puntos de intersección de los láse­
res con la superficie del paciente, son grabados en la piel
del paciente mediante el tatuaje con tinta de pequeños
puntos. Estas marcas definen una referencia geométrica
para posicionar al paciente durante todas las sesiones
en la unidad de tratamiento. De manera adicional, la
proyección de los campos y sus centros pueden ser marcados sobre la piel del paciente o en el propio dispositivo
de inmovilización4.
4.2. Localización del volumen
de tratamiento y órganos de riesgo
Una vez inmovilizado y posicionado el paciente, se hace
uso de la fluoroscopia para visualizar la intersección geométrica del haz de rayos X con la anatomía del paciente y se
desplaza la mesa en tiempo real hasta conseguir identificar
la lesión. La localización de la lesión sobre las imágenes se
determina mediante una combinación de pruebas clínicas
y conocimiento anatómico, principalmente basado en las
estructuras óseas y las vías aéreas o bien en hilos o alambres de plomo colocados sobre la superficie del paciente.
4.3. Diseño del tratamiento
A continuación se deciden el número de haces y la mejor
incidencia, a priori, para tratar el tumor e irradiar lo
4.5. Formación de imágenes
para la verificación del tratamiento
Una vez establecida toda la geometría de tratamiento
sobre el paciente, se lleva a cabo una placa radiográfica
para cada proyección de haz con los siguientes objetivos:
4
En la sala de tratamiento puede verificarse la coincidencia de cada
proyección de campo de luz sobre las marcas realizadas, comprobando de manera sencilla la incidencia de cada campo y evitando
así errores graves en el posicionamiento.
CAPÍTULO 12
Concepto de simulación en radioterapia
1. Como referencia anatómica-geométrica para el
tratamiento. Las placas de verificación periódicas
obtenidas en la sala de tratamiento serán comparadas
con estas radiografías con el objetivo de asegurar el
correcto posicionamiento del paciente a lo largo del
tratamiento.
2. Como soporte para la construcción de bloques de
protección de órganos críticos: en caso de existir
algún órgano crítico en la zona de irradiación que se
quiera proteger, se dibuja la forma del campo deseada
directamente sobre la propia placa, que se utilizará
posteriormente para la construcción del bloque.
3. Como documentación gráfica de los campos de
tratamiento, quedando así un registro de ellos. Esto
posibilita conocer la geometría de irradiación en
cualquier momento, por ejemplo en caso de que
hubiera que realizar un nuevo tratamiento con posterioridad.
4.6. Adquisición de datos del paciente
Aprovechando el hecho de que el paciente se encuentra
en posición de tratamiento, se obtendrán una serie de
datos anatómicos requeridos para el cálculo dosimétrico.
Estos son contornos externos y marcado de puntos
externos que se relacionen con puntos o estructuras
internas. Los puntos de entrada de los haces así como el
isocentro (definido por el sistema de coordenadas) han
de quedar marcados también para poder relacionar la
posición geométrica del haz con el paciente y localizar
los haces durante el cálculo. Si el espesor del paciente
varía significativamente dentro de un mismo campo
de tratamiento (p. ej., en un tratamiento de cabeza y
cuello), debería determinarse el contorno en más de
un plano. Es posible también que durante el transcurso
del tratamiento el contorno pueda cambiar debido a
una reducción del tumor o a una pérdida de peso del
paciente, por lo que es recomendable realizar comprobaciones periódicas del contorno, que deberán venir
acompañadas por el cálculo dosimétrico consiguiente.
4.7. Transferencia de datos al sistema
de planificación
Los datos adquiridos del paciente y el diseño realizado
del tratamiento son transferidos al sistema de planificación para el cálculo de la distribución de dosis.
5. SIMULACIÓN TC
Los procedimientos básicos que comprende la simulación TC para un paciente típico son (tabla 12-3):
1.
2.
3.
4.
5.
Determinación de la posición de tratamiento.
Definición del sistema de coordenadas del paciente.
Adquisición de datos del paciente.
Transferencia de datos al sistema de planificación.
Localización del volumen de tratamiento y órganos
de riesgo.
6. Diseño del tratamiento y cálculo de dosis.
7. Formación de imágenes para la verificación del tratamiento.
5.1. Determinación de la posición
de tratamiento
La inmovilización y el posicionamiento del paciente
deben ser lo más convenientes a la estabilidad, el confort y la adecuación a los haces del tratamiento para el
tratamiento de la lesión, de manera que se asegure la
reproducibilidad a lo largo del tratamiento y la estabilidad en cada una de las sesiones.
5.2 Definición del sistema de coordenadas
del paciente
Antes de iniciar la adquisición tomográfica propiamente
dicha, es necesario marcar un origen para el sistema de
coordenadas de la TC que definirá una referencia geométrica para posicionar al paciente durante todas las sesiones
en la unidad de tratamiento. El origen suele escogerse
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
TABLA 12-3 Etapas básicas de la simulación TC
Etapa
Objetivo
Dispositivo/herramienta
1. Determinación de la posición
de tratamiento
2. Definición del sistema
de coordenadas del paciente
Se buscan la comodidad, la estabilidad
y la reproducibilidad en la posición
Seleccionar una referencia anatómica
como origen del sistema
de coordenadas
Obtener datos anatómicos
Enviar datos
Inmovilizadores
Identificar y delimitar la lesión
y los órganos sanos próximos
Determinar la geometría óptima de los
haces: isocentro, número, tamaño, etc.
Calcular la distribución de dosis
Tener una imagen de referencia
para el tratamiento
Imagen TC
3. Adquisición de datos del paciente
5. Transferencia de datos al sistema
de planificación
6. Localización del volumen de
tratamiento y órganos de riesgo
6. Diseño del tratamiento y cálculo
de dosis
7. Formación de imágenes
para la verificación del tratamiento
Marcadores
radioopacos/tatuajes
Adquisición TC
Envío DICOM
Imagen TC
Radiografía reconstruida
digitalmente/otros
185
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
en referencias anatómicas predeterminadas haciendo
coincidir las proyecciones de los láseres sobre ellas.
Estos puntos pueden visualizarse en las imágenes TC
gracias a la colocación de marcadores radioopacos.
Además, estos puntos quedarán tatuados en la piel del
paciente o en el propio dispositivo de inmovilización
(máscaras) para referencia posterior en la unidad de
tratamiento.
5.3. Adquisición de datos del paciente
Una vez seleccionado el origen de referencia de la TC,
se procede a realizar la adquisición tomográfica que da
como resultado una serie de imágenes que representan
planos transversales del interior del paciente. Cada píxel
o vóxel contiene la información, a través del Número
Hounsfield, sobre la densidad electrónica de una localización espacial concreta. El contorno del paciente es
fácilmente identificable en las imágenes.
5.4. Transferencia de datos al sistema
de planificación
186
Antes del envío al sistema de planificación debe comprobarse que las imágenes están exentas de artefactos
o posibles errores en los datos: contorno del paciente
incompleto, sección donde están los marcadores radioopacos (perdigones) no visualizada, etc. Una vez verificado todo esto, las imágenes TC son transferidas al sistema
de planificación, en el que se realizarán las tareas que se
describen en los siguientes apartados.
5.5. Localización del volumen
de tratamiento y órganos de riesgo
La información anatómica proporcionada por la imagen
TC permite distinguir de manera efectiva estructuras y
tejido blando. La mayoría de las veces es posible visualizar en las imágenes la lesión y los órganos que la rodean
de forma directa. En este caso, los bordes o contornos de
estas estructuras deben ser definidos por dibujo por el
especialista médico en cada uno de los cortes TC correspondientes.
5.6. Diseño del tratamiento
y cálculo de dosis5
En general, el simulador virtual se encuentra integrado
en el sistema de planificación de tratamientos, de
manera que la geometría de la máquina de tratamiento
es imitada de manera virtual, a la vez que es capaz
de manejar simultáneamente la información TC del
paciente. Así, mediante herramientas proporcionadas
por el sistema de planificación, es posible llevar a
cabo el diseño del tratamiento, es decir, se definen el
isocentro de tratamiento, la orientación de los haces,
su conformación, etc.
5
Este tema se desarrolla con mayor profundidad en los capítulos 17 a 20.
Por otro lado, la emisión de radiación también es modelada por el sistema de planificación. Incluye complejos
algoritmos de cálculo físico-matemáticos que permiten
determinar la dosis sobre el paciente basándose en la
interacción de la radiación emitida por la unidad de tratamiento con la materia, formada por el propio paciente,
donde sus características absorbentes son tenidas en
cuenta según las densidades, representadas en las imágenes del paciente por los diferentes niveles de grises.
Basándonos en el resultado del cálculo es posible realizar
un diseño optimizado de los tratamientos en un breve
espacio de tiempo.
5.7. Formación de imágenes
para la verificación del tratamiento
Se generan imágenes de referencia de la posición de
tratamiento con el objetivo de asegurar el correcto posicionamiento del paciente a lo largo del tratamiento. El
procedimiento más habitual es crear una radiografía
reconstruidas digital6 de los campos de tratamiento, que
se comparará con las placas de verificación periódicas
obtenidas en la sala de tratamiento.
6. SIMULACIÓN CONVENCIONAL
FRENTE A SIMULACIÓN TC
6.1. Ventajas y desventajas
de la simulación convencional
Las ventajas que presenta la simulación convencional
pueden resumirse en:
●
●
●
Mediante la fluoroscopia se obtienen imágenes en
tiempo real del movimiento interno de los órganos,
lo cual puede ser beneficioso cuando los desplazamientos son importantes (movimiento respiratorio).
Proporciona gran resolución espacial.
Posibilidad de visualizar los campos sobre la piel del
paciente.
Las desventajas del sistema son:
●
●
●
●
●
Debido al bajo contraste de las imágenes y a la superposición de estructuras puede resultar difícil visualizar
el tumor y los órganos adyacentes.
La información proporcionada, básicamente en dos
dimensiones, limita el diseño a tratamientos pocos
complejos.
Resulta difícil (a veces imposible) simular campos en
los que se requiera un giro de la mesa del simulador.
Los largos tiempos empleados en la simulación dificultan en ciertos casos que el paciente permanezca
inmóvil durante todo el proceso.
Requiere un dispositivo adicional para adquirir el
contorno externo del paciente7.
Como se recoge en el capítulo 7, existen en la actualidad múltiples
formatos y presentaciones de las imágenes de referencia.
7
No es necesario en caso de que el simulador tenga capacidad de
reconstrucción tomográfica.
6
CAPÍTULO 12
Concepto de simulación en radioterapia
6.2. Ventajas y desventajas
de la simulación TC
Las ventajas de la simulación TC pueden resumirse en:
●
●
●
●
El contraste presente en las imágenes facilita una
localización del tumor y de los órganos involucrados
mucho más precisa.
La información 3D proporcionada permite diseños
de tratamientos más complejos.
El tiempo que ha de permanecer el paciente en la
misma posición durante la simulación se limita a
la fabricación de los dispositivos de inmovilización y
adquisición de los datos TC.
Pueden simularse campos en los que se requiera un
giro de la mesa.
Las desventajas del sistema son:
●
●
●
La adquisición de imágenes es prácticamente instantánea, por lo que no permite visualizar el movimiento
de los órganos8, aunque en los equipos más modernos
hay herramientas de cine que permiten estudiarlo.
Se requiere gran capacidad de almacenamiento de datos.
Las dosis absorbidas en la adquisición TC son más
altas que en el simulador convencional.
7. RESUMEN
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La evolución histórica de la simulación ha conllevado
la existencia de diversos tipos de técnicas de simulación
asociadas a la diferente tecnología existente. El tipo de
simulación empleado condiciona el flujo de trabajo del
proceso radioterápico. Así, los objetivos de la simulación
son difíciles de definir, ya que son dependientes del tipo
de simulación escogido. Aquí se han considerado:
Actualmente se están incorporando al mercado dispositivos que tienen
en cuenta el movimiento del paciente, mediante la sincronización
de la adquisición y el propio movimiento del paciente, dando
lugar a las denominadas adquisiciones TC4D. Véase el capítulo 14.
8
1. Determinación de la posición e inmovilización buscando la estabilidad y la reproducibilidad a lo largo
del tratamiento.
2. Adquisición de imágenes que servirán para definir
el volumen de tratamiento y los órganos sanos
próximos.
3. Obtención del conjunto de imágenes para realizar
el cálculo de dosis.
4. Diseño del tratamiento en el cual se define toda
la geometría de irradiación de los haces: número,
incidencia, isocentro, etc.
5. Generación de imágenes de referencia para verificar
en la unidad de tratamiento la geometría de irra­
diación.
6. Documentación de todos los datos de la geometría
de simulación necesaria para las fases posteriores.
Los tipos de simulación más extendidos son dos: simulación convencional, que se basa en un examen clínico y
radiológico simple a partir de la adquisición de imágenes
planas de rayos X, y simulación TC, que implica el uso
de equipamiento más complejo y se basa en imágenes
tridimensionales generadas por un equipo de TC. En la
actualidad, la simulación TC presenta mayores capacidades que la simulación convencional y ha desplazado
o está desplazando a esta última.
Bibliografía
Baker GR. Localization: conventional and CT simulation. Br J Radiol.
2006;79:S36-49.
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins; 2010.
Podgorsak EB, editor. Radiation oncology physics: a handbook for
teachers and students. Viena: IAEA; 2005.
187
CAPÍTULO
13
Posicionamiento, referenciación
y dispositivos de inmovilización
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
ÍNDICE
1. Introducción 188
2. Dispositivos para establecer el sistema
espacial de referencia 188
3. Dispositivos de obtención del contorno
anatómico 188
4. Dispositivos de inmovilización 189
4.1.Sistema de máscara termoplástica 190
4.2.Plano inclinado 190
4.3.Inmovilizador de tórax 191
4.4.Compresor abdominal 191
4.5.Inmovilizadores de pelvis,
rodillas y pies 192
4.6.Colchón de vacío 192
4.7.Cuna alfa 193
4.8.Inmovilizadores especiales
para estereotaxia de cráneo 193
5. La documentación en simulación 194
6. Resumen 196
Bibliografía 196
188
1. INTRODUCCIÓN
El proceso de simulación se lleva a cabo mediante un
equipo capaz de adquirir imágenes de rayos X de kilovoltaje, bien planas, bien volumétricas, cuyas condiciones
geométricas puedan ser trasladadas y reproducidas en la
unidad de tratamiento.
La elección de la posición del paciente es un punto
fundamental para el posterior desarrollo del tratamiento. Para ello debe tenerse en cuenta la localización del
volumen y de los órganos de riesgo cercanos, el estado
de salud del paciente, las posibles anomalías anatómicas o implantes, y los dispositivos de inmovilización
disponibles. El posicionamiento final debe ser lo más
apropiado para el tratamiento de la lesión y, a la vez, lo
más confortable posible para el paciente.
Para prevenir posibles errores durante la simulación hay
que contar con procedimientos escritos que eviten cuestionarse cómo debe posicionarse un paciente con una
patología localizada en cierta región, o cómo tiene que
realizarse la adquisición de las imágenes.
2. DISPOSITIVOS PARA ESTABLECER
EL SISTEMA ESPACIAL DE REFERENCIA
Tanto el equipo de simulación como el de tratamiento
deben estar equipados con algún tipo de dispositivo que
proporcione un sistema de referencia espacial con el
objetivo de poder correlacionar la posición del paciente
en ambas salas. Durante la simulación es el momento en
que se establece una posición o punto de referencia que
servirá de origen para dicho sistema. Este puede indicarse
de diversos modos: marcadores radioopacos, marcadores
reflectores de infrarrojos, detección de la superficie del
paciente mediante cámaras de vídeo, etc. Lo más habitual
es utilizar marcadores radioopacos, fácilmente identificables en las imágenes de rayos X (fig. 13-1), cuyas posiciones son tatuadas sobre la piel del paciente o sobre la
superficie del inmovilizador. La presencia de un conjunto
de láseres en ambas salas proporciona la referencia externa
para poder correlacionar la situación de los marcadores de
la simulación, esto es, el origen del sistema de referencia,
con el isocentro de los haces de tratamiento: se hace coincidir la posición o punto de referencia con los láseres de
sala y, mediante desplazamientos de la mesa, es posible
situarse en el punto elegido para el isocentro de los haces.
3. DISPOSITIVOS DE OBTENCIÓN
DEL CONTORNO ANATÓMICO
Durante la simulación, el paciente se encuentra en
la posición de tratamiento, lo cual se aprovecha para
obtener una serie de datos anatómicos requeridos en el
cálculo dosimétrico, entre los que se incluyen la forma
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 13
Posicionamiento, referenciación y dispositivos de inmovilización
FIGURA 13-1
Corte transversal de tomografía computarizada en el que se observan
los tres marcadores radioopacos que definen el origen del sistema
de coordenadas de referencia.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
y las dimensiones del contorno externo del paciente. Si
consideramos el caso de un simulador con capacidad
para realizar tomografía, serán las propias imágenes
tomográficas las que proporcionen esta información.
Sin embargo, un simulador convencional sin dicha
capacidad necesita un dispositivo adicional que facilite
el contorno externo del paciente en un plano de interés.
Estos dispositivos suelen ser mecánicos o electromecánicos, y han ido evolucionando en su diseño con el paso
del tiempo. Hoy en día existe una amplia variedad de
dispositivos comerciales más o menos sofisticados.
Como dispositivo más habitual cabe mencionar el de
tipo pantógrafo (fig. 13-2), en el cual un puntero, con
posibilidad de movimientos horizontales y verticales, se
va adaptando sobre el contorno externo del paciente. La
posición del puntero se traslada a un marcador al que
está acoplado, que va registrando el contorno en una
plantilla de papel adherida al tablero del pantógrafo.
4. DISPOSITIVOS DE INMOVILIZACIÓN
Los dispositivos de inmovilización, también llamados
inmovilizadores, tienen dos funciones básicas:
●
●
Conseguir que el movimiento del paciente sea mínimo durante el tratamiento.
Proporcionar una manera sencilla de reproducir la
posición del paciente desde la simulación al tratamiento y de una sesión de tratamiento a otra.
Los inmovilizadores están hechos de materiales no
metálicos, para no provocar artefactos en las imágenes, y radiotransparentes, esto es, que no absorben
189
FIGURA 13-2
Dispositivo pantógrafo con sus principales componentes.
la radiación incidente (o lo hacen en grado mínimo)
y, por tanto, no modifican el tratamiento. El material
más comúnmente empleado es la fibra de carbono o
materiales plásticos.
La mayoría de los dispositivos de inmovilización
presentan unas fijaciones especiales que permiten anclar
el dispositivo a la mesa, que a su vez posee unas muescas
dispuestas a tal fin. Se puede establecer así una posición
fija del inmovilizador en la mesa a lo largo del tratamiento, mejorando de manera notable la reproducibilidad del
posicionamiento del paciente.
El tipo de inmovilización depende fundamentalmente
de la región anatómica que se quiere simular, aunque
siempre estará supeditado al estado de salud del paciente
y a si este presenta algún tipo de anomalía anatómica,
por ejemplo una limitación en la flexibilidad de los
miembros.
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
FIGURA 13-3
Reposacabezas con diferentes curvaturas para permitir distintos grados
de flexión de la cabeza.
A continuación se describen algunos dispositivos de
inmovilización que consideramos más habituales, junto
con la localización anatómica para la que típicamente
se emplean1.
4.1. Sistema de máscara termoplástica
190
Existen fundamentalmente dos modelos: uno que se
adapta a la cabeza, denominado máscara de cabeza,
y otro que incluye la cabeza, el cuello y los hombros,
denominado máscara de cabeza, cuello y hombros. Existen también sistemas termoplásticos para inmovilizar
el tórax, el abdomen o ambos, que tienen un modo de
empleo similar al de los anteriores, pero son menos
frecuentes en la práctica clínica.
Localización: cabeza o cabeza y cuello.
Descripción: el sistema está formado por un soporte para
la cabeza o reposacabezas, un marco de fijación y el
propio material termoplástico.
●
●
Reposacabezas: sirve de apoyo para la parte posterior
de la cabeza y puede tener diferentes curvaturas en
función del grado de flexión de la cabeza que se pretenda (fig. 13-3). Existen también almohadillas que
permiten fabricar reposacabezas adaptados a cada
paciente, bien hechas con material de resina que en
contacto con el agua se hacen maleables, bien a través
de almohadillas de vacío.
Marcos de fijación: su objetivo es fijar la posición del
conjunto en la mesa, evitando el movimiento y facilitando así la reproducibilidad de la posición durante
el tratamiento. Son rígidos y de material liviano, fibra
La intención en este apartado es presentar los dispositivos, en principio
más habituales. Es muy probable que no queden reflejados todos
los sistemas comercializados actualmente. Es evidente, además, que
se excluyen aquellos de diseño propio del centro, aunque no por
ello son menos importantes.
1
FIGURA 13-4
Marco de fijación que permite anclar el inmovilizador en la mesa.
●
de carbono o metacrilato, que facilitan su manejo y
transporte (fig. 13-4).
Material termoplástico: se presenta en forma de malla
con múltiples agujeros, para no producir claustrofobia a los pacientes. Suele estar hecho de resina polimerizada que tiene la propiedad de que al calentarse
se vuelve maleable. Habitualmente viene fijado a un
marco de plástico (fig. 13-5) que se ancla al marco de
fijación.
Modo de empleo: se sumerge el material termoplástico en
un baño de agua caliente (fig. 13-6) cuya temperatura
requerida depende del fabricante y varía generalmente
entre 60 °C y 80 °C. En el momento en que el material
termoplástico alcanza la temperatura del baño, se saca
la malla y se quita el exceso de agua. Una vez seca, y después de asegurarse de que no existe riesgo de quemadura,
se coloca sobre el paciente. El operador irá adaptando
la malla al contorno e irregularidades de la superficie
corporal. Al enfriarse, la malla se vuelve rígida manteniendo la forma de la superficie del paciente de manera
permanente (fig. 13-7).
Otros: en algunas ocasiones, en combinación con las
máscaras pueden emplearse inmovilizadores linguales
que se introducen en la boca con el fin de mantener la
lengua en una determinada posición.
4.2. Plano inclinado
Localización: tórax. Se utiliza fundamentalmente para el
tratamiento de la mama, aunque también es útil para
lesiones pulmonares. La finalidad de este inmovilizador
es situar la superficie anterior del tórax lo más paralela
posible a la mesa de tratamiento. Sin embargo, debido
a que el tórax queda muy elevado, debe procurarse
que la inclinación del plano sea la mínima posible
para minimizar el riesgo de colisiones, ya sea en el
propio simulador o posteriormente en la unidad de
tratamiento.
CAPÍTULO 13
Posicionamiento, referenciación y dispositivos de inmovilización
FIGURA 13-5
Malla de material termoplástico (verde) con marco de plástico (negro)
para inmovilización de cabeza y cuello.
FIGURA 13-7
Máscara de cabeza y cuello con el molde de la superficie del paciente,
anclada al marco de fijación.
191
FIGURA 13-6
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Baño de agua caliente para reblandecer el material termoplástico.
Descripción: consta de una superficie plana y rígida fabricada habitualmente de metacrilato o fibra de carbono,
con anclajes para fijar en la mesa y que en uno de sus
extremos presenta una articulación o bisagra (fig. 13-8).
Mediante su articulación es posible inclinar en mayor o
menor medida la superficie. El ángulo de inclinación es
regulable, con posiciones fijas que en general varían cada
5°. La cabeza queda colocada en un apoyo o reposacabezas cuya posición viene identificada con letras o números
para luego reproducirla durante el tratamiento. Los brazos suelen colocarse por encima de la cabeza. La posición
exacta queda fijada por el sistema de inmovilización
mediante pivotes de agarre para las manos o soportes de
brazos y muñecas. Estos componentes suelen ser móviles
y sus posiciones se identifican mediante algún tipo de
indexación o numeración. Por último, suelen presentar
un apoyo a nivel de las nalgas para evitar que el paciente
se deslice o resbale por la superficie del plano.
FIGURA 13-8
Plano inclinado para inmovilizar lesiones localizadas en el tórax,
habitualmente en la mama.
4.3. Inmovilizador de tórax
Localización: en el tórax.
Descripción: está formado por una superficie plana de
metacrilato o fibra de carbono que suele llevar anclajes
para fijar en la mesa y sobre la cual hay fijados un reposacabezas y soportes de brazos y muñecas (fig. 13-9).
Todos estos componentes presentan diversas posiciones
de colocación, todas ellas indexadas para su posterior
reproducción en el tratamiento.
Otros: puede utilizarse conjuntamente con cunas alfa o
colchones de vacío.
4.4. Compresor abdominal
Localización: en el tórax y el abdomen.
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
FIGURA 13-9
FIGURA 13-10
Descripción: el principal uso de este tipo de inmovilizadores es para lesiones sometidas a movimiento respiratorio, como pueden ser las localizadas en el pulmón o
el hígado. El movimiento respiratorio es un movimiento
periódico, esto es, se repite en el tiempo, con un periodo aproximado y variable dependiendo del estado del
paciente, de entre 3-6 segundos. En general, la administración del tratamiento de radioterapia se produce en
un intervalo de tiempo que comprende varios ciclos
respiratorios del paciente. Este hecho hace que el tamaño
aparente de la lesión sea mayor de lo que en realidad
es (tan grande como el desplazamiento que realiza).
Mediante el compresor se ejerce una presión sobre el
abdomen, lo que hace que se reduzca el movimiento
debido a la respiración y, por tanto, disminuya el tamaño
aparente de la lesión, permitiendo reducir la cantidad
de tejido sano irradiado. Existen diversas maneras de
llevar a cabo la compresión abdominal. Una opción es
mediante una lámina soportada por un puente que rodea
al paciente y que ejerce presión mecánica sobre el abdomen (fig. 13-10). La posición de la lámina se controla
con un mecanismo de tornillo y se mide en una escala
marcada en el propio tornillo, con el fin de reproducir
la presión ejercida en todas y cada una de las sesiones.
Otra alternativa es utilizar un cinturón neumático cuya
presión se controla con un manómetro que permite
controlar la presión aplicada durante las sesiones de
tratamiento (fig. 13-11). La aplicación más habitual
de estos inmovilizadores es en los tratamientos de radiocirugía estereotáxica corporal en los que se administra
una alta dosis de radiación en una sesión o en un número
reducido de sesiones.
FIGURA 13-11
Inmovilizador empleado para lesiones localizadas en el tórax.
192
Otros: se puede utilizar conjuntamente con cunas alfa
o con colchones de vacío, o puede llevar accesorios
adicionales, como inmovilizadores de rodillas y pies,
y soporte de cabeza para facilitar la comodidad del
paciente.
Dispositivo de compresión abdominal tipo puente.
Dispositivo de compresión abdominal mediante cinturón neumático.
4.5. Inmovilizadores de pelvis,
rodillas y pies
Localización: en la pelvis y el abdomen.
Descripción: están formados por un marco de fijación
fabricado en metacrilato o fibra de carbono con diversas
posiciones de colocación identificadas para su posterior
reproducción durante el tratamiento. Se componen, además, de reposadores para rodillas y pies con posiciones
variables e indexadas (fig. 13-12).
Otros: pueden utilizarse conjuntamente con cunas alfa
o colchones de vacío.
4.6. Colchón de vacío
Localización: este tipo de inmovilizador, dada su facilidad
de adaptación a la superficie del cuerpo y su dis­
CAPÍTULO 13
Posicionamiento, referenciación y dispositivos de inmovilización
FIGURA 13-13
Colchón de vacío.
zona del cuerpo requerida con una apariencia muy si­
milar a la del colchón de vacío.
FIGURA 13-12
Dispositivo de inmovilización de pelvis, rodillas y pies.
ponibilidad en diferentes tamaños, se puede emplear en
múltiples localizaciones.
Descripción: son almohadas plastificadas en cuyo interior
hay pequeñas esferas de poliuretano. Son herméticas y
están provistas de una válvula antirretorno a través de la
cual se hace el vacío en su interior.
Modo de empleo: se coloca al paciente sobre el colchón de
vacío y se va extrayendo el aire de su interior, de manera
que las esferas, al no haber aire, se ponen en contacto
extremo entre sí adaptándose a la forma del cuerpo.
Una vez se termina de dar forma al colchón, se cierra
la válvula. El resultado es un molde de la superficie del
paciente (fig. 13-13).
Otros: presenta la ventaja de ser reutilizable. Sin embargo,
el uso prolongado del colchón de vacío para un paciente,
hace que pierda firmeza y pueda ablandarse al final del
tratamiento, provocando errores de posicionamiento.
Requiere, además, especial atención por posibles pérdidas del vacío.
Otros: una cuna alfa es un producto biodegradable, por
lo que puede presentar deformaciones pasado un tiempo
(alrededor de 6 meses). Además, durante el proceso de
elaboración se desprende calor, con lo que existe un
pequeño riesgo de quemadura, que se puede minimizar
poniendo una prenda liviana al paciente.
4.8. Inmovilizadores especiales
para estereotaxia de cráneo
La radiocirugía estereotáxica craneal es un proceso de
radioterapia en el cual se imparte una alta dosis
de radiación, bien en una sola sesión o de manera fraccionada. Suelen ser lesiones pequeñas en lugares cerebrales especialmente críticos. Todo ello requiere un alto
grado de precisión y exactitud en el posicionamiento.
Así, se emplean técnicas de inmovilización especiales
en las que se incorpora un marco o guía provisto de un
sistema de coordenadas estereotáxico, que servirá para
localizar y posicionar el isocentro durante el tratamiento.
Las diferencias estriban en el modo de fijación del marco:
●
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
4.7. Cuna alfa
Localización: este tipo de inmovilizador, dada su facilidad
de adaptación a la superficie del cuerpo, puede emplearse
en múltiples localizaciones.
Descripción: es similar en concepto al colchón de vacío,
pero en este caso se basa en la reacción química que se
produce al mezclar poliuretano con ciertos alcoholes. El
resultado es una espuma que crece y se endurece rápidamente. Esta espuma se introduce en una bolsa hermética
sobre la cual se tiende el paciente.
Modo de empleo: se realiza la mezcla y se rellena la bolsa
con la espuma. Se posiciona al paciente sobre ella antes
de que se endurezca. De este modo, la espuma va creciendo, haciendo que se adapte, contenida por la bolsa,
a la superficie del cuerpo. Transcurridos unos minutos,
la espuma se endurece. El resultado es un molde de la
●
●
Marco fijado al cráneo (fig. 13-14): es un método
invasivo en el cual el marco o anillo estereotáxico
se clava en el cráneo del paciente mediante unos
tornillos, dos frontales y dos occipitales. La zona es
previamente anestesiada.
Marco fijado mediante molde dental: el marco estereotáxico se fija en el maxilar superior del paciente
mediante un molde dental a medida.
Marco fijado a la mesa (fig. 13-15): el marco estereotáxico se fija en la mesa. La posición de la lesión
respecto al marco se asegura mediante una máscara
termoplástica especial junto con la realización de
técnicas de imagen de alta precisión en la unidad
de tratamiento. En este caso, la máscara termoplástica
consta de dos partes: una base que se fija a la mesa y
otra parte superior, que se ajusta con mucha exactitud
sobre la cabeza del paciente (fig. 13-16).
Hoy en día, los sistemas de fijación no invasivos están
desplazando a los invasivos por varios motivos, entre
los cuales destaca el mayor confort del paciente. Es más,
193
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
FIGURA 13-14
Marco estereotáxico invasivo con fijación craneal.
FIGURA 13-16
Máscara termoplástica para tratamiento estereotáxico.
cuestionarse cómo debe posicionarse un paciente con
una patología localizada en cierta región, o cómo tiene
que realizarse la adquisición de las imágenes. Un ejemplo de procedimiento se presenta en la tabla 13-1. Los
procedimientos deben estar clasificados en función de la
región anatómica de tratamiento, e incluir, al menos,
la localización de las marcas de referencia, el posicionamiento y la inmovilización del paciente, el protocolo o
la técnica de imagen, el tipo y el uso de contraste, e
instrucciones especiales adicionales.
194
FIGURA 13-15
Marco estereotáxico no invasivo con fijación a la mesa.
existen métodos que no utilizan marco durante la simulación y que se basan en el empleo de técnicas de imagen
en la unidad de tratamiento para asegurar el enfoque de
la irradiación de manera muy precisa y exacta.
Al finalizar la simulación, ya sea mediante simulación
convencional o por simulación TC, se habrá definido
la que a priori representa la geometría más adecuada
para el tratamiento de la lesión, esto es, la posición del
paciente y su inmovilización y el sistema de referencia,
y en el caso de la simulación convencional, el conjunto
de haces y sus correspondientes imágenes de referencia.
Todo ello ha de quedar debidamente documentado, ya
sea en papel o en formato digital, en la ficha del paciente
de la siguiente manera:
●
●
5. LA DOCUMENTACIÓN
EN SIMULACIÓN
Es recomendable contar con procedimientos escritos que
prevengan posibles errores y resuelvan dudas que eviten
●
La posición y la inmovilización deben quedar claramente especificadas. Además, se obtendrán fotografías del paciente en posición de tratamiento con
la inmovilización empleada, así como de cualquier
otro aspecto que pueda ser de utilidad para facilitar su
posicionamiento diario en la unidad de tratamiento.
Estas imágenes se incorporarán a la ficha del paciente.
Los marcadores colocados sobre la superficie del
paciente o del inmovilizador, y utilizados como sistema de referencia para posicionar al paciente, deben
ser tatuados en la piel del paciente. Su localización
tiene que quedar clara en la ficha de tratamiento.
Ha de quedar constancia de todos los parámetros
geométricos relacionados con los haces de radiación:
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
TABLA 13-1 Ejemplos de procedimientos en simulación para cuatro localizaciones típicas
Región
anatómica
Cráneo
Cráneo
Cabeza
y cuello
Mama
Próstata
Posición
del paciente
Inmovilización
Decúbito supino
Máscara
Brazos extendidos
de cráneo
a lo largo del
Reposacabezas
cuerpo
Soporte
de rodillas
Cráneo/tórax Decúbito supino
Máscara
superior
Brazos extendidos
de cabeza
a lo largo del
y cuello
cuerpo
Reposacabezas
Soporte
de rodillas
Tórax
Decúbito supino
Plano inclinado
Brazos elevados
Soporte
por encima de
de rodillas
la cabeza y
colocados en
soportes
Pelvis
Decúbito supino
Sistema
Brazos cruzados
de soporte
sobre el tórax
para pelvis
con apoyo
de rodilla
y pies
Origen sistema
coordenadas/perdigones
Límites
del estudio
Puente nasal
(punto de alineación:
mentón)
Superior: calota
Inferior: cuerpo
vertebral C1
Según protocolo
definido en TC
Puente nasal
(punto de alineación:
mentón)
Superior: calota
Inferior: apéndice
xifoides
Según protocolo
definido en TC
En los tumores
de cavidad oral
se colocará un
depresor lingual
Apéndice xifoides (punto
de alineación: yugulum)
Superior: mentón
Inferior: ombligo
Según protocolo
definido en TC
La cabeza de la
paciente deberá
girarse hacia el
lado contrario de
la mama a tratar
Límite superior
de la sínfisis del pubis
(punto de alineación:
apéndice xifoides)
Superior:
cresta iliaca
Inferior:
1/3 superior
del fémur
Según protocolo
definido en TC
El paciente debe
tener la vejiga
llena y el recto
vacío y sin aire
Técnica
Observaciones
195
CAPÍTULO 13
Posicionamiento, referenciación y dispositivos de inmovilización
Patología/
localización
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
●
ángulo del brazo, ángulo del colimador, ángulo de la
mesa, tamaño del campo, distancia foco-superficie del
paciente, uso de conformación, etc.
Deben existir imágenes de referencia para la verificación de tratamiento. Las más habituales son las placas
de simulación (simulador convencional) y las radiografías reconstruidas digitalmente (simulador virtual),
donde se aprecia la intersección de cada uno de los
haces con la anatomía del paciente. Estas imágenes
serán contrastadas con las obtenidas en la unidad
durante el tratamiento en cada sesión del tratamiento.
6. RESUMEN
Durante la fase de simulación se definen la posición y
la inmovilización del paciente, teniendo en cuenta la
localización de la lesión, el estado general del paciente
y los dispositivos de inmovilización disponibles. El
posicionamiento final debe ser lo más confortable po­
sible para el paciente, garantizando una buena repro­
ducibilidad durante el tratamiento. Se requiere, ade­más,
196
un sistema de referencia que permita correlacio­nar la
posición del paciente en la sala de simulación y en la de
tratamiento. Todo ello debe quedar bien do­cumentado
para su posterior utilización durante el tra­tamiento.
Es recomendable contar con procedimientos escritos
que prevengan posibles errores durante la simulación,
clasificados en función de la región anatómica de estudio. Además, deberían incluir una serie de aspectos básicos, como la localización de las marcas de referencia,
el posicionamiento y la inmovilización del paciente, el
protocolo o la técnica de imagen, el tipo y el uso de contraste, y observaciones particulares adicionales.
Bibliografía
IAEA. Técnicas de cuarto de moldes para teleterapia. Manual técnicopráctico de radiación. Viena: IAEA; 2004.
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins; 2010.
Podgorsak EB, editor. Radiation oncology physics: a handbook for
teachers and students. Viena: IAEA; 2005.
CAPÍTULO
14
Equipos y modalidades de imagen
utilizados en simulación
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
ÍNDICE
1 Introducción 197
2 Resonancia magnética 197
2.1 Principios físicos 197
2.2 Componentes 199
2.3 Características de la imagen de resonancia
magnética para radioterapia 200
3 Tomografía por emisión de positrones 201
3.1 Principios físicos 201
3.2 Los detectores 202
3.3 Características de la imagen de tomografía
por emisión de positrones para
radioterapia 202
4 Angiografía 203
4.1 Descripción de la técnica 203
4.2 Componentes 204
4.3 Características de la imagen de angiografía
para radioterapia 204
5 Tomografía computarizada 4D 204
5.1 Descripción de la técnica 204
5.2 Características de la imagen TC4D 205
6 Resumen 206
Bibliografía 206
1. INTRODUCCIÓN
2. RESONANCIA MAGNÉTICA
Dentro del proceso de simulación, la localización de
la lesión y los órganos sanos adyacentes se basa en
las imágenes de rayos X facilitadas por el simulador,
cuya descripción y fundamentos físicos son tratados
en otros capítulos (v. caps. 7 y 13). Sin embargo,
existen otras modalidades de imagen que pueden
proporcionar, en muchos casos, una información
adicional fundamental para la identificación de
estructuras, como la resonancia magnética (RM), la
tomografía por emisión de positrones (PET, positron
emission tomography) y la angiografía. Además, para
lesiones sometidas a movimiento, las imágenes proporcionadas por el simulador mediante tomografía
computarizada (TC) pueden presentar artefactos que
dificulten la localización anatómica de estructuras.
La modalidad conocida como TC4D permite obtener
datos tomográficos de alta calidad en presencia de
movimiento respiratorio.
2.1. Principios físicos
Toda esta mejora en la información espacial de los tejidos puede redundar en una optimización de la dosis
recibida por el tumor y los tejidos sanos circundantes.
Por otra parte, toda carga eléctrica que gira sobre sí misma se comporta como un imán. Así, los protones, que
poseen carga eléctrica positiva, podrán considerarse
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
La imagen de RM se basa en la propiedad que muestran los núcleos de algunos átomos que, situados en un
campo magnético intenso, pueden absorber la energía
de ondas electromagnéticas de radiofrecuencia (RF) y
posteriormente emitirla. Esta señal de RF emitida por los
núcleos es captada por antenas y utilizada para formar
la imagen (fig. 14-1).
La propiedad requerida por los núcleos es que dispongan
de momento angular o, en otras palabras, que describan
un movimiento alrededor de su eje (similar al de rotación de la tierra) (fig. 14-2A). Todos los núcleos con un
número impar de protones o neutrones presentan este
movimiento de rotación, también denominado espín
nuclear. En concreto, el hidrógeno cumple esta condición, ya que su núcleo está formado únicamente por
un protón.
197
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
FIGURA 14-1
Esquema simplificado de la generación de imágenes
mediante resonancia magnética.
(antiparalelos), define dos estados de energía cuya diferencia es proporcional a la intensidad de campo:
●
●
Estado paralelo, conocido como estado relajado o de
baja energía.
Estado antiparalelo, conocido como estado excitado
o de alta energía.
Dentro de un campo magnético siempre predominan
unos pocos en sentido paralelo (fig. 14-3B), cuya cantidad es proporcional a la intensidad de campo.
198
FIGURA 14-2
A) Movimiento de rotación de un núcleo atómico alrededor de su eje. B)
Líneas de campo magnético generado por este movimiento. C) Magnitud
definida a partir de dicho campo denominada momento magnético.
pequeños imanes que generan un pequeño campo
magnético (fig. 14-2B). Las características principales
de estos campos son su dirección y su intensidad, que
definen una magnitud denominada momento magnético
(fig. 14-2C).
Los núcleos empleados para formar la imagen son principalmente los núcleos del átomo de hidrógeno por
varios motivos:
●
●
El momento magnético es mayor que el de cualquier
otro núcleo que pueda utilizarse en RM.
Gran abundancia en el organismo en forma de agua
y grasa.
Si fuéramos capaces de sumar todos los momentos magnéticos de los protones que forman el cuerpo, podríamos
ver que el momento magnético resultante es nulo en
condiciones normales: los momentos magnéticos asociados a cada protón apuntan en todas las direcciones del
espacio, anulándose unos con otros (fig. 14-3A). Cuando
introducimos el cuerpo en un campo magnético intenso
ocurren dos fenómenos: alineación de los protones y el
movimiento de precesión.
La alineación de los protones, unos en el sentido del
campo (paralelos) y otros en el sentido opuesto
Simultáneamente a la alineación sucede otro fenómeno, el
denominado movimiento de precesión en el cual los protones giran sobre su eje alrededor de la dirección del campo
(movimiento similar al de una peonza) (fig. 14-4A). La
frecuencia o la velocidad de precesión en un campo magnético se denomina frecuencia de Larmor, y depende del
tipo de núcleo y de la intensidad del campo magnético. Por
lo tanto, en presencia de un campo magnético externo los
protones precesan, pero lo hacen desfasados, es decir, no
lo hacen de manera sincronizada (fig. 14-4B). El momento
magnético resultante sigue siendo no nulo en el sentido del
campo magnético externo.
Cuando incide una onda de RF sobre los átomos de
hidrógeno hace que su momento magnético se incline
(fig. 14-5A). Si la onda de RF posee una energía suficiente
como para superar la diferencia entre niveles de energía
paralelo-antiparalelo, el número de protones paralelos
y antiparalelos se igualará. Además, si la frecuencia de
la RF coincide con la frecuencia de precesión (Larmor)
se conseguirá que todos los protones precesen o roten
acompasados, es decir, en fase. Esto es exactamente el
fenómeno de resonancia.
Cuando el pulso de RF termina, los protones vuelven
a su estado anterior, es decir, se relajan devolviendo la
energía absorbida al entorno molecular, y el momento
magnético vuelve a su estado inicial (fig. 14-5B). Dicha
relajación puede dividirse en dos componentes:
●
Relajación longitudinal: los protones antiparalelos
vuelven al estado paralelo, con un tiempo de relajación característico T1.
CAPÍTULO 14
Equipos y modalidades de imagen utilizados en simulación
FIGURA 14-3
A) Momentos magnéticos asociados a los núcleos de 1H
en el cuerpo humano sin presencia de campo magnético.
B) Momentos magnéticos de los núcleos de 1H en el cuerpo
humano en presencia de campo magnético.
199
FIGURA 14-4
A) Movimiento de precesión de un núcleo de 1H
en presencia de un campo magnético. B) Movimiento
de precesión de los núcleos de 1H en el cuerpo
humano en presencia de un campo magnético.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
Relajación transversal: los protones se desacompasan
o desfasan, precesando más o menos rápido dependiendo de su entorno, con un tiempo de relajación
característico T2.
Ambos procesos generan señales que son recogidas por
bobinas o antenas, y cuyos tiempos de relajación son
dependientes del entorno molecular que se pretende
estudiar y, por tanto, darán información de la naturaleza
del tejido.
El proceso de localización de los protones en el espacio se
realiza en dos fases. En primer lugar, se divide el cuerpo
en pequeños volúmenes cúbicos o vóxeles. En segundo
lugar, para asignar la señal medida a su vóxel correspondiente se aplican gradientes en el campo magnético
producidos por las denominadas bobinas de gradiente.
Estos gradientes pueden aplicarse en cualquier dirección
del espacio, permitiendo localizar en el espacio una
señal concreta.
2.2. Componentes
●
Imán: genera el campo magnético externo. Los imanes
más comunes para la obtención de imágenes médicas
suelen variar entre 0,2 y 3 Teslas (T) para la intensidad
de campo (el campo magnético terrestre oscila entre
25 y 65 mT). Pueden ser permanentes, formados por
una gran pieza de material ferromagnético en forma
de C que no necesita aporte de energía externo, o
superconductores (fig. 14-6), formados por una serie
de grandes bobinas por las que circula una corriente
permanente gracias a un material que carece de resistencia eléctrica a muy baja temperatura (conseguida
a través de helio líquido).
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
FIGURA 14-5
A) Excitación nuclear en los átomos de 1H en presencia de campo magnético al incidir una onda de radiofrecuencia: inclinación del momento magnético.
B) Relajación nuclear al cesar la radiofrecuencia con la consiguiente emisión de señal: vuelta al estado inicial del momento magnético.
200
FIGURA 14-6
Componentes principales de un imán superconductor.
●
●
●
Bobinas de gradiente: suelen ser tres y presentan una
forma compleja. Por separado y sin campo magnético externo, permiten crear campos magnéticos (de
menor magnitud que aquel) en cada una de las tres
direcciones del espacio. Su activación combinada
con el campo magnético externo genera gradientes o
variaciones en este.
Antenas de transmisión: se encargan de emitir la señal
de RF. Un ejemplo de este tipo de antenas es la denominada antena de cuerpo, integrada en el gantry, que
también puede recoger la señal emitida.
Antenas de recepción: son las encargadas de recoger la
señal emitida por los núcleos. En general, estas antenas
están diseñadas específicamente para localizaciones
anatómicas concretas. Pueden ser envolventes, rodeando total o en parte al paciente, o de superficie, que se
adaptan al contorno del paciente en la zona a estudiar.
2.3. Características de la imagen de
resonancia magnética para radioterapia
Los datos proporcionados por un equipo de RM forman una matriz 3D cuyo formato de presentación más
habitual suele ser en planos transversales, sagitales y
coronales (fig. 14-7). Las ventajas que aporta la imagen
por RM a la actividad radioterápica son:
● Aporta información anatómica y fisiológica.
● Alto contraste entre tejidos blandos.
CAPÍTULO 14
Equipos y modalidades de imagen utilizados en simulación
FIGURA 14-7
Imagen de resonancia magnética. A) Plano transversal. B) Plano sagital. C) Plano coronal.
●
●
●
Muy sensible a cambios patológicos.
Se ven los vasos sanguíneos sin emplear agentes de
contraste.
No utiliza radiación ionizante.
Y las desventajas son:
●
●
●
●
●
Menor resolución espacial que la TC.
Tiempos de adquisición largos, lo que incrementa la
posibilidad de aparición de artefactos de movimiento.
Imposibilidad de visualizar hueso o calcificaciones
(no contienen hidrógeno).
El pequeño diámetro de apertura puede impedir
realizar los estudios (claustrofia, pacientes obesos).
Con campos magnéticos intensos se puede alterar la
geometría de las imágenes.
201
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
FIGURA 14-8
3. TOMOGRAFÍA POR EMISIÓN
DE POSITRONES
Proceso de aniquilación de un positrón emitido por un núcleo atómico, por
el que surgen dos fotones de igual energía, 511 keV, y sentidos opuestos
de movimiento.
3.1. Principios físicos
La forma de detección basada en una gammacámara PET,
se basa en el proceso de aniquilación que sufre el positrón en el organismo: desde que es emitido sufre diversas
colisiones hasta que pierde casi toda su energía; y cuando
ha recorrido unos pocos milímetros y está prácticamente
en reposo se combina con un electrón. Fruto de esta combinación o choque, la pareja electrón-positrón se aniquila
o desaparece (v. cap. 2), dando lugar a dos fotones con la
misma energía (511 keV) cada uno, los cuales se emiten
simultáneamente y en sentidos opuestos (fig. 14-8). Estos
fotones son detectados por detectores colocados en forma
de anillo, en cuyo centro está situado el paciente.
Un positrón es una partícula igual que el electrón
excepto en que tiene carga positiva. Al contrario que el
electrón, es una partícula que «vive» muy poco tiempo
(aproximadamente 10−9 s). Los positrones pueden ser
emitidos por núcleos de ciertos isótopos radiactivos del
carbono, el nitrógeno, el oxígeno, el flúor, etc., que son
elementos comunes constitutivos del cuerpo humano.
Los átomos de estos núcleos se utilizan para «marcar»
moléculas que son administradas al paciente, esto es, el
átomo (y, por tanto, su núcleo) se une a la molécula, a la
que acompañará durante el recorrido por el organismo.
A la molécula surgida de esta unión se la denomina radio­
marcador. El compuesto más utilizado en el área médica
es la glucosa marcada con 18F, formando la denominada
fluorodesoxiglucosa (FDG). Una vez en el cuerpo, el
radiomarcador (FDG) se acumula en las células metabólicamente activas. Como las células tumorales son más
activas que las células sanas, un incremento en la captación de radiomarcador puede estar correlacionado con
la presencia de células tumorales. En esta zona habrá,
por tanto, mayor emisión de positrones.
La línea que une los dos detectores implicados en la misma aniquilación se denomina línea de respuesta o de coinci­
dencia (fig. 14-9A). Cada detección de un fotón de aniquilación se denomina suceso o evento sencillo y para que esto
sea contabilizado como tal, precisa que ambos fotones de
511 keV alcancen el detector. Si se pierde alguno, la detección no se llevará a cabo. Esto puede corregirse mediante
una medida de la atenuación de los fotones como la que
proporciona una imagen TC y que dio lugar, entre otras
razones, a la fabricación de los equipos híbridos PET-TC.
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
FIGURA 14-9
Líneas de respuesta en un tomógrafo PET para una
coincidencia verdadera (A), una coincidencia aleatoria (B)
y una coincidencia por dispersión (C).
Para que ambas detecciones sean aceptadas como coincidencia real, lo que se llama suceso o evento verdadero,
deben cumplirse dos condiciones:
●
●
202
Ambos eventos se producen dentro de un tiempo o
ventana de coincidencia (típicamente 6-12 ns).
Ambos eventos presentan energías por encima de un
valor umbral que asegura que no han sufrido dispersiones de importancia por el camino.
Estas dos condiciones están diseñadas e integradas en
los circuitos electrónicos del equipo. Una ventaja de la
detección en coincidencia es que no se necesitan colimadores externos; así, se dice que un tomógrafo PET
funciona mediante colimación electrónica.
Además de los sucesos verdaderos, se producen sucesos
coincidentes que degradan la calidad de la imagen:
●
●
Coincidencias aleatorias: dos detectores opuestos
registran la llegada de su correspondiente fotón, con
una energía apropiada y dentro de una ventana de
coincidencia, pero cada uno de ellos procede de un
proceso de aniquilación distinto (fig. 14-9B).
Coincidencias por dispersión: durante el trayecto hacia
los detectores, los fotones pueden interaccionar con los
tejidos y sufrir cambios de dirección antes de alcanzar el
detector. Si estos choques son lo suficientemente importantes podrán modificar la trayectoria original del fotón y
generar una línea de coincidencia incorrecta (fig. 14-9C).
Al finalizar la adquisición, el sistema cuenta con información sobre el número de aniquilaciones por cada línea
de coincidencia entre dos detectores. Con este valor el
sistema puede asignar, mediante algoritmos matemáticos
de reconstrucción similares a los aplicados en TC, un
nivel de intensidad en un punto espacial concreto, en
función de la concentración del radiomarcador, y formar
con ello la imagen.
3.2. Los detectores
Están colocados formando anillos dentro de los cuales se sitúa el paciente. Consisten en un acoplamiento
óptico entre un cristal de centelleo y un tubo fotomultiplicador. El cristal de centelleo convierte los fotones
FIGURA 14-10
Bloque detector para PET formado por cristales de centelleo acoplados a
tubos fotomultiplicadores.
de aniquilación en luz visible. Para ello se requiere un
material muy denso que, con poco espesor, sea capaz
de «frenar» la radiación incidente. Los materiales más
habituales son BGO, LSO, GSO y NaI. El tubo fotomultiplicador cumple la misión de convertir la luz visible en
impulsos o señales eléctricas.
Los cristales y los tubos fotomultiplicadores están dispuestos en bloques independientes (fig. 14-10), de
manera que mientras se detecta un evento en uno de
ellos y se le asigna una posición, el resto de los bloques
siguen activos.
3.3. Características de la imagen
de tomografía por emisión de positrones
para radioterapia
Los datos proporcionados por el equipo PET forman una
matriz 3D cuyo formato de presentación más habitual
suele ser en planos transversales, sagitales y coronales
(fig. 14-11). Las ventajas que aporta la imagen PET a la
actividad radioterápica pueden resumirse en las siguientes:
●
●
Proporciona información metabólico-molecular.
Puede llegar a diferenciar lesiones o tumores malignos
del tejido sano que los rodea.
CAPÍTULO 14
Equipos y modalidades de imagen utilizados en simulación
FIGURA 14-11
Imagen de PET. A) Plano transversal. B) Plano sagital. C) Plano coronal.
●
●
El nivel de intensidad puede dar información del
grado de malignidad del tumor.
Permite realizar un seguimiento de la evolución de la
lesión y valorar el resultado del tratamiento.
Sin embargo, presenta una serie de inconvenientes:
●
●
La resolución geométrica de la imagen es muy baja
(tamaño de píxel típico: 4-5 mm).
Aporta poca o nula información anatómica
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Estos inconvenientes hacen que los bordes de la lesión
estén pobremente definidos. El desarrollo tecnológico de
sistemas que integran un equipo TC y un equipo PET permite la adquisición conjunta de datos que pueden llevar a
superar las limitaciones de ambas técnicas por separado.
Así, el empleo de equipos híbridos PET/TC se está convirtiendo en una herramienta muy útil dentro del proceso
radioterápico. Además de los beneficios que ofrece al combinar la información anatómica de la TC con la información metabólica de la PET, aporta una ventaja adicional en
comparación con las imágenes de PET y TC por separado: el
paciente se mantiene en la misma posición durante ambas
adquisiciones, ya que la mesa es la que se desplaza de un
escáner a otro. Esto hace posible fusionar ambos conjuntos
de imágenes de manera inmediata, utilidad que se pierde si
realizamos las imágenes en diferentes equipos.
Por otra parte, la disponibilidad de la imagen TC y su
óptima resolución geométrica, permiten disponer de
un archivo de transmisión que posibilita corregir por la
atenuación de los fotones de aniquilación.
203
FIGURA 14-12
Imagen craneal obtenida mediante angiografía.
La angiografía es un procedimiento invasivo de imagen
por rayos X cuya función es el estudio de los vasos circulatorios que no son visibles mediante la radiología
convencional. Su nombre procede de las palabras griegas
angeion (vaso) y graphien (descripción).
local. Se coloca una aguja pequeña en el vaso sanguíneo,
mediante la cual se introduce un alambre guía. Se desliza
posteriormente el catéter sobre el alambre, y luego sobre el
vaso sanguíneo. Introducido el catéter cuidadosamente por
el sistema vascular, se le hace avanzar manualmente hasta
la región de interés, observando su recorrido mediante
imágenes de rayos X. Una vez en la región de interés, se
inyecta a través del catéter un medio radioopaco o de contraste, de manera que los vasos que contienen la sustancia
de contraste aparecen delineados sobre el resto del tejido
(fig. 14-12). Las imágenes nos informan de la morfología
del árbol arterial, así como de la existencia de estrechamientos (estenosis), obstrucciones, dilataciones anormales, etc.
El procedimiento comienza con la introducción de un catéter flexible pequeño en una arteria o vena, previa anestesia
La angiografía se utiliza en radioterapia en el tratamiento
de malformaciones arteriovenosas (MAV) (un entramado
4. ANGIOGRAFÍA
4.1. Descripción de la técnica
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
igual que el panel de control, para realizar de forma
telemandada los movimientos de la mesa y el arco,
seleccionar la técnica, manejar las imágenes, etc.
4.3. Características de la imagen
de angiografía para radioterapia
Dado que el objetivo del estudio angiográfico es
visualizar la MAV y definir su localización espacial, se
requieren al menos dos proyecciones para determinar
sus coordenadas espaciales. De esta forma se puede
apreciar la secuencia del paso del medio de constraste
a través de la MAV, visualizándose de forma nítida en
un determinado momento (fig. 14-14). Es precisamente esta imagen la que es seleccionada para delinear la MAV en el sistema de planificación. La imagen
obtenida debe además contener las marcas fijadas al
marco estereotáxico, las cuales permiten correlacionar
las coordenadas del estudio angiográfico con las del
estudio con TC.
5. TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA 4D
5.1. Descripción de la técnica
FIGURA 14-13
204
Componentes principales de un angiógrafo.
arterial generalmente de origen congénito) mediante la
técnica denominada radiocirugía estereotáxica. Para ello,
el estudio debe realizarse con el paciente en posición de
tratamiento garantizado mediante el uso de la guía o marco estereotáxico utilizado para este cometido (v. cap. 13).
4.2. Componentes
Un angiógrafo (fig. 14-13) está compuesto por:
●
●
●
●
●
●
Arco en C: estructura en forma de C, en uno de cuyos
extremos hay un tubo de rayos X y en el otro un
intensificador de imagen, de forma que puede girar
alrededor de la mesa.
Mesa: lugar sobre el que se coloca el paciente, desplazable de forma telemandada, desde el mismo lugar
donde se encuentra o desde el puesto de control.
Panel de control en sala: consola desde la que se realizan los movimientos de la mesa y del arco. También
permite seleccionar la técnica de imagen: fluoroscopia
o radiografía, tamaño de foco, kilovoltaje, etc.
Monitores de televisión: sirven para visualizar las
imágenes que se adquieren durante el procedimiento.
Generador de alto voltaje: suministra la potencia eléctrica al tubo de rayos X.
Consola de trabajo: situada en el puesto de control fuera de la sala de intervenciones. Se utiliza, al
El estudio de simulación TC se realiza en un intervalo
de tiempo muy breve, por lo que no permite visualizar
el movimiento de los órganos (al contrario de lo que
ocurre en la simulación convencional si empleamos
el modo de fluoroscopia). De hecho, el movimiento
respiratorio durante la realización de estudios puede
provocar artefactos que alteren tanto el tamaño y la
forma como la densidad aparente de las estructuras
(fig. 14-15).
Para controlar o reducir los artefactos de movimiento
debidos a la respiración existen distintas técnicas de control respiratorio. La modalidad conocida como TC4D
consiste en sincronizar la adquisición de imágenes con
el movimiento respiratorio del paciente mientras este
respira libremente. Para llevar a cabo dicha sincronización, es necesario un sistema que monitorice el ciclo respiratorio del paciente. Esta información es transmitida
al equipo de TC, de forma que se controlan los disparos
de rayos X sincronizándolos al ciclo respiratorio. Existen
básicamente dos tipos de estudios de TC4D:
●
●
Estudio prospectivo: la adquisición de las imágenes se
realiza sincronizando un instante de la señal de la
respiración a la del disparo de los rayos X, obteniéndose todas en el mismo momento o fase del ciclo
respiratorio (fig. 14-16).
Estudio retrospectivo: la adquisición se hace durante
todo el ciclo respiratorio, generándose un conjunto
de datos que están etiquetados con cada momento del
ciclo. En el procesamiento posterior del estudio, en
que se procede a la reconstrucción u ordenación de las
imágenes según el instante del ciclo respiratorio que
se seleccione, se obtienen tantas series de imágenes
CAPÍTULO 14
Equipos y modalidades de imagen utilizados en simulación
FIGURA 14-14
Imágenes de angiografía para radioterapia en las que
se aprecian las marcas proporcionadas por el marco de
estereotaxia. A) Proyección anteroposterior. B) Proyección
lateral.
205
FIGURA 14-15
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Plano sagital de la imagen de tomografía computarizada de un maniquí, en cuyo interior hay una esfera y un cubo en diferentes condiciones.
A) Adquisición realizada sin movimiento. B-D) Adquisiciones realizadas con movimiento longitudinal aplicado sobre el maniquí, donde pueden
apreciarse los cambios de tamaño y forma provocados por dicho movimiento.
FIGURA 14-16
Esquema de adquisición TC4D de un estudio prospectivo,
en el cual, a modo de ejemplo, se lleva a cabo la adquisición
de datos en la fase de inspiración.
como fases o momentos del ciclo queramos reconstruir (fig. 14-17).
5.2. Características de la imagen TC4D
La información obtenida mediante un estudio TC4D permite valorar el movimiento de la lesión que se produce
a lo largo del ciclo respiratorio, evitando la aparición de
artefactos o emborronamientos de la imagen debidos
al movimiento.
Por otra parte, en una adquisición retrospectiva TC4D
se obtiene un conjunto de estudios TC3D en diferentes
fases respiratorias. Este conjunto de estudios puede combinarse de manera diferente durante la reconstrucción,
permitiendo valorar la amplitud del movimiento de
la lesión, pudiéndose llegar a trazar la envolvente de la
misma a lo largo de todo el ciclo respiratorio. Algunas
de estas técnicas de reconstrucción son:
●
Proyección de máxima intensidad (MIP): estudio
TC3D generado al seleccionar, para cada localización
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
FIGURA 14-17
Esquema de adquisición TC4D de un estudio retrospectivo,
en el cual, a modo de ejemplo, se consideran únicamente
tres fases de reconstrucción, aunque potencialmente
son N fases posibles.
●
●
206
de vóxel de todos los estudios de fase, el de mayor
valor de Unidad Hounsfield. Es útil para estructuras
cuya densidad es mayor que la del fondo, como por
ejemplo nódulos pulmonares de pequeño tamaño.
Proyección de mínima intensidad (MinIP): estudio
TC3D generado al seleccionar, para cada localización de vóxel de todos los estudios de fase, el vóxel
de menor valor de Unidad Hounsfield. Es útil para
objetos cuya intensidad es menor que la del fondo,
como ocurre en ciertos tumores de hígado.
Proyección de intensidad promedio (MeanIP): estudio TC3D generado al determinar el promedio de
todos los valores de Unidad Hounsfield, para cada
localización de vóxel de todos los estudios de fase.
6. RESUMEN
La aportación principal de los diferentes estudios de
imagen al proceso radioterápico es la de permitir una
identificación más precisa y eficiente de determinados
tipos de estructuras. Así, por ejemplo, la RM ofrece una
información anatómica muy precisa debido a su alta
resolución de bajo contraste (discriminación de tejidos de similar densidad). La PET aporta información
metabólica del comportamiento del tumor a partir de
moléculas marcadas con núcleos emisores de positrones.
La angiografía es una técnica de rayos X que aporta
información vascular mediante la introducción de una
sustancia de contraste en los vasos circulatorios. Por
último, la TC4D permite obtener datos tomográficos
de alta calidad en presencia de movimiento respiratorio
mediante la sincronización de la adquisición TC con el
ciclo respiratorio, disminuyendo el emborronamiento
de las imágenes.
Bibliografía
González J, Delabat RG, Muñoz C. Tecnología radiológica. Madrid:
Paraninfo; 1996.
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Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Baltimore: Lippincott Williams & Wilkins; 2010.
Lafuente J. Atlas de tecnología de la resonancia magnética: una explicación intuitive. 2ª ed. Madrid: Mallinckrodt; 2003-2004.
Martí-Climent JM, García MJ, Serra P, Boán JF, Richter JA. Tomografía
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Nucl. 2005;24:60-79.
Riederer SJ, Wood ML. Categorical course in physics: the basic physics
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Rodríguez-Romero R, Castro P. The influence of respiratory motion
on CT image volumen definition. Med Phys. 2014;41: 041701/11.
Ruiz JA, Melgarejo M, Ossola G, Martín R, Ordovas A, Kostvintseva O.
Tomógrafos PET. Rev Esp Med Nucl. 2001;20:561-74.
CAPÍTULO
15
Registro y fusión de imágenes
multimodalidad
Pablo Castro Tejero
ÍNDICE
1 Introducción 207
2 Integración de imágenes multimodalidad
3 Registro 208
3.1 Tipos de transformaciones 208
3.2 Métodos de registro según
su naturaleza 208
207
1. INTRODUCCIÓN
La tomografía computarizada (TC) es la modalidad
que sirve de base para la planificación de tratamientos
en radioterapia, debido, entre otros aspectos, a que el
cálculo de dosis se basa en la información espacial de
densidades de los tejidos que proporciona las Unidades
Hounsfield. Sin embargo, cada vez más se están incorporando distintos tipos de imagen que proporcionan
información adicional muy valiosa a la hora de la localización de estructuras. Este hecho está haciendo que
la integración de la imagen multimodalidad sea una
herramienta indispensable en la práctica clínica.
La integración de imágenes multimodalidad puede dividirse en dos etapas. En la primera de ellas, el registro, se
realiza una serie de transformaciones geométricas entre
las diferentes imágenes de cada modalidad hasta lograr
su coincidencia. Existen diversos métodos de registro,
que se diferencian unos de otros en aspectos tales como
el tipo de transformación aplicada, las modalidades
implicadas o el algoritmo de optimización. Una vez establecida la correspondencia geométrica se lleva a cabo la
segunda etapa, la fusión, que consiste en la superposición
visual de las imágenes previamente registradas, lo que
permite la comparación directa entre ellas.
2. INTEGRACIÓN DE IMÁGENES
MULTIMODALIDAD
La mayor parte de los sistemas de planificación ofrecen la posibilidad de combinar la información de
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
4 Fusión 210
5 Resumen 211
Bibliografía 211
diferentes estudios de imagen mediante un proceso
de integración de imágenes. En cualquier proceso de
integración de imágenes intervienen dos elementos
(fig. 15-1):
1. Estudio de referencia o primario: permanece inalterado, sin sufrir modificaciones durante el proceso.
2. Estudio flotante o secundario: se realiza una serie de
transformaciones con el fin de que coincida con el
estudio de referencia.
En radioterapia, la estrategia más común es integrar
cada uno de los estudios de imagen adicionales res­
pecto al estudio de TC que se utilizará para la planificación del tratamiento. Por tanto, este estudio de TC
se considerará el estudio primario, y el estudio sobre
el que se realizarán las modificaciones, sea tomo­
grafía por emisión de positrones (PET) o resonancia
magnética (RM) habitualmente, será el estudio secun­
dario.
El número de dimensiones de las imágenes que se manejan en la mayoría de los casos en la práctica radioterápica
es de tres. El estudio primario es un estudio tomográfico,
TC3D, al igual que ocurre con el estudio secundario, por
lo que se habla de integración 3D/3D.
Las imágenes secundarias proceden principalmente de
modalidades como la PET o la RM, y de ahí el nombre
de integración multimodalidad TC/PET o TC/RM. También puede incluirse la integración con el estudio de
imagen obtenido en la unidad de tratamiento para
verificar la posición del paciente mediante TC de haz
207
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
Al aplicar una transformación geométrica a una imagen
se modifican las coordenadas de sus vóxeles, de modo
que cada punto se traslada a una nueva coordenada,
alterando la geometría de la imagen original. El grado
de deformación será mayor o menor según la transformación que se emplee en el proceso.
3.1. Tipos de transformaciones
Podemos clasificar las transformaciones en dos grupos:
lineales, en las cuales se consideran sólo traslaciones,
rotaciones o cambios de escala, y no lineales, también
llamadas elásticas o deformables, que permiten deformar
elásticamente una imagen para que se parezca a la de
referencia (fig. 15-2). Las transformaciones lineales, a
su vez, pueden catalogarse en:
●
●
FIGURA 15-1
Esquema del proceso de integración de imágenes.
cónico (integración TC/CBCT)1. Además, puede darse el
caso de que se realicen diferentes estudios con la misma
modalidad a lo largo del tiempo, por ejemplo para comprobar la evolución del tumor. Se hablaría entonces de
integración monomodalidad.
208
Además, cuando las imágenes adquiridas provienen
de un mismo paciente, como ocurre habitualmente, se
denomina integración intrasujeto. En caso de proceder de
distintos pacientes se hablaría de integración intersujeto.
El proceso de integración multimodalidad puede dividirse en dos etapas:
●
●
Registro: a través de una serie de transformaciones
geométricas se consigue que ambos conjuntos coincidan o «encajen» lo mejor posible.
Fusión: permite la visualización conjunta de las imágenes en el mismo plano para comprobar su correcta
alineación.
3. REGISTRO
El registro puede definirse como el proceso de establecer
la correspondencia espacial para cada punto de la imagen primaria con un punto en la imagen secundaria, de
manera que sea posible la comparación directa entre
ellas2. Para ello, se aplican una serie de transformaciones
que tratan de corregir las diferencias geométricas existentes (tamaño, orientación, distorsión espacial, etc.).
Puede decirse, por tanto, que el registro proporciona una
referencia geométrica común a partir de las imágenes
originales del objeto.
Cabe mencionar también la verificación hecha en la unidad de tratamiento con placas que presentan una proyección 2D comparadas
con las radiografías reconstruidas digitales. En este caso se trataría
de integración 2D/2D.
2
La palabra «registro» es un anglicismo derivado directamente del
inglés registration.
1
●
●
Transformaciones rígidas: aquellas en las que se traslada y rota la imagen original, conservando todas las
distancias.
Transformaciones rígidas con escalado: igual que el
caso anterior, pero añadiendo un escalado o zoom,
que puede aplicarse en toda la imagen por igual o de
manera diferente para cada una de las dimensiones.
Transformaciones afines: conservan la rectitud de las
líneas, la planitud de las superficies y el paralelismo
entre líneas, pero permiten que los ángulos cambien.
Transformaciones de perspectiva: suponen un cambio
de perspectiva en la imagen, debiendo cumplir, únicamente, que las líneas rectas y las superficies planas
lo sigan siendo tras la transformación.
Las transformaciones lineales son útiles cuando las estructuras que se registran son óseas o delimitadas por huesos.
Sin embargo, la deformación que sufren los tejidos blandos
y algunos órganos, como los pulmones debido al movimiento respiratorio, o el corazón debido al movimiento
cardiaco, no puede compensarse totalmente mediante
transformaciones lineales. En estas circunstancias es conveniente aplicar modificaciones locales, que descomponen el
volumen original en volúmenes más pequeños aplicando
transformaciones lineales a cada uno de ellos. Sin embargo, en muchos casos estas técnicas no son suficientes para
lograr una coincidencia anatómica aceptable. La solución
pasa por utilizar transformaciones no lineales o elásticas.
Existen diversos modelos atendiendo al grado de complejidad, siendo el más complejo aquel en que cada punto
o vóxel puede moverse independientemente.
Cada una de las transformaciones citadas incrementa
su complejidad de cálculo según el orden en que se han
ido mencionando, lo que supone mayores dificultades
de implementación y validación, aparte de los mayores
costes computacionales que conllevan.
3.2. Métodos de registro según
su naturaleza
De acuerdo con la naturaleza del registro es posible hacer
la siguiente clasificación:
● Registro por equivalencia de puntos.
● Registro por equivalencia de superficies.
● Registro basado en la intensidad.
CAPÍTULO 15
Registro y fusión de imágenes multimodalidad
FIGURA 15-2
Ejemplos de diferentes tipos de transformación
geométrica en dos dimensiones.
REGISTRO BASADO EN PUNTOS
Los métodos basados en puntos consisten en reconocer o
identificar parejas de puntos comunes en cada estudio. A
partir de las coordenadas de los puntos, que representan
la misma posición en el paciente, puede calcularse la
transformación rígida para el registro de los dos estudios.
Estos puntos comunes o equivalentes pueden ser definidos por el operador o automáticamente. Dependiendo
de si los puntos se obtienen empleando marcadores
artificiales o características anatómicas de las imágenes,
se distinguen:
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
Registro por medio de marcadores externos o extrínsecos: hace uso de dispositivos o marcadores no pertenecientes a la propia anatomía y que son adosados
artificialmente al paciente. Ejemplos de estos marcadores son los marcos de estereotaxia, los marcadores
fiduciales y los moldes o monturas. El marco estereotáxico para radiocirugía es un dispositivo invasivo
que consiste en fijar, mediante unos punzones, un
anillo rígido al cráneo del paciente, sobre el que se
colocan marcadores o referencias específicas para cada
modalidad de imagen utilizada (v. cap. 19). Este procedimiento garantiza una buena precisión, pero tiene
como principal inconveniente la incomodidad, molestia y dolor provocados al paciente. Los marcadores no
invasivos son más sencillos de usar. De ellos, los que
se colocan sobre la piel son los más utilizados y consisten en pequeñas cápsulas adhesivas que portan una
pequeña cantidad de sustancia identificable en todas
las modalidades de imagen. A pesar de su comodidad,
están sujetos a la movilidad de la piel, lo cual puede
reducir su precisión. Los moldes faciales, dentales o las
gafas son una solución intermedia, pero su uso es más
complejo y también pueden moverse. Sea cual sea el
marcador escogido, debe asegurarse que es claramente
identificable en todas las modalidades de imagen que
se pretende registrar. La principal desventaja de estos
●
métodos es la necesidad de que todos los estudios
tengan los mismos marcadores colocados en el mismo
lugar y de la misma forma, lo que no siempre resulta
posible si los estudios de imagen se llevan a cabo en
departamentos diferentes o incluso en fechas distintas.
Registro por medio de marcadores anatómicos o
intrínsecos: emplea estructuras anatómicas visibles
en todas las modalidades a registrar. Tiene la desventaja de que el reconocimiento de los marcado­
res anatómicos no siempre es fácil. Así, la informa­
ción anatómica proporcionada por cada modalidad
de imagen limitará la identificación inequívoca de
los marcadores al usuario que realiza el registro.
REGISTRO BASADO EN SUPERFICIES
En general, los bordes o superficies son más distinguibles
en las imágenes médicas que las características anatómicas concretas. El método de registro basado en superficies
consiste en la identificación de las superficies correspondientes en cada imagen y la determinación de la transformación para obtener la mejor coincidencia posible. El
registro por superficies permite transformaciones tanto
flexibles como rígidas.
Para llevar a cabo la transformación es necesario segmentar o contornear la superficie de una estructura. Este
proceso de segmentación suele realizarse de manera
automática o semiautomática, siendo la superficie de la
piel una de las más utilizadas, ya que la interfase entre
la piel y el aire circundante tiene un buen contraste en la
mayoría de las modalidades de imagen.
Tanto el registro basado en puntos como el de coincidencia de superficies suelen tener un buen comportamiento
con imágenes anatómicas (TC o RM).
REGISTRO BASADO EN LA INTENSIDAD
El registro basado en la intensidad consiste en el cálculo
de la transformación que alinea dos imágenes, utilizando
209
PARTE 4
Aspectos físicos de la simulación en radioterapia
FIGURA 15-3
Ejemplo de fusión de imágenes TC/RM mediante el
método de «lado a lado», con el cursor conectado.
210
sólo los valores de cada vóxel. A diferencia de los métodos antes descritos, para registrar las imágenes se utiliza
toda la información contenida en la imagen, en vez de
un pequeño conjunto de puntos o superficies. La base
de estos métodos es la generación de una función matemática (denominada función de coste), a partir de una
combinación aritmética de los valores de vóxel de las
imágenes, que proporcione una medida del parecido
entre ellas. Dicha función alcanzará un valor óptimo
cuando las imágenes estén alineadas. El algoritmo de
optimización es iterativo, esto es, la transformación se
va modificando hasta que la función de coste alcanza un
máximo que indica un registro correcto de las imágenes.
●
●
«Cortinilla móvil»: permite situar un estudio sobre
el otro sin mezclarlos, de modo que desplazando el
cursor se visualice el estudio situado por debajo del
primero (fig. 15-4).
Superposición mediante escala de grises o colores: se
presentan los estudios superpuestos, cada uno de ellos
con colores o escalas de grises previamente definidas
por el usuario (fig. 15-5). Mediante una barra de
Los métodos más comunes, cuando se quieren registrar
datos provenientes de estudios TC3D exclusivamente,
son el registro por minimización de diferencias de intensidad y el registro por correlación cruzada de los valores
de intensidad. Para el registro de modalidades diferentes,
aunque también es aplicable a modalidades similares,
el tipo más habitual es la técnica basada en la teoría de
la información que emplea como función de coste la
información mutua. La complejidad de tales técnicas
cae fuera del alcance de este libro.
Este tipo de registros se aplican de manera automática,
por lo que se requiere una revisión por parte de la persona encargada una vez realizados.
4. FUSIÓN
La segunda etapa de la integración es la fusión o superposición visual de los estudios de imagen previamente
registrados, y permite la visualización conjunta de los
vóxeles de cada imagen.
Existe una gran variedad de técnicas para presentar datos
fusionados. A continuación se comentan los más utilizados en radioterapia:
●
«Lado a lado»: se visualizan ambos estudios a la vez,
pero en ventanas diferentes y con el cursor sincronizado (fig. 15-3).
FIGURA 15-4
Ejemplo de fusión de imágenes TC/RM mediante el método de la «cortinilla
móvil».
CAPÍTULO 15
Registro y fusión de imágenes multimodalidad
FIGURA 15-5
Ejemplos de fusión de imágenes TC/RM mediante escala
de colores (A, verde TC y rojo RM) y mediante escala de
grises (B).
desplazamiento puede acentuarse el nivel de visualización de un estudio frente al otro, de manera que
en un extremo de la barra únicamente se visualizará
el estudio primario y en el otro el estudio secundario.
En posiciones intermedias, los estudios aparecerán
mezclados en un porcentaje establecido por el nivel
seleccionado en la barra de desplazamiento.
Existen también otros métodos que emplean algoritmos
mucho más sofisticados, pero que no caen dentro de los
objetivos de este libro.
Una utilidad de la fusión de imágenes en radioterapia es
la posibilidad de contornear o segmentar una estructura
en la modalidad con mejores prestaciones para su visualización, traspasando posteriormente dichos contornos
al estudio primario con TC de planificación. Este proceso
recibe el nombre de mapeo de estructuras.
5. RESUMEN
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
En la práctica clínica oncológica es cada vez más habitual
realizar diferentes estudios de imagen al mismo paciente,
ya sea empleando distintas modalidades o con la misma modalidad a lo largo del tiempo. Los sistemas de
planificación ofrecen la posibilidad de integrar estos
estudios, de manera que la información suministrada
por cada modalidad, habitualmente complementaria,
puede mejorar el resultado final en la definición de
lesiones o de ciertas estructuras.
Para combinar la información de los diferentes estudios
es necesario corregir las diferencias geométricas existentes entre ellos. Al proceso de establecer la correlación
espacial punto a punto entre las diferentes imágenes,
de manera que sea posible la comparación directa entre
ellas, se le denomina registro. Una vez realizado el registro, las imágenes pueden visualizarse de manera conjunta
integrando los datos de ambas; esta etapa se denomina
fusión. Ambas etapas pueden llevarse a cabo de diversas
formas. La elección de uno u otro método dependerá de
la aplicación particular y de los tipos de modalidades
involucrados.
Bibliografía
Kessler ML. Image registration and data fusion in radiation therapy.
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Lampreave JL, Desco M, Benito C, Domínguez P, López J, Bittini A,
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Pascau J. Integración de imágenes biomédicas: técnicas basadas en
teoría de la información. Tesis doctoral; 2006.
Salvador FJ, Jiménez P. Fusión y correlación de imágenes multimodalidad. Revista Oncología. 2002;25:76-88.
211
CAPÍTULO
16
Procedimientos tecnológicos.
El control de calidad
en la simulación
Pablo Castro Tejero, Patricia Sánchez Rubio y Julia Garayoa Roca
ÍNDICE
1. Introducción 212
2. Objetivos 212
3. Marco normativo en España 212
4. Pruebas de control de calidad 213
4.1.Simulador convencional 213
4.2.Simulador TC 213
5. Resumen 213
Bibliografía 213
212
1. INTRODUCCIÓN
2. OBJETIVOS
Un simulador es un equipo de rayos X que se utiliza no
como herramienta diagnóstica sino como herramienta
del proceso de radioterapia para la localización de es­
tructuras, el diseño del tratamiento y, en caso de pre­
sentar capacidad de adquisición tomográfica, el
cálculo de dosis. Por todo ello, debe proporcionar
una información geométrica exacta y una calidad de
imagen lo suficientemente buena como para obtener
una información anatómica precisa. Así, el control
de calidad de estos equipos puede dividirse en dos
grupos: un grupo de pruebas que incluye el funcionamiento geométrico y mecánico del equipo, y otro
que estudia la calidad de las imágenes1. De la misma
manera, todo equipo empleado en la adquisición de
imágenes adicionales para la localización de la lesión
habrá de pasar unas determinadas pruebas de control
de calidad que aseguren su idoneidad para el proceso
radioterápico.
El control de calidad en los equipos de simulación de
radioterapia tiene dos objetivos fundamentales:
1
Existe una tercera categoría, relacionada con el funcionamiento del
generador de rayos X. Este grupo incluiría pruebas relacionadas
con la emisión de rayos X: dosis al paciente, control automático
del haz, coincidencia técnica de la irradiación con la programada
en la consola, etc. Esta categoría cae fuera de los objetivos de este
libro y, por tanto, no se va a desarrollar aquí.
●
●
Comprobar el correcto funcionamiento mecánico
del equipo, para evitar o reducir la probabilidad de
cometer errores que puedan transmitirse a la unidad
de tratamiento y desembocar en una mala administración de este.
Hacer posible la obtención de imágenes de alta calidad que permitan localizar con precisión y exactitud
la lesión y los órganos de riesgo cercanos, compatible
con la menor dosis posible al paciente, respetando los
niveles de referencia, como en cualquier estudio de
radiodiagnóstico.
3. MARCO NORMATIVO EN ESPAÑA
A efectos normativos, el control de calidad del funcionamiento mecánico de los equipos de simulación se recoge
en el RD 1566/1998, por el que se establecen los criterios
de calidad en radioterapia.
Por otro lado, el control de calidad sobre la calidad de
imagen puede adaptarse a partir del RD 1976/1999, por
el que se establecen los criterios de calidad en radiodiagnóstico. Más en profundidad, el Protocolo Español
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 16
Procedimientos tecnológicos. El control de calidad en la simulación
de Control de Calidad en Radiodiagnóstico, publicado
en 2011, detalla las pruebas a realizar para diferentes
equipos de rayos X, incluyendo los sistemas digitales,
que desde hace unos años se están imponiendo en el
campo. Los requisitos o pruebas pueden modificarse por
razones justificadas en función de los objetivos de los
estudios llevados a cabo y de la tecnología disponible. En
el caso de los equipos de simulación, las exigencias sobre
las imágenes cuyo uso será destinado al tratamiento
radioterápico serán diferentes a las que deben cumplir
las destinadas a uso diagnóstico.
El responsable de realizar las pruebas de control de calidad es el radiofísico hospitalario, con una periodicidad
establecida según la normativa vigente.
4. PRUEBAS DE CONTROL
DE CALIDAD
4.1. Simulador convencional
PRUEBAS GEOMÉTRICAS
El simulador convencional es una máquina que imita los
movimientos de la unidad de tratamiento, por lo que el
funcionamiento mecánico del equipo deberá ser igual
de preciso. Por este motivo, las pruebas geométricas del
simulador convencional serán las mismas que para la
unidad de tratamiento.
PRUEBAS DE CALIDAD DE IMAGEN
●
●
Modo radiográfico: verificación de ausencia de artefactos en la imagen.
Modo fluoroscópico:
● Visualización de la escala de grises en el monitor.
● Resolución espacial.
● Uniformidad de la resolución.
● Umbral de sensibilidad a bajo contraste.
● Verificación de ausencia de artefactos en la imagen.
4.2. Simulador TC
PRUEBAS GEOMÉTRICAS
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
●
●
●
●
Alineación de los láseres y coincidencia en el eje de
rotación.
Comprobación de la orientación del paciente en la
imagen.
Horizontalidad de la mesa bajo carga.
Exactitud de los desplazamientos vertical y longitudinal de la mesa de acuerdo a los indicadores digitales.
Verificación de la localización geométrica de cortes
seleccionados en el escanograma.
PRUEBAS DE CALIDAD DE IMAGEN
●
Integridad espacial midiendo la separación entre dos
puntos en la imagen separados una distancia conocida.
●
●
●
●
●
●
Constancia y exactitud de las Unidades Hounsfield
para diferentes materiales de densidad conocida.
Uniformidad de la imagen en una región homogénea.
Ruido de la imagen.
Resolución espacial.
Resolución a bajo contraste.
Verificación de la ausencia de artefactos en la imagen.
En ciertos casos, la determinación del volumen de
tratamiento y su posición relativa a los órganos sanos
adyacentes pueden llevarse a cabo con mayor precisión
utilizando otras modalidades de imagen, como la resonancia magnética (RM), la tomografía por emisión de
positrones, la angiografía o la tomografía computarizada
4D. Debido a ello, estos equipos han de someterse también a pruebas de control de calidad que aseguren una
adecuada calidad de la imagen sin presencia de artefactos
que puedan comprometer la localización de la lesión
respecto a la imagen de simulación. Los artefactos más
habituales se presentan como una distorsión geométrica
en la imagen, y son más frecuentes en RM, debido a la
no homogeneidad del campo magnético, o en imágenes
adquiridas con intensificador de imagen, como por ejemplo el angiógrafo o el propio simulador convencional.
5. RESUMEN
Todo simulador debe proporcionar una información
geométrica exacta y una calidad de imagen lo suficientemente buena para obtener una información anatómica
precisa. Con el objetivo de cumplir estos requerimientos
es importante someter a los equipos de simulación a un
estricto control de calidad. Pueden distinguirse dos tipos
de pruebas dentro del control de calidad: las que sirven
para comprobar su correcto funcionamiento geométrico y mecánico, y las que contrastan la calidad de las
imágenes.
Bibliografía
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Decreto%201566%201998.pdf.
REAL DECRETO 1976/1999 de 23/12/1999 por el que se establecen los criterios de calidad en radiodiagnóstico BOE n° 311 de
29/12/1999. Disponible en http://www.sepr.es/html/recursos/
normativa/Real%20Decreto%201976%201999.pdf.
213
Página deliberadamente en blanco
PARTE
Aspectos físicos
de los tratamientos
radioterápicos.
Planificación dosimétrica
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
17. Conceptos y herramientas de la dosimetría clínica en teleterapia 216
18. Planificación de tratamientos de teleterapia 228
19. Técnicas avanzadas de planificación 241
20. Control de calidad en las planificaciones de los tratamientos radioterápicos 249
5
CAPÍTULO
17
Conceptos y herramientas
de la dosimetría clínica
en teleterapia
Jaime Martínez Ortega y Luis Núñez Martín
ÍNDICE
216
1. Introducción 216
2. De la prescripción al informe dosimétrico 217
2.1.Los registros 217
2.2.La organización de la planificación
dosimétrica 217
2.3.La planificación dosimétrica 218
3. Denominación de los volúmenes
según ICRU 218
4. Curvas de isodosis 220
4.1.Isodosis 220
4.2.Distribución relativa y absoluta.
Punto de normalización 221
5. Histograma dosis-volumen 222
5.1.Concepto de histograma 222
1. INTRODUCCIÓN
En este capítulo se estudiará el proceso de la dosimetría
clínica. En el capítulo 10 se ha visto la dosimetría física,
que comprende los trabajos relacionados con la determinación de la dosis absorbida mediante un detector en un
medio físico como el agua. La dosimetría clínica comprende los trabajos relacionados con la determinación,
mediante medida o cálculo, de la dosis absorbida en el
paciente.
El conocimiento preciso de la dosis absorbida en el interior del paciente podría hacerse introduciendo detectores de radiación en su interior, algo prácticamente
imposible. Una aproximación a esta solución es la denominada «dosimetría in vivo», la cual utiliza detectores
(semiconductores, termoluminiscencia, etc.) colocados
superficialmente sobre la piel del paciente o en cavidades
anatómicas, que proporcionan unas señales que pueden
5.2.Histograma dosis-volumen diferencial 222
5.3.Histograma dosis-volumen
acumulativo 222
6. Prescripción de la dosis 223
6.1.El punto ICRU y la isodosis
de prescripción 224
6.2.Prescripción a volumen. Importancia 224
7. Algoritmos de cálculo 224
7.1.Algoritmos basados en correcciones 225
7.2.Algoritmos basados en modelos 225
7.3.Método de Monte Carlo 226
8. Control de calidad del planificador 226
9. Resumen 227
Bibliografía 227
ser traducidas a la dosis absorbida en un determinado
punto.
La realidad es que este procedimiento sólo está indicado
como verificación o control de calidad de otro que es el
realmente utilizado, consistente en la estimación, por
cálculo, de la dosis absorbida y su distribución en el
cuerpo del paciente, mediante potentes ordenadores,
denominados sistemas de planificación dosimétricos o
«planificadores».
La radioterapia moderna no consiste únicamente en
prescribir la dosis absorbida que debe administrarse
al tumor, sino también en cuantificar, por medida o
cálculo, tanto lo que realmente recibe el tumor, como
lo que pueden recibir los tejidos sanos y órganos de
riesgo que ha de ser lo mínimo posible.
El conocimiento preciso, y previo a la administración del
tratamiento, de la dosis y su distribución en el cuerpo
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 17
Conceptos y herramientas de la dosimetría clínica en teleterapia
del paciente permite tomar las decisiones clínicas adecuadas, acordes con la distribución espacial de la dosis.
La descripción y el estudio de los procedimientos y las
herramientas utilizados para realizar esta tarea es el
objeto del presente capítulo.
2. DE LA PRESCRIPCIÓN
AL INFORME DOSIMÉTRICO
La actividad radioterápica se estructura en una serie de
procesos entrelazados, en los que están involucrados
diferentes profesionales, tal como se describe con detalle
en el capítulo 9. De ellos, los comprendidos entre la
prescripción y el inicio del tratamiento constituyen el
núcleo de la actividad del servicio de radiofísica y protección radiológica, y es donde radica su responsabilidad
máxima. Este conjunto de procesos se denomina «planificación dosimétrica» o, de manera abreviada, «planificación» (planning), según lo considera la International
Commission on Radiation Units and Measurements
(ICRU) en su último informe sobre el tema (Report 83;
http://www.icru.org/link-index), titulado Prescribing,
Recording and Reporting Photon Beam IMRT. Hay que
decir que estos informes ICRU constituyen una guía
de uso muy importante en lo que se refiere a establecer
recomendaciones de ámbito internacional en diferentes
materias, entre las que se encuentra el uso terapéutico de
las radiaciones ionizantes.
En este capítulo se tratará el proceso referido al cálculo
dosimétrico y sus herramientas de ayuda para la evaluación y la decisión a tomar y registrar como un informe
dosimétrico.
2.1. Los registros
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La prescripción y el informe dosimétrico suponen dos pilares
de los tratamientos radioterápicos, por cuanto con estos
documentos se ha de definir y registrar de forma inequívoca, por un lado, lo que se quiere hacer para conseguir
unos objetivos terapéuticos, y por otro, lo que se puede
hacer para lograrlos.
Da idea de la importancia de los registros a realizar en
el curso de la planificación el hecho de que ICRU ha
dedicado sucesivos informes (50, 62 y 83) a actualizar
sus recomendaciones sobre el tema.
Los registros de la prescripción y el informe dosimétrico son indispensables, por razones administrativas
y científicas. Por razones administrativas, en cuanto
es de obligado cumplimiento incluirlos en la historia
clínica de los pacientes, según se establece en el ordenamiento jurídico español, Art. 14 y 15 de la Ley 41/2002,
básica reguladora de la autonomía del paciente y de
derechos y obligaciones en materia de información y
documentación clínica (http://www.boe.es/buscar/act.
php?id=BOE-A-2002-22188). Así mismo, la inclusión en
la historia clínica viene a dar cumplimiento de la citada
Ley 41/2002, que en su Art. 1.6 establece que «Todo
profesional que interviene en la actividad asistencial está
obligado no sólo a la correcta prestación de sus técnicas,
sino al cumplimiento de los deberes de información y
de documentación clínica, y al respeto de las decisiones
adoptadas libre y voluntariamente por el paciente».
Las razones científicas son también varias. Una primera
es porque la prescripción supone la concreción del plan
de tratamiento: es un proceso de escritura, pero también
es un proceso mental en que el especialista médico debe
concretar y establecer, de acuerdo a sus conocimientos,
lo que entiende que debe hacerse, lo cual deberá ser
contrastado con lo que realmente resulte en el cálculo
dosimétrico y se exprese en el informe de este. Otra razón
es porque el informe dosimétrico es la constatación de
lo que se puede hacer y se va a ejecutar en las unidades
de tratamiento. Este registro, junto con los de todos los
pacientes tratados, constituye la base del conocimiento
por cuanto es donde se contienen los datos objetivos
de los tratamientos administrados, que permitirán establecer la relación causa (dosis)-efecto radiobiológico,
absolutamente necesaria para poder avanzar en el conocimiento científico de los efectos de la radioterapia.
Entre ambos procesos, prescripción e informe dosimétrico, se produce «la cocina» del tratamiento: el cálculo
dosimétrico y el debate optimizador entre los especialistas médicos y físicos sobre los resultados logrados, lo cual
producirá por consenso el tratamiento más adecuado.
2.2. La organización de la planificación
dosimétrica
La interrelación de los procesos y los procedimientos
exige una organización que garantice su mejor desarrollo
para lograr la mayor eficiencia del tratamiento, con las
máximas celeridad, exactitud y seguridad.
Así pues, es necesario establecer con claridad las condiciones de la transición entre los procesos, de manera que
puedan llegar a realizarse sobre plataformas informáticas
de un modo automático o casi automático.
Un ejemplo de ello se encuentra en el proceso de
aceptación de las planificaciones dosimétricas, en el
que una vez encontrada una solución ajustada a la prescripción, la aceptación de esta puede requerir o no un
debate presencial de los profesionales, dependiendo de
si existen problemas en alcanzar una clara satisfacción
de los requerimientos de la prescripción. La transición al
siguiente proceso debería estar debidamente protoco­
lizada, de forma que pudiera realizarse telemáticamente
la aceptación, una vez aprobada y refrendada su validez.
Alcanzar este estado de organización requiere un estudio
detallado de los procesos y procedimientos, en el cual
deben participar todos los profesionales que participan
en la misma, así como la disponibilidad de los recursos
instrumentales adecuados.
Un desajuste organizativo no es infrecuente. Uno
de los problemas más importantes que actualmente
217
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
pueden encontrarse son los debidos a los desajustes en
la integración entre los sistemas de información hospitalarios, las redes telemáticas departamentales y los
sistemas computarizados de planificación dosimétrica,
que conviven en los centros y hospitales, tal como se
expuso en el capítulo 8 y que brevemente se mencionan
a continuación con el objeto de entender mejor dicho
problema de integración, originado por los distintos
fines para los que cada uno de ellos está concebidos.
En cuanto a los sistemas de información hospitalarios
(HIS, Hospital Information System), son productos dedicados a gestionar la comunicación, registrar y almacenar
todos los datos resultados de los procesos de diagnóstico
y tratamiento en los que se encuentran involucrados los
pacientes y los profesionales que los atienden, con un
alcance intrahospitalario e interhospitalario. Es decir,
mueven y almacenan la información fundamentalmente
de las historias clínicas de los pacientes (entendida esta
en el sentido más general).
También son de ámbito hospitalario los sistemas de
información radiológicos (RIS, Radiological Information
System), que manejan y almacenan toda la información
relativa a los estudios de imagen, sea cual sea su modalidad.
218
Las redes departamentales radioterápicas están orientadas al manejo de la información producida dentro de las
instalaciones de radioterapia, y gestionan y relacionan
los sistemas y máquinas que conviven dentro de ellas:
simuladores, aceleradores, sistemas de cálculo dosimétrico y sistemas dosimétricos de control y verificación de los
cálculos dosimétricos y de las unidades de tratamiento.
Los sistemas de planificación dosimétricos son ordenadores dirigidos al cálculo de las distribuciones de dosis
y están conectados con las redes departamentales radioterápicas, comunicando y transmitiendo la información
de las planificaciones dosimétricas a las unidades de
tratamiento.
Como se puede observar y entender, estos diferentes sistemas deben estar bien integrados, de manera que permitan un desarrollo fluido de la actividad, algo que no
siempre se consigue debido a la muy diferente funcionalidad para la que están destinados. Los desarrolladores
de estos sistemas, pese a la gran flexibilidad que los
sistemas informáticos ofrecen hoy en día, no acaban de
resolver los problemas mutuos de compatibilidad.
2.3. La planificación dosimétrica
Es la tarea en que se define de forma concreta cómo se
va a tratar al paciente. Es un trabajo de diseño y cálculo
que constituye la técnica a aplicar en el paciente.
El trabajo de diseño consiste en definir el tipo de radiación,
la energía, la angulación, la forma y la intensidad de los
haces de radiación que han de incidir sobre la zona objetivo
del tratamiento para irradiarlo adecuadamente, protegiendo a la vez los tejidos sanos y los órganos de riesgo.
El cálculo de la planificación dosimétrica se dirige, tal
como ya se ha expresado en los capítulos 2 y 9, a calcular
la deposición de la energía (dosis absorbida) resultado
de la interacción de la radiación con la materia.
El cálculo se realiza a partir de las características de absorción de un medio material como es el cuerpo humano
(proporcionadas por tomografía con RX) y de los datos
de las máquinas de tratamiento (adquiridos mediante medidas dosimétricas). Este cálculo se lleva a cabo
mediante unos algoritmos que modelizan los procesos
físicos que tienen lugar en dicha interacción.
El trabajo de planificación es en sí una simulación de
lo que va a suceder en el paciente cuando vaya a ser
tratado. Como consecuencia de este cálculo se obtiene
un tratamiento «virtual» de acuerdo con una configuración, también «virtual», de la máquina de tratamiento
constituida por un conjunto de variables de la misma
(energías, geometrías, intensidades de haces, etc.), que
tendrán que ser transmitidas a la máquina real para ejecutar de forma real el tratamiento.
El procedimiento de la planificación consiste en la repetición de un bucle de prueba-error-optimización, donde
mediante el ensayo de diferentes configuraciones de
haces, geometrías y técnicas de conformación y modulación de la intensidad se van consiguiendo diferentes
grados de cobertura del tumor con la dosis prescrita y de
protección de las zonas sanas, buscando el mejor cumplimiento de la prescripción dosimétrica.
La instrumentación utilizada para la planificación consiste en un sistema computarizado de cálculo de altas
prestaciones (y coste), que permite realizar con gran
celeridad los sucesivos intentos optimizadores y evaluar
sus resultados por medio de las herramientas de análisis
y visualización de que está dotado el sistema.
Al ser el planificador una herramienta computacional,
que simula la deposición de la energía, esta simulación
puede ser inexacta al trasladarla a la realidad, por lo que
hay que habilitar unos procedimientos de control adicionales que permitan detectar y acotar dicha inexactitud.
Las imprecisiones intrínsecas al sistema de planificación se tratan más adelante en el apartado «8 Control
de calidad del planificador»; las que se originan como
consecuencia del traslado de los cálculos y parámetros de
tratamiento al acelerador, se tratarán en el capítulo 20.
3. DENOMINACIÓN DE LOS VOLÚMENES
SEGÚN ICRU
Uno de los problemas más importantes del proceso de
planificación es la definición de los volúmenes irradiados
como consecuencia de la impartición del tratamiento.
Este tema se aborda en profundidad en los informes o
reports ICRU citados en el apartado «2.1 Los registros».
Según estos informes, lo primero que hay que definir en
un tratamiento de radioterapia es su finalidad u objetivo,
CAPÍTULO 17
Conceptos y herramientas de la dosimetría clínica en teleterapia
estableciendo, por ejemplo, si el tratamiento tiene intención radical o paliativa. Una vez establecida esta cuestión,
es de extrema importancia definir con precisión la cantidad de volumen a irradiar con una determinada dosis, así
como la dosis límite máxima que puede recibir cierta cantidad de volumen de las regiones sanas y de los órganos
de riesgo como consecuencia de la irradiación del tumor.
●
●
En los citados informes ICRU se establecen las siguientes
definiciones (fig. 17-1):
●
●
●
GTV (gross target volume): volumen de tumor macroscópico de extensión palpable o visible. No siempre
está presente, pues puede haber sido erradicado previamente mediante cirugía o quimioterapia.
CTV (clinical target volume): volumen blanco clínico.
Es el volumen que contiene al GTV, al cual se le da un
margen que incluya las zonas de posible enfermedad
microscópica. Este volumen incluye la incertidumbre
clínica, ya que hay cierta probabilidad de que la enfermedad se haya extendido a estas zonas. Este proceder
es el mismo que el del cirujano, que siempre que sea
posible no sólo extirpa el tumor sino también la zona
periférica bajo sospecha de diseminación tumoral. El
oncólogo radioterápico, de la misma forma, incluye
estas zonas de posible enfermedad.
IM (internal margin): margen interno. Es el margen
que hay que añadir al CTV para incluir las variaciones
de posición, tamaño o forma debidas a factores fisiológicos, tales como la respiración, el latido cardiaco
o el llenado de la vejiga.
●
●
●
●
●
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
ITV (internal target volume): volumen blanco interno.
Es el volumen resultante de añadir el IM al CTV, es
decir, ITV = CTV + IM.
SM (set-up margin): margen de posicionamiento. Es
el margen que se añade al ITV como consecuencia
de la incertidumbre geométrica de posicionamiento
del paciente. Esta incertidumbre se debe a diversos
factores, como el inmovilizador utilizado, el sistema
de imagen que se emplea para la comprobación del
correcto posicionamiento del paciente o la precisión
de los movimientos de la unidad de tratamiento.
PTV (planning target volume): volumen blanco de planificación. Es el volumen a irradiar en el tratamiento,
compuesto por la suma del ITV más el SM.
OAR (organ at risk): órgano de riesgo. Son los órganos que, idealmente, no deberían recibir dosis. Si,
como es habitual, esto no es posible, debe realizarse
la planificación de manera que la dosis en los OAR
sea mínima.
PRV (planning risk volume): volumen de planifica­
ción del órgano de riesgo. Es el resultado de añadir
el IM y el SM a los órganos de riesgo. Incluye, por
tanto, las incertidumbres en su localización, es decir,
PRV = OAR + IM + SM.
TV (treated volume): volumen tratado. Es el volumen
que recibe la dosis prescrita. Aunque idealmente
debería coincidir exclusivamente con el PTV, en la
práctica no siempre se consigue y puede extenderse a
zonas de tejido sano.
IV (irradiated volume): volumen irradiado. Volumen
de tejido que recibe una dosis superior a la tolerable.
CI (conformity index): índice de conformidad. Mide la
bondad de una planificación comparando el TV frente
al PTV (fig. 17-2). Idealmente deberían coincidir, por
FIGURA 17-2
FIGURA 17-1
Representación esquemática de los distintos volúmenes definidos
por ICRU. Puede observarse que los márgenes interno (IM)
y de posicionamiento (SM), así como, por ejemplo, los relativos
al CTV, no tienen por qué ser necesariamente simétricos.
Se muestran cuatro casos con distinto valor del índice de conformidad (CI).
Si CI >1, la isodosis excede claramente el PTV, y si CI <1, no cubre
totalmente el PTV. Si CI es próximo a 1, la isodosis se ajusta al PTV,
siempre y cuando esté alrededor del mismo. En el tercer caso se muestra
un ejemplo en el que el CI es próximo a 1 porque los volúmenes son casi
iguales, pero la isodosis se encuentra fuera del volumen. El CI no da,
por tanto, toda la información, y habrá que apoyarse en otras herramientas,
como los histogramas dosis-volumen.
219
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
lo que CI = 1. En la práctica son deseables valores
cercanos a 1, en especial en técnicas de radiocirugía,
pues ello significa que los tejidos circundantes recibirán dosis muy inferiores a las de prescripción al PTV.
Un valor inferior a 1 indica que no todo el PTV está
cubierto por la isodosis de prescripción. Se define
como CI = TV/PTV.
4. CURVAS DE ISODOSIS
4.1. Isodosis
El concepto de isodosis es muy importante en radioterapia, ya que constituye una manera fundamental de
evaluar la planificación mediante la observación de las
distribuciones de dosis.
Anteriormente se ha estudiado que la dosis absorbida
es una función puntual, es decir, que a cada punto del
espacio (x, y, z) corresponde un valor distinto de do­
sis D absorbida. Matemáticamente esto se expresa como
D = D (x, y, z).
Del mismo modo que para representar gráficamente una
función de una variable se necesitan dos dimensiones,
para representar gráficamente la dosis absorbida frente a
(x, y, z) son necesarias cuatro dimensiones. Si se procede
a unir todos los puntos que tengan una misma dosis,
se conformará una superficie cerrada, y esta superficie
representa una superficie de isodosis (fig. 17-3). Para una
mejor comprensión del concepto, puede imaginarse que
el PTV es un huevo y la isodosis que lo comprende es la
cáscara. Por tanto, la superficie descrita es muy delgada.
Por otro lado, no debe olvidarse que (x, y, z) son puntos dentro del paciente, por lo que si se toman todos
los puntos donde y es constante se obtiene un plano
transversal al eje Y, el cual correspondería a un corte
axial de tomografía computarizada (TC) (v. fig. 17-3).
Ahora sería más fácil la representación, ya que o bien
se representa la dosis frente a las coordenadas X y Z
o bien pueden unirse, como en el caso anterior, los
puntos que tengan la misma dosis. En este caso, las
isodosis, en lugar de superficies, son curvas cerradas.
Otra representación posible es en forma de mapa, es
decir, asignando un color a cada valor de dosis, con lo
que se obtiene una imagen en color superpuesta a la
imagen TC (fig. 17-4).
Por motivos de simplicidad, ya que las pantallas de los
ordenadores son bidimensionales, la representación
más común de las curvas de isodosis es en un plano de
imagen de TC de simulación, con las curvas superpuestas.
Es importante conocer bien qué valores corresponden a
los valores más altos y cuáles a los valores más bajos de
dosis. El lector aficionado al senderismo puede encontrar una gran similitud entre las curvas de isodosis y las
curvas de nivel que aparecen en los mapas topográficos;
de hecho, matemáticamente un mapa topográfico y una
220
FIGURA 17-3
Ejemplo de una distribución de dosis en un caso de cáncer de recto. Se muestra la isodosis correspondiente a 4275 cGy en un plano axial (arriba
a la izquierda), sagital (arriba a la derecha), coronal (abajo a la izquierda) y en representación tridimensional (abajo a la derecha).
CAPÍTULO 17
Conceptos y herramientas de la dosimetría clínica en teleterapia
FIGURA 17-4
Mapa de dosis superpuesto a las imágenes de TC. Cada tonalidad está relacionada con un valor de dosis. Los tonos más rojizos significan dosis mayores.
221
distribución bidimensional de dosis tienen el mismo
significado. Es fácil imaginar que valores más altos de
dosis corresponden con cotas más elevadas, y viceversa.
4.2. Distribución relativa y absoluta.
Punto de normalización
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Cuando se está realizando una planificación, debe tenerse en cuenta en todo momento qué isodosis corresponde
con la dosis prescrita, pues de este modo se tendrá controlado si se está alcanzando la dosis necesaria en el PTV
o si la dosis prescrita llega a zonas no deseadas, tales
como los órganos de riesgo.
Las distribuciones de dosis vistas anteriormente son distribuciones absolutas, es decir, se visualiza la dosis en Gy
o cGy para cada punto del plano.
En ocasiones se utilizan distribuciones relativas
(fig. 17-5), en las que se asigna el valor del 100% a la
dosis prescrita. Para ello, se necesita un punto de normalización, que será aquel punto para el cual la dosis
es el 100% de la dosis prescrita. La elección del punto
de normalización varía de un planificador a otro, según
su fabricante. Hay que tener especial cuidado cuando
se representen dosis relativas, considerando en todo
momento qué valor de dosis corresponde al 100%, ya
que descuidar este aspecto puede provocar importantes
errores en la dosimetría, con graves consecuencias para
el paciente.
FIGURA 17-5
Se muestra la misma distribución de dosis, en forma absoluta (A)
y en forma relativa (B), en cuya parte superior izquierda se indica
el valor correspondiente a la isodosis del 100%.
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
En este sentido, es importante no confundir el punto
de normalización con el punto de peso. El punto de
normalización, como ya se ha visto, es aquel al que se
asigna el valor del 100%. Sin embargo, el punto de peso
o punto de prescripción es un punto en el cual se quiere
administrar una determinada dosis. El punto de peso es
precisado por el planificador para calcular las unidades
de monitor (v. cap. 6) o las cantidades de radiación que
dispensa el acelerador controlada por las cámaras monitoras. Dependiendo del planificador, el punto de peso
puede ser común para todos los haces de tratamiento
o puede que cada haz tenga el suyo propio.
Los histogramas tienen múltiples utilidades en todos los
campos, y entre ellos, en la dosimetría clínica.
5. HISTOGRAMA DOSIS-VOLUMEN
Pueden representarse frecuencias absolutas, lo que, en
este caso, se corresponde con el volumen, expresado
generalmente en cm3, o bien frecuencias relativas, en
cuyo caso se representa el HDV con el porcentaje de
volumen en el eje de ordenadas.
5.1. Concepto de histograma
En estadística, un histograma es una representación, en
forma de diagrama de barras, de un número de sucesos
frente a una variable agrupada en intervalos, lo que permite su análisis. Un ejemplo típico es la representación de la
estatura de un grupo de personas; dividir las estaturas en
pequeños grupos o intervalos y estudiar su distribución
(fig. 17-6) nos facilita el análisis. Si se cuenta el número de
personas que hay en cada intervalo, se dice que es la frecuencia absoluta; si por el contrario se extrae el porcentaje
de personas que se encuentran dentro de cada intervalo,
se habla de frecuencia relativa (tabla 17-1).
5.2. Histograma dosis-volumen diferencial
La aplicación de los histogramas en dosimetría permite
cuantificar el volumen que es irradiado en un intervalo
de dosis. Si ese intervalo se hace muy pequeño, las barras
se verán muy delgadas y tendrán la apariencia de una
línea. Esta representación se conoce como histograma
dosis-volumen (HDV) diferencial (fig. 17-7) que nos
permite observar el volumen que es irradiado con una
determinada dosis.
Idealmente, un órgano de riesgo no debería recibir
dosis, lo que correspondería a un histograma como el
que se muestra en la figura 17-8. Del mismo modo, un
PTV debería recibir una dosis muy homogénea, y sólo
la dosis de prescripción, lo que se correspondería con la
figura 17-9.
5.3. Histograma dosis-volumen acumulativo
La representación de los elementos de volumen que al
menos reciben una determinada dosis, requiere otra
forma de agrupación de los datos que se conoce como
HDV acumulativo. En el ámbito de la radioterapia esta
forma de representación es muy útil porque permite
conocer cuánto volumen recibe o supera una determinada dosis. Este histograma se construye a partir del HDV
diferencial, calculando el área (suma o integral de los
elementos de volumen que reciben al menos una cierta
dosis) comprendida entre la curva y los ejes coordenados
a intervalos crecientes desde cero hasta una determinada
dosis.
222
FIGURA 17-6
Ejemplo de histograma en el que se representan el número de personas
que, dentro de una población, tienen una estatura incluida en cada uno
de los intervalos.
TABLA 17-1 Histograma y frecuencia relativa
Estaturas (cm)
155-160
160-165
165-170
170-175
175-180
180-185
185-190
N° de personas Frecuencia relativa (%)
3
15
30
80
50
20
10
1,4
7,2
14,4
38,5
24,0
9,6
4,8
En un PTV, idealmente, el HDV acumulativo ha de
tener la forma de un escalón o bajada brusca a partir
de una cierta dosis, mientras que para un órgano de
riesgo el HDV debería aparecer con una dosis máxima
lo menor posible y un área mínima bajo la curva. En
la figura 17-10 se muestra un HDV acumulativo típico
para un tratamiento pélvico, en el cual se observa que el
histograma del PTV se aproxima a un escalón, mientras
que no se ha podido evitar la irradiación de órganos de
riesgo, como la vejiga o el intestino.
En la práctica, por abuso de lenguaje, se emplea una
terminología incorrecta, pues suele decirse que un volumen recibe una dosis determinada, información que
proporciona el histograma diferencial, cuando en realidad el histograma acumulativo proporciona el volumen
que supera o iguala ese valor. En la realidad, cualquier
volumen recibe cantidades variables de dosis en un cierto
intervalo. Como regla mnemotécnica, se puede recurrir a
CAPÍTULO 17
Conceptos y herramientas de la dosimetría clínica en teleterapia
FIGURA 17-7
Histograma dosis-volumen diferencial del mismo paciente
de la figura 17-3. Puede apreciarse que existe un pico
modal en el PTV en torno a 4.500 cGy, que coincide
con su dosis media.
223
FIGURA 17-10
FIGURA 17-8
Histograma dosis-volumen diferencial deseable de un órgano de riesgo.
Como puede observarse, todos los puntos reciben una dosis nula.
Histograma dosis-volumen acumulativo correspondiente al mismo
paciente de la figura 17-3. El cursor de color rojo señala el 95%
de la dosis prescrita (45 Gy), que corresponde a una cobertura del 98%
del PTV.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
preguntar al histograma: ¿Qué volumen V recibe al menos
una dosis D?
Por ejemplo, en la figura 17-10 se ve que toda la vejiga
está irradiada con 20 Gy o más, mientras que el 66% del
intestino recibe 20 Gy o más. También puede observarse
que el 98% del PTV recibe una dosis igual o superior al
95% de la dosis prescrita (45 Gy).
6. PRESCRIPCIÓN DE LA DOSIS
Como ya se ha visto, la dosis absorbida es una función
puntual, es decir, puede variar en función del punto
elegido. Cabe preguntarse por tanto, dada una prescripción, a qué punto hay que asignar la dosis prescrita.
FIGURA 17-9
Histograma dosis-volumen diferencial deseable de un PTV. En este
caso, todos los puntos del PTV reciben una dosis de 200 cGy, siendo
una distribución completamente homogénea.
En los planificadores existen diversas formas de introducir la prescripción de la dosis. Es fundamental conocer
bien cada una de ellas, pues la dosis que reciba el paciente puede variar de una a otra.
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
6.1. El punto ICRU y la isodosis
de prescripción
Los puntos o isodosis de prescripción son indicadores de
lo que se está solicitando de una planificación. El informe n° 50 de ICRU recomienda seleccionar un punto,
llamado punto ICRU de referencia que debe cumplir los
siguientes requisitos:
●
●
●
Debe estar situado dentro del PTV.
Debe ser clínicamente relevante en todo el PTV.
Debe poder localizarse de manera inequívoca y tiene
que poder determinarse con suficiente precisión,
evitándose por tanto zonas con altos gradientes de
dosis. El isocentro puede ser una buena elección.
En la actualidad, la elección del punto ICRU ha ido ocupando un lugar secundario o complementario debido a
que no reflejan adecuadamente lo que se solicita de la
planificación y a que los sistemas de cálculo actuales,
dado que son capaces de calcular la dosis en un gran
número de puntos del volumen y no sólo en algunos
de ellos, pueden ser más precisos en la prescripción del
tratamiento.
224
Cuando se utilizaba el punto ICRU era frecuente que
también fuera el punto de normalización y a partir de
ahí se elegía la isodosis de prescripción, definida como la
isodosis que contenía el PTV o un determinado porcentaje suyo. Por ejemplo, si se prescribían 50 Gy en el PTV
y se elegía la isodosis del 95%, la dosis en el punto ICRU
era de 50 Gy/0,95 = 52,63 Gy. En este caso, se decía que la
dosis de referencia ICRU era de 52,63 Gy, y la isodosis del
95 % recibía los 50 Gy. Por el concepto de isodosis
explicado anteriormente, se puede deducir que todos los
puntos que se encuentren en el interior de esta recibirán
una dosis igual o superior a 50 Gy.
Como se ha dicho, las distribuciones de dosis no son
homogéneas, por lo que la dosis en un punto no aporta
información suficiente. Por este motivo, ICRU establece
adicionalmente un criterio de homogeneidad dentro del
PTV: la dosis debe estar entre el 95% y el 107% de la
dosis prescrita. En el ejemplo anterior, según este criterio
de homogeneidad permisible, la dosis deberá estar comprendida entre 47,5 Gy y 53,5 Gy.
Se puede observar que la prescripción no es una cuestión
trivial y que hay que prestarle gran atención.
6.2. Prescripción a volumen. Importancia
Actualmente la dosis no se prescribe en un punto, sino
en todo el volumen, existiendo diversos criterios de prescripción. Los más extendidos son:
●
Prescripción a dosis media: no existe un punto de
normalización, sino que el planificador calcula las
unidades de monitor a administrar por cada campo
de tratamiento para que la dosis media del PTV en
el histograma dosis-volumen sea la dosis de prescripción. Como criterio de homogeneidad, se sigue
●
manteniendo que la dosis en el PTV esté comprendida
entre el 95% y el 107% de la dosis de prescripción.
Dosis en un porcentaje de volumen: en este caso se
determina qué porcentaje de volumen debe recibir la
dosis de prescripción. El porcentaje utilizado suele ser
el 95%, de modo que el 95% del volumen recibe, al
menos, la dosis de prescripción.
La selección del criterio es dependiente de los propios
centros, el cual deberá estar establecido en sus protocolos clínicos y seguidos por todos los médicos y físicos
implicados en los tratamientos radioterápicos, aunque
el establecimiento de un criterio común y estándar, sería
deseable, al objeto de poder intercomparar resultados de
todos los centros de radioterapia del mundo.
En la figura 17-11 se observa, para una misma disposición
de los haces de tratamiento, el efecto de aplicar una u otra
forma de prescripción. En dicha figura, arriba a la izquierda
se muestran simultáneamente ambos histogramas. La línea
discontinua corresponde a la prescripción a dosis media, en
este caso 45 Gy, mientras que la línea continua corresponde
a la distribución normalizada para que el 95% del PTV
reciba una dosis igual o superior a 45 Gy. Debajo del histograma se muestra la distribución correspondiente a la
prescripción a dosis media, y en la parte derecha de la imagen, la prescripción al 95% del PTV. Nótese cómo, en este
último caso, los valores de las isodosis que aparecen son
mayores que los de la otra distribución.
7. ALGORITMOS DE CÁLCULO
El cálculo del depósito de la energía en la materia y la
distribución de la dosis absorbida se aborda con diferentes métodos, pero sustancialmente todos ellos buscan
emular la realidad. Esta emulación se basa en calcular la
dosis absorbida en un punto de acuerdo con una cierta
formulación que da cuenta del transporte de energía y su
depósito en el proceso de interacción radiación-materia,
a lo largo del recorrido de las partículas. Actualmente,
este procedimiento se realiza ejecutando el cálculo de
forma automática para cada punto por medio de potentes ordenadores, obteniéndose así las distribuciones
de dosis en el espacio (cuerpo humano) y los HDV o
unidades monitor (v. cap. 6) correspondientes a cada
haz de tratamiento.
Los sistemas de planificación dosimétricos son sistemas de computación que realizan esta tarea de manera
automática, rápida y precisa, siendo la precisión y la
exactitud lo que determina la selección de uno u otro
tipo de algoritmo.
A continuación se describen muy simplificadamente algunos de los algoritmos de cálculo que han sido o son más
utilizados, en los que se ha de tener en cuenta que la resolución de los problemas que subyacen en las ecuaciones
de transporte es de tal complejidad que sólo han podido
irse resolviendo adoptando múltiples simplificaciones
que, aunque proporcionan muy aceptables resultados,
pueden tener carencias en ciertas situaciones reales.
CAPÍTULO 17
Conceptos y herramientas de la dosimetría clínica en teleterapia
FIGURA 17-11
Una misma distribución de dosis con dos prescripciones distintas.
7.1. Algoritmos basados en correcciones
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Estos algoritmos fueron los primeros que se desarrollaron para el cálculo de dosis absorbida debida a haces
de fotones de diferentes energías. Se exponen aquí sólo
por su interés histórico, dado que en la actualidad han
sido sustituidos por algoritmos más precisos.
Estos algoritmos son semiempíricos y estaban basados
en series de datos dosimétricos obtenidos experimentalmente, como los rendimientos de dosis en profundidad
(sean en su forma de PDD o TMR), perfiles de haces o
factores de campo (v. cap. 10), en los que se introducían
correcciones que tuvieran en cuenta la irregularidad de
los campos, curvatura del contorno del paciente, modificadores del haz (como cuñas o moldes), correcciones
por inhomogeneidades, etc., para el cálculo de la distribución de dosis. Las correcciones se hacían interpolando
datos medidos o utilizando funciones que daban cuenta
de las variaciones de los factores de corrección. Estos
algoritmos incorporaban métodos como el de Clarkson
que separa la contribución de la dosis en un punto en
una componente directa (independiente de la forma y
tamaño del campo) y una dispersa para el cálculo de la
dosis en caso de campos irregulares.
Este tipo de algoritmos proporcionaban buenos resultados en situación de equilibrio electrónico, es decir, lejos
de inhomogeneidades (p. ej., pulmón-tejido muscular) y
a profundidades más allá del máximo de dosis del PDD.
Por el contrario, los resultados no eran muy precisos en
situaciones como campos pequeños de tratamiento o
tumores de reducido volumen.
7.2. Algoritmos basados en modelos
Los modelos basados en algoritmos calculan la dosis
mediante modelos que simulan el transporte de la radiación real, modelando la fluencia de energía primaria y
dispersa de los fotones incidentes en un punto, proporcionando información sobre los fotones y electrones
dispersos fuera del punto de interacción.
Se distinguen dos grandes grupos: pencil-beam y convolución/superposición.
PENCIL-BEAM
Se han desarrollado diferentes tipos, pero en todos ellos
el haz de radiación se descompone en pencil beams o
pequeños haces. Cada pequeño haz está conformado,
en una de las versiones, por una componente primaria y
otra dispersa, siendo esta con la que se barre toda la
superficie del haz. Otra versión del modelo considera
el pencil beam formado por la energía total (de los electrones secundarios y los fotones dispersos) generada por
los fotones primarios, depositada a una cierta distancia.
La distribución de dosis producida por cada uno de estos
pequeños haces se denomina kernel, que se obtiene a
partir de medidas experimentales o por medio de una
simulación de Monte Carlo. La energía depositada, con
cierta aproximación, por el pencil beam en un punto
225
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
(considerando invariante el kernel de convolución del
pencil beam con la posición) viene calculada por la convolución de la fluencia de energía incidente y el kernel
de convolución del pencil beam.
La energía depositada por el campo total de radiación
se calcula como la suma de la debida a todos los pencil
beams integrantes del mismo.
El cálculo de la dosis con este procedimiento puede tener
en cuenta tanto variaciones temporales de la fluen­
cia (IMRT) como las debidas a cambios en el espectro
del haz (originadas por la diferente composición del
haz fuera del eje de este, el uso de cuña o la interposición
de compensadores).
CONVOLUCIÓN/SUPERPOSICIÓN
Este método de convolución-superposición es necesario
para calcular la dosis, fundamentalmente cuando existan
heterogeneidades o volúmenes en los cuales no se tenga
equilibrio electrónico, como ocurre en los pulmones.
En estos casos no existe invarianza posicional de los
kernels de los pencil beams, por lo que debe recurrirse a
la superposición como solución matemática.
El método de pencil beam utilizado supone considerar
independientemente el transporte de los fotones primarios y el transporte de los productos emergentes en la
interacción en un punto del medio: fotones y electrones
dispersos.
226
La dosis en un punto del medio se considera como la
convolución o producto del terma (total radiation energy
released per mass) con el kernel de convolución, siendo
el terma la energía cinética depositada (por unidad de
masa) por los electrones puestos en movimiento por
fotones, y representando el kernel la matriz que da cuenta de la distribución de dosis depositada por los fotones
y electrones dispersos producidos en una interacción del
fotón primario con el medio.
En resumen, sea cual fuere el método, el problema del
cálculo demanda la determinación tanto de la fluencia
de energía del haz como los kernel de los pencil beam,
para lo cual lo más frecuente es utilizar el método de
Monte Carlo. Una variante de este método es el algoritmo de cono colapsado (collapsed cone), cuyo uso está
muy extendido en la actualidad.
7.3. Método de Monte Carlo
Este método simula el transporte de millones de fotones
y partículas generadas por ellos, en la materia que atraviesan, proporcionando información sobre la energía
que se va depositando en cada punto. Usa leyes físicas que dan cuenta de los fenómenos que ocurren en el
curso del recorrido y de las interacciones que sufren los
fotones y las partículas.
Se denomina así por utilizar un procedimiento aleatorio
para seleccionar el proceso físico que puede ocurrir en
cada interacción.
La distribución de dosis se produce por acumulación de
sucesos en los vóxeles en que es descompuesto el medio
que atraviesa la radiación, siendo necesarios varios cientos de millones de historias de interacciones para tener
una precisión aceptable en el cálculo de una distribución
para un tratamiento.
Esta es la razón por la que se requiere una potencia de
cálculo muy grande, y por lo que, a pesar de disponer
de ella en la actualidad, la aplicación de este método
supone unos tiempos de cálculo tan largos que aún no
puede ser utilizado en la práctica clínica, al menos con
los códigos que han venido usándose hasta la actualidad.
Se dice esto por cuanto son ya de uso comercial unas
versiones simplificadas de Monte Carlo que, utilizando
procedimientos matemáticos de reducción de varianza
y otras estrategias, proporcionan muy buenos resultados
compatibles con tiempos de cálculo aceptables.
Por último, cabe decir que el método de Monte Carlo
realiza los cálculos en el medio real en que se produce
la interacción, teniendo en cuenta la composición y las
densidades del propio cuerpo humano, algo que la
mayoría de los sistemas de planificación no llegan a
considerar por completo. Las diferencias no son muy
grandes, a excepción del hueso, las cavidades con aire y
el tejido pulmonar.
8. CONTROL DE CALIDAD
DEL PLANIFICADOR
Hasta ahora se han descrito los sistemas de planificación como aplicaciones informáticas en las que se han
implementado unos algoritmos de cálculo que permiten
conocer, con una precisión aceptable, la dosis en cada
punto de un medio o del paciente.
Cada algoritmo tiene sus limitaciones, por lo que no
debe pensarse que el resultado mostrado en la pantalla
representa exactamente la realidad. Además, los planificadores, al tratarse de programas informáticos desarrollados por seres humanos, también pueden sufrir o
contener errores de programación y proporcionar resultados incorrectos. Por estas razones, es necesario habilitar
un sistema de detección y control de errores. Esto es lo
que debe estar contenido y controlado de acuerdo al
Programa de Garantía de Calidad elaborado por los
Servicios de Radiofísica y Protección Radiológica.
La aplicación de este Programa de Garantía de Calidad
se inicia al adquirir un planificador, momento en que se
realizan una serie de mediciones en la unidad de tratamiento para obtener las características de cada uno de los
haces y energías que es capaz de generar el acelerador y
que serán las que alimentarán los algoritmos de cálculo
del sistema de planificación.
Estos resultados introducidos en el planificador permi­
tirán modelar los haces de radiación. Una vez modelado
el acelerador, deberá procederse a la comprobación del
funcionamiento de los algoritmos en condiciones que
CAPÍTULO 17
Conceptos y herramientas de la dosimetría clínica en teleterapia
simulen la realidad, reproduciendo geometrías complejas como pueden ser campos de tratamiento de formas
irregulares, medidas a distintas profundidades, en distintos puntos fuera del eje en presencia de inhomogeneidades, etc.
Estos cálculos, realizados en el sistema de planificación,
contrastados con medidas experimentales hechas en las
mismas condiciones en que se realizaron los cálculos,
deben coincidir dentro de un intervalo de tolerancia
determinado, que si es superado supondrá revisar y
corregir el modelado utilizado.
La superación de estos controles supone el establecimiento de lo que se denomina estado de referencia inicial del sistema de planificación, que deberá controlarse
a lo largo del tiempo para mantenerlo o variarlo si las
condiciones del acelerador sufren alguna modificación.
Completado este proceso de control del planificador,
el especialista en radiofísica hospitalaria aprobará este
modelado y lo autorizará para su uso clínico.
Otro control adicional al sistema de planificación, que
proporciona un mayor grado de seguridad acerca de la
exactitud de los cálculos hechos por el sistema de planificación, es el realizado para cada tratamiento.
Este control de calidad puede realizarse de dos formas,
dependiendo de la entidad y la complejidad de los tratamientos:
●
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
Cálculo alternativo manual: supone un cálculo completamente independiente del sistema de planificación. Este tipo de sistemas pueden estar basados en
medidas experimentales e implementados en una
hoja de cálculo, o bien pueden ser sistemas de cálculo
adicionales al utilizado principalmente, en los que
introduciendo los datos geométricos y estructurales del paciente se calcula el número de unidades
de monitor para cada campo de tratamiento. Tales
sistemas auxiliares requieren también un proceso
adicional de comisionado o estado de referencia inicial.
Los resultados de estos controles de comparación
pueden llegar a detectar discrepancias en el número
de unidades de monitor superiores al 5%.
Verificación experimental: supone la reproducción
de la planificación, tanto en el propio planificador
como en el acelerador, utilizando en vez del paciente
un maniquí de simulación, al que se somete a los
mismos haces que se utilizarán en el tratamiento. La
comprobación de la exactitud se hace comparando
ambos resultados, de cálculo y experimentales, utilizando aplicaciones que facilitan la generación de
indicadores y parámetros de coincidencia, como son
los mapas gamma. Este método es de aplicación fundamentalmente en casos complejos de tratamiento,
como son los de IMRT o cuando se obtienen grandes
discrepancias en el cálculo alternativo manual.
9. RESUMEN
●
●
●
●
●
●
●
●
●
●
●
●
La dosimetría clínica consiste en la medida o el cálculo de la dosis en el paciente.
Dadas las limitaciones en los órganos de riesgo, es
necesario planificar el tratamiento para conocer las
dosis en los tejidos sanos y poder tomar las decisiones
necesarias antes del tratamiento.
ICRU, en sus informes n° 50 y n° 62, establece la
nomenclatura de los distintos volúmenes que se utilizan en radioterapia.
Las curvas de isodosis son líneas que unen puntos con
la misma dosis.
Es habitual visualizar las curvas de isodosis superpuestas a las imágenes de TC obtenidas en la simulación.
El histograma dosis-volumen (HDV) es una herramienta complementaria para evaluar las distribuciones de dosis.
El HDV más utilizado el es acumulativo, ya que proporciona el volumen que supera o iguala un determinado valor de dosis.
Existen distintas formas de introducir la prescripción
en el planificador, por lo que se debe tener especial
cuidado en seguir los procedimientos establecidos en
cada centro.
El algoritmo pencil beam presenta limitaciones en caso
de inhomogeneidades o utilizando campos pequeños.
Los algoritmos de tipo convolución/superposición,
como el de cono colapsado, destacan por su precisión
y velocidad de cálculo.
El algoritmo de Monte Carlo es el más preciso, aunque
no todos los planificadores lo llevan implementado. A
diferencia de los anteriores, calcula la dosis en el medio
concreto y no suponiendo que todo el medio es agua.
El control de calidad del planificador es necesario,
debido a que los algoritmos tienen sus limitaciones
y a que pueden contener errores de programación.
Bibliografía
Brosed Serreta A, Millán Cebrián E, editores. Fundamentos de física médica.
Vol. 4. Radioterapia externa II. Dosimetría clínica, algoritmos de
cálculo, sistemas de planificación y control de calidad. Sociedad
Española de Física Médica; 2013.
Delgado Rodríguez JM, García Vicente F, Millán Cebrián E. Protocolo
para control de calidad en sistemas de planificación de terapia con
radiaciones ionizantes. Sociedad Española de Física Médica; 2010.
ICRU. Report 50. Prescribing, recording, and reporting photon beam
therapy. Oxford: Oxford University Press; 1993.
ICRU. Report 62. Prescripción, registro y elaboración de informes en
la terapia con haces de fotones (Suplemento a ICRU Report 50).
Oxford: Oxford University Press; 2003.
ICRU. Report 83. Prescribing, recording, and reporting photon-beam
intensity-modulated radiation therapy (IMRT). Oxford: Oxford
University Press; 2010.
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed Baltimore: Lippincott
Williams & Wilkins; 2010.
Mayles P, Nahum A, Rosenwald JC. Handbook of radiotherapy physics.
London: Taylor & Francis; 2007.
227
CAPÍTULO
18
Planificación de tratamientos
de teleterapia
Alfredo Montes Uruén, Luis Núñez Martín, Jaime Martínez Ortega y Patricia Sánchez Rubio
ÍNDICE
228
1. Introducción 228
2. Elementos circunstanciales a considerar
en la preplanificación 229
2.1.Selección de la geometría
de irradiación 229
2.2.Energía del haz 229
2.3.Margen del colimador multilámina 230
2.4.Zona de acumulación y uso de bolus 230
2.5.Cuñas 230
2.6.Segmentos 231
2.7.Terapia con electrones 231
3. Esquemas básicos de posicionamiento
de los haces 231
3.1.Haces paralelos y opuestos 232
3.2.Campos laterales y anteroposteriores
(campos en caja) 232
1. INTRODUCCIÓN
En este capítulo se describen los procedimientos o
técnicas dosimétricas básicas de planificación de los
tratamientos de pacientes con teleterapia. Los procedimientos se describen para los casos y las localizaciones más frecuentes o habituales en un departamento
de radioterapia, teniendo también en cuenta que cada
paciente es sujeto de un estudio personalizado.
El tratamiento de radioterapia consiste en administrar
una dosis terapéutica a un volumen tumoral (PTV, plan­
ning target volumen) al cual se le dota de unos márgenes
geométricos de seguridad para garantizar su cobertura
por una superficie de dosis. Esto se realiza minimizando
las dosis en los tejidos sanos, con el objeto de reducir
en todo lo posible la toxicidad de la radiación de los
mismos. Para este propósito se disponen los haces de
radiación con distintas energías, tamaños, formas e incidencias, que configuran el tratamiento a administrar al
paciente. Las distribuciones de dosis absorbidas de estos
4. Técnicas habituales de radioterapia
conformada tridimensional (3D-CTR)
según la localización anatómica 232
4.1.Holocráneo 233
4.2.Tumores cerebrales 234
4.3.Cabeza y cuello 235
4.4.Compresiones medulares 236
4.5.Pulmón 236
4.6.Mama 237
4.7.Recto 239
4.8.Próstata 239
4.9.Extremidades 240
5. Resumen 240
Bibliografía 240
haces son simuladas (calculadas) para cada paciente concreto (planificación dosimétrica) utilizando un software
que permite el cálculo y la representación de los resultados obtenidos. Este software es lo que se conoce como sistema de planificación radioterápico (RTPS, radiotherapy
treatment planning), o simplemente planificador.
La planificación dosimétrica de tratamientos en tres
dimensiones (3D) requiere la disponibilidad de datos
tridimensionales del paciente, los cuales se obtienen,
generalmente, a partir de la simulación o estudio tomográfico (TC) de la zona de interés y las zonas aledañas.
En este estudio TC, el oncólogo radioterápico define,
mediante dibujo, los volúmenes de tratamiento y los
órganos de riesgo. El estudio TC, proporciona información sobre las densidades y la geometría del cuerpo a
irradiar, permitiendo calcular la deposición de energía
del haz de radiación en el mismo.
Además del estudio TC de simulación, también se
emplean otros estudios complementarios, como la
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 18
Planificación de tratamientos de teleterapia
resonancia magnética (RM) y la tomografía por emisión de positrones (PET, positron emission tomography),
que ayudan a conseguir una mejor definición de los
volúmenes blanco y los órganos de riesgo.
Una vez contorneados los diferentes volúmenes de tratamiento, el médico especialista realiza una prescripción
dosimétrica completa, detallando los requerimientos
clínicos sobre la dosis total a administrar al PTV: dosis
por fracción y número total de fracciones; así como a los
órganos de riesgo: dosis máximas y por volumen, detallando su tolerancia en función del órgano en cuestión
y del fraccionamiento asignado al tratamiento.
El RTPS no sólo calcula la energía depositada en todos los
puntos del espacio definido por el estudio TC, sino que a
partir de estos cálculos proporciona los histogramas dosisvolumen y las distribuciones de dosis absorbidas sobre
cada uno de los cortes de TC, representaciones que son
de gran valor para la evaluación del tratamiento. Una vez
aceptado el plan de tratamiento por el médico especialista,
los resultados obtenidos en el cálculo de la distribución
dosimétrica son sometidos a un control de calidad. Este
control es dependiente, sobre todo, del tipo de técnica
utilizada: conformacional tridimensional [3D-CRT, threedimensional conformal radiation therapy] o de intensidad
modulada [IMRT, intensity modulated radiation therapy].
2. ELEMENTOS CIRCUNSTANCIALES
A CONSIDERAR EN LA PREPLANIFICACIÓN
Para poder establecer la estrategia de la planificación
y antes de abordar su ejecución, es preciso conocer y
evaluar diversos elementos del caso a tratar y las herramientas de que se dispone para hacerlo. Unos son
relativos al paciente: tipo de tumor, tamaño, forma y
localización; otros están relacionados con la técnica
de irradiación del tumor: geometría y tipo de radiación (RX, electrones, protones e iones), energía de
los haces, modificadores de la fluencia o técnicas
de modulación (3D-CRT, IMRT, etc.).
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
A continuación se analizan el papel de algunos de estos
elementos, fundamentalmente relativos al uso de RX.
FIGURA 18-1
Comparación de dos PDD de 6 MV y 15 MV normalizados
a una misma dosis absorbida para la profundidad
de 10 centímetros.
2.1. Selección de la geometría de irradiación
La colocación del paciente frente a los haces de radiación es la primera decisión a adoptar. La colocación del
paciente para el tratamiento, aparte de buscar la estabilidad del mismo, debe procurar rapidez y sencillez de
ejecución. Existen dos opciones: colocar al paciente a
una distancia fuente-superficie (DFS, o SSD en inglés)
del paciente constante para cada campo o a una distancia
fuente-eje (DFE, o SAD en inglés), común para todos
los campos del tratamiento. La utilización de la primera
opción está reservada, casi exclusivamente, a tratamientos con haces únicos o cuando se requiera conseguir
campos más grandes que los que puede proporcionar el
acelerador en las condiciones estándar de tratamiento
(>40 × 40 cm2 a 1m de la fuente). Un tratamiento a
DFS sitúa los haces a una distancia determinada fija de la
fuente a la superficie del paciente, por lo que requiere
mover el paciente a dicha distancia para cada haz de
tratamiento utilizado, debido a su contorno irregular.
Esto supone emplear un mayor tiempo de ejecución
y un mayor riesgo de cometer errores en esta tarea de
colocación del paciente.
La fijación de una posición que garantiza no mover la
distancia entre la fuente de radiación y el centro del
tumor a lo largo de todo el tratamiento constituye una
ventaja obvia, ya que el posicionamiento de los haces se
consigue sencillamente rotando el estativo o gantry. Esta
técnica se denomina isocéntrica, por el hecho de que este
punto se sitúa en el centro de rotación del acelerador.
2.2. Energía del haz
Como ya se ha visto en el capítulo 10, la energía del haz
de tratamiento comporta unas características determinadas de la dosis con la profundidad (porcentaje de dosis
en profundidad, PDD del inglés), función con la que
está relacionada.
La elección de la energía está condicionada por la profundidad y la localización en la que se encuentra el PTV.
Como se puede observar en la figura 18-1, en la que se
comparan dos PDD de 6 MV y 15 MV normalizados a la
229
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
profundidad de 10 cm, para depositar una misma dosis
absorbida a profundidades inferiores a 10 cm el haz
de 6 MV entrega una dosis mayor frente al de 15 MV,
pero para profundidades mayores sucede lo contrario.
Esto significa que, si se quiere irradiar lesiones de pocos
centímetros de espesor situadas a poca profundidad, el
haz de 6 MV depositará mayor dosis en los primeros
centímetros y menor dosis a más profundidad; si por
el contrario se desea tratar lesiones más internas, habrá
que usar haces de mayor energía, que permiten preservar
mejor los tejidos más superficiales.
Por otro lado, para la elección de la energía del haz
también hay que tener en cuenta su penumbra, ya que
a mayor energía del haz de radiación se tiene una mayor
penumbra. Este es un comportamiento de los haces que
hay que considerar para seleccionar el margen adecuado del colimador, tal como se describe en el siguiente
apartado.
2.3. Margen del colimador multilámina
230
El colimador de uso común es el multiláminas (MLC,
multileaf collimator). Este tipo de colimador permite ajustar
la forma de los haces de radiación a la forma de los tumores, mediante el posicionado individual de cada una de las
láminas constituyentes del MLC (v. fig. 6.18), protegiendo
además las zonas que no se quieren irradiar. La apertura del
MLC y sus láminas adoptada debe considerar la característica dosimétrica del colimador más importante, su penumbra, de forma que las distribuciones de dosis resultantes
de su elección envuelvan adecuadamente al PTV.
Para la selección de dichos márgenes hay que conocer
las características de la penumbra, la cual depende, entre
otros factores, del tamaño de la fuente, de la energía y
de las características físicas del MLC, que están configuradas en el RTPS en el momento del comisionado y
establecimiento del estado de referencia inicial (ERI)
para todos los aceleradores existentes en el departamento
de radioterapia.
Aunque la penumbra del haz se define como la distancia
entre las isodosis del 80% y del 20%, dado que la confluencia de haces supone una sumación de las regiones
de penumbra, la asignación de la apertura adicional del
MLC es un proceso interactivo realizado en el RTPS, entre
los cambios del MLC y las modificaciones dosimétricas
que se obtienen.
2.4. Zona de acumulación y uso de bolus
La zona de acumulación de dosis (build up en inglés) es
la región de entrada del haz en el maniquí o en el cuerpo
del paciente, que se extiende desde la superficie hasta la
zona en que se alcanza el equilibrio electrónico. Como
su nombre indica, es una zona donde se produce un
aumento de la dosis hasta un máximo a partir del cual
se produce una disminución de la misma.
Es importante, a la hora de realizar una planificación,
determinar si parte o todo el volumen de tratamiento se encuentra dentro de la zona de acumulación, en
cuyo caso, y de acuerdo con las características geométricas de la región a irradiar y de los haces utilizados,
se puede llegar a utilizar un bolus o material absorbente
que, interpuesto en el camino del haz, compense este
déficit dosimétrico. Este material, que debe tener unas
propiedades mecánicas y de absorción de la radiación
(equivalente al agua) adecuadas, se sitúa en contacto
con la piel con el objetivo de suplir el espesor de tejido
donde se produce este déficit de dosis. En la figura 18-2
se observa cómo afecta el uso de bolus a las características
dosimétricas del haz de radiación.
2.5. Cuñas
Las cuñas son filtros formados por un material absorbente de alta densidad que, adosados a la salida del haz,
provocan una modificación del perfil del haz en forma
de cuña. Su finalidad es compensar la inclinación de la
superficie del paciente en relación a la incidencia del haz.
El efecto conseguido es un aplanamiento tal de la forma
del haz que se consiga un cubrimiento uniforme de los
volúmenes a irradiar.
Este efecto de cuña puede ser alcanzado también de
manera virtual, consiguiendo la modificación de la distribución de dosis mediante el movimiento continuo de
las mordazas de los colimadores, mientras se produce la
radiación. A este efecto se le denomina cuña dinámica.
En la figura 18-3 se muestran ejemplos del uso de cuñas
y cómo afectan a la distribución de dosis.
FIGURA 18-2
A) Haz de 6 MV. B) Haz de 6 MV con bolus.
CAPÍTULO 18
Planificación de tratamientos de teleterapia
FIGURA 18-3
A) Distribución de dosis creada por tres haces incidentes: anteroposterior, lateral derecho y lateral izquierdo. Véase cómo el perfil de dosis tiene
un gradiente muy acentuado en sentido anteroposterior. B) Se utilizan cuñas en los haces laterales para conseguir una dosis uniforme.
2.6. Segmentos
Los segmentos son subhaces, componentes de un haz
que denominaremos principal. Se utilizan para modificar
la fluencia y conseguir de esta forma proteger órganos o
regiones de tejido sano e irradiar y lograr distribuciones de
dosis adecuadas para tratar el PTV. Son una forma
de modulación de la intensidad del haz de radiación.
Pueden dar solución a problemas cuando el uso de cuñas
no es suficiente o no se dispone del recurso de la IMRT.
2.7. Terapia con electrones
El uso de haces de electrones está indicado cuando el
volumen a irradiar se encuentra en zonas superficiales
del paciente, pues debido a las características de sus PDD
permite irradiarlo, preservando las regiones sanas más
profundas del cuerpo, más allá del PTV.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Aunque el uso de los electrones no es tan frecuente como
el de los fotones, resuelve grandes problemas por las
características mencionadas de su PDD, muy diferente
del de los RX.
La principal diferencia radica en que el haz de electrones (según su PDD) tiene un alcance máximo de
penetración, cayendo después de alcanzado el máximo
hasta casi cero, mientras que el alcance de los RX, pasada la región de build up, disminuye progresivamente
con la profundidad, sin llegar a un nivel semejante al
de los electrones utilizados habitualmente en el ámbito
clínico.
Otra característica a tener en cuenta en la selección inicial
de los haces de electrones es su comportamiento con la
energía, por el cual la dosis en la superficie es mayor a
mayor energía, siendo también mayor la profundidad
del máximo.
Dado que la forma del PDD varía con la energía, la selección de una determinada energía viene fijada por dos
parámetros: la profundidad de la zona más próxima a la
superficie del tumor y la profundidad de la superficie distal del tumor. Ambas profundidades fijan la energía del
haz de electrones a utilizar y vienen condicionadas por
la prescripción dosimétrica clínica. Generalmente suele
adoptarse un cubrimiento mínimo del 90% del máximo
de dosis. En el pasado, y como regla mnemotécnica para
el cubrimiento, se definía el rango o alcance terapéutico
expresado en centímetros como la profundidad resultante de dividir por cuatro la energía del haz dada en MeV,
tal como es definida por el fabricante.
En cuanto a la penumbra de los haces de electrones, cabe
decir que es mayor que la habitual de los haces de RX.
La forma de reducirla es por medio de una colimación
adicional de los haces de electrones, la cual se realiza con
piezas de material de alto número másico (Pb) o aleaciones de bajo punto de fusión (Cerrobend®), situadas en
las proximidades de la piel del paciente y que permiten
ajustar la forma del campo a la del tumor (proyectado
en la superficie del paciente). De cualquier modo, como
la distribución de la dosis depende de diversos factores
(PDD, DFS, profundidad y forma del tumor), la selección del haz de tratamiento se debe fijar mediante su
simulación dosimétrica realizada con el RTPS.
En este sentido, en la obtención de la distribución de
dosis en el tumor es imprescindible el conocimiento
del algoritmo empleado por el RTPS, y sus limitaciones.
Puesto que el uso del algoritmo basado en pencil beam
está muy extendido, es necesario saber que su aplicación
en medios heterogéneos, en especial en zonas de baja
densidad, puede llegar a producir infradosificaciones o
sobredosificaciones indeseables. Este problema puede ser
evitado mediante el uso de algoritmos más adecuados
que reflejen mejor la realidad, como son los basados en
códigos de Monte Carlo.
3. ESQUEMAS BÁSICOS
DE POSICIONAMIENTO DE LOS HACES
El proceso de planificación consiste en impartir una
determinada dosis absorbida al PTV, mediante el uso,
generalmente, de varios haces, con diferentes incidencias,
energías y formas evitando, en la medida de lo posible,
la irradiación y la consiguiente toxicidad de los tejidos
sanos.
231
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
En los siguientes apartados se describen algunas de las
disposiciones de los haces de RX y sus características más
habituales en la práctica clínica.
3.1. Haces paralelos y opuestos
La disposición de dos haces paralelos y opuestos, de
la misma energía, produce una distribución de dosis
uniforme, en especial en la región central del paciente,
y por su parecido se conoce como «reloj de arena», tal
como puede verse en la figura 18-4.
Cuando se utilizan dos haces paralelos y opuestos con
haces de fotones de alta energía y para pequeños espesores, de entre 15 y 20 cm, se obtienen distribuciones más
homogéneas, frente a la obtenida con haces de menor
energía que llegan a producir sobredosificaciones en las
superficies de entrada del paciente. Como posible inconveniente, esta disposición de haces da lugar a una alta
dosis en los tejidos a la entrada y la salida del paciente.
Esta distribución se utiliza en tratamientos paliativos o
urgentes, por su simplicidad y rapidez de planificación
y administración.
Definido el peso de los haces como la contribución a la
dosis de cada uno de ellos, en un punto determinado del
paciente, su modificación puede utilizarse para cambiar
la forma de las distribuciones de dosis. Así, si el PTV está
situado en el centro del paciente, se asignará el mismo
peso a ambos haces; por el contrario, si el PTV no está
situado en el centro, su irradiación homogénea puede
lograrse sin más que aplicar pesos distintos para cada
haz, aplicando mayor peso al haz cuya entrada en el
paciente esté más próxima al PTV, con lo que se consigue
irradiar menos los tejidos sanos al otro lado del PTV.
3.2. Campos laterales y anteroposteriores
(campos en caja)
Otra posible distribución básica consiste en el uso de
cuatro haces: AP (anteroposterior), PA (posteroanterior), LD (lateral derecho) y LI (lateral izquierdo). De
esta manera se obtiene una distribución dosimétrica
en forma de caja, tal como se observa en la figura 18-5.
Este tipo de distribución se utiliza en general para el
tratamiento de algunas patologías sencillas, con intencionalidad habitualmente paliativa y en localizaciones
que supongan espesores grandes, como por ejemplo las
de la pelvis.
232
4. TÉCNICAS HABITUALES
DE RADIOTERAPIA CONFORMADA
TRIDIMENSIONAL (3D-CRT)
SEGÚN LA LOCALIZACIÓN ANATÓMICA
En los siguientes apartados se describen muy esquemá­
ticamente las características técnicas de tratamientos
3D-CRT, correspondientes a varias localizaciones tumorales,
frecuentemente utilizadas en la mayoría de los departamentos de radioterapia.
La descripción de los procedimientos debe estar documentada en los programas de garantía de calidad preceptivos y en uso en los diferentes centros.
FIGURA 18-4
Haces paralelos y opuestos.
Los volúmenes descritos en lo que sigue, son sólo una
aproximación a lo que debe definir con precisión el
oncólogo radioterapeuta con el auxilio del radiólogo.
Hay que considerar que los volúmenes enunciados siempre vienen afectados por los márgenes de seguridad de
acuerdo con lo fijado en las recomendaciones de los
informes 50 y 62 de ICRU (International Commission
on Radiation Units and Measurements), ya visto en el
capítulo 17.
CAPÍTULO 18
Planificación de tratamientos de teleterapia
FIGURA 18-5
Disposición de cuatro haces.
4.1. Holocráneo
DEFINICIÓN DEL VOLUMEN O LA LOCALIZACIÓN
La radioterapia craneal se utiliza generalmente para
tratar casos de metástasis cerebrales múltiples o únicas
con resección quirúrgica previa, en los que es imposible acceder a su tratamiento individualizado por su
número o porque su tamaño las hace imperceptibles
con estudios de imagen. La radioterapia holocraneal
comprende la irradiación de toda la cavidad craneal de
forma homogénea y constituye un tratamiento paliativo o profiláctico que puede aliviar diversos síntomas
neurológicos.
ÓRGANOS DE RIESGO Y PROTECCIÓN
Los órganos de riesgo a considerar deben estar definidos
en la prescripción dosimétrica clínica. Habitualmente son los ojos, para lo cual se arbitra una colimación
que evite su radiación directa, tal como se describe más
adelante.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
POSICIONAMIENTO Y FIJACIÓN DEL PACIENTE
El sistema de inmovilización más usado son las máscaras
termoplásticas fabricadas personalizadamente para cada
paciente.
FIGURA 18-6
A) Corte axial de un tratamiento de holocráneo. Se puede
ver la protección ocular hecha con los colimadores.
B) Imagen desde el punto de vista del haz de radiación
donde se observa la disposición de las láminas del MLC
y los colimadores. Se puede ver el giro del colimador
para adaptarse mejor a la forma del PTV, la protección
ocular y cómo se abren las láminas y el colimador
hacia el aire.
La colocación del paciente sobre la mesa de tratamiento
es en decúbito supino, con la máscara anclada a la mesa
de tratamiento.
DOSIS Y FRACCIONAMIENTO
La dosis y el fraccionamiento a aplicar deben estar
recogidos en la prescripción dosimétrica clínica y en los
procedimientos descritos en los programas de garantía
de calidad del departamento radioterápico.
Generalmente, la dosis total a administrar, a la profundidad del espesor medio del cráneo, así como su fraccionamiento, suele ser de 30 Gy y 10 fracciones, administradas
durante 2 semanas, respectivamente, aunque pueden
darse fraccionamientos más acelerados.
HACES DE RADIACIÓN Y DISPOSICIÓN
La técnica de irradiación más utilizada consiste en dos
campos paralelos y opuestos de RX, de una energía
comúnmente de 6 MV (fig. 18.6A), con técnica isocéntrica
y una relación de pesos 1:1, lo que garantiza una buena
homogeneidad de la distribución de la dosis en todo el
cerebro. La colimación superior del cráneo se realiza de
manera que las láminas estén abiertas un margen suficiente
para garantizar un menor efecto de la penumbra (fig. 18-6B).
233
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
Para conseguir una protección adecuada de los ojos, el
haz se gira de modo que se evite su irradiación y se cubra
totalmente la cavidad craneal. La colimación del límite
del campo que desciende desde la órbita superior del
ojo hasta la parte inferior del cráneo se logra mediante
la mordaza principal del colimador en vez de con las
láminas del MLC, dado que ofrece una menor transmisión de la radiación (0,1% frente a 2%).
USO DE MODIFICADORES DE HAZ
La inmovilización se efectúa también mediante máscaras termoplásticas para evitar posibles movimientos
del paciente y hacer la irradiación reproducible sesión
tras sesión.
La colocación del paciente sobre la mesa de tratamiento
es en decúbito supino, con la máscara anclada a la mesa
de tratamiento.
En caso de disponer de MLC, no se utilizan dispositivos
adicionales para modificar o colimar el haz; de no disponer de MLC, se utilizan bandejas portabloques para
proteger adecuadamente los ojos con bloques de alto
número atómico.
DOSIS Y FRACCIONAMIENTO
CONDICIONES DEL PACIENTE
En cuanto a la dosis, oscila entre 45 y 60 Gy, con un
fraccionamiento entre 1,8 y 2 Gy por sesión diaria.
No se requiere una preparación especial del paciente
más que el inducirle un estado de ánimo tranquilo para
que pueda soportar el efecto claustrofóbico que puede
originar la máscara termoplástica.
4.2. Tumores cerebrales
DEFINICIÓN DEL VOLUMEN O LA LOCALIZACIÓN
234
POSICIONAMIENTO Y FIJACIÓN DEL PACIENTE
Cuando el volumen a tratar está bien delimitado, sea un
tumor cerebral o metastásico, se le irradia selectivamente
en vez de hacerlo a todo el cráneo. La irradiación suele
tener una intencionalidad radical o paliativa, combinada
con una holocraneal.
ÓRGANOS DE RIESGO
Los órganos de riesgo a considerar deben estar recogidos
en la prescripción dosimétrica clínica. Los más comunes en
esta localización son aquellos que se encuentren en la
vecindad del tumor, pudiendo ser todas aquellas estructuras no afectadas por el tumor: ojos, nervios ópticos,
quiasma, tronco cerebral y, en definitiva, todos los descritos en la prescripción del tratamiento.
FIGURA 18-7
La dosis y el fraccionamiento a aplicar deben estar
recogidos en la prescripción dosimétrica clínica y en los
procedimientos descritos en los programas de garantía
de calidad del departamento radioterápico.
HACES DE RADIACIÓN Y DISPOSICIÓN
La energía de los haces generalmente es alta, alrededor
de 15 MV, pero en ocasiones puede ser ventajoso el uso de
baja energía, 6 MV.
El número mínimo de campos utilizados es de tres, con
una disposición en la cual se evite que sean coplanares,
a menos que el tumor esté en la fosa posterior.
Es conveniente usar algún haz que entre por la parte
superior del cráneo utilizando giros de mesa/cabezal,
como puede verse en la figura 18-7. Se intenta girar el
colimador de manera que sus láminas se adapten lo
mejor posible a la forma del PTV.
USO DE MODIFICADORES DE HAZ
Debido a la forma redondeada del cráneo, puede ser
conveniente el uso de cuñas para compensar la diferencia
de espesor por la curvatura. También pueden utilizarse
técnicas multisegmento en los casos en que la ubicación
y la forma del tumor lo requieran.
A) Corte axial en el que se ve la incidencia de dos haces paralelos y opuestos, con cuñas para compensar la diferencia de espesor. B) Corte sagital
en el que se ve la incidencia coronal a través de un giro de mesa/cabezal. C) Reconstrucción 3D donde pueden observarse los órganos de riesgo
y la entrada del haz de radiación.
CAPÍTULO 18
Planificación de tratamientos de teleterapia
CONDICIONES DEL PACIENTE
No se requiere una preparación especial del paciente
más que inducirle un estado de ánimo tranquilo para
que pueda soportar el efecto claustrofóbico que puede
originar la máscara termoplástica.
4.3. Cabeza y cuello
DEFINICIÓN DEL VOLUMEN O LA LOCALIZACIÓN
Los volúmenes tumorales de los tratamientos de cabeza y
cuello afectan a las estructuras incluidas en esas regiones
(laringe, supraglotis, orofaringe, etc.).
ÓRGANOS DE RIESGO
Los órganos de riesgo a considerar deben estar recogidos
en la prescripción dosimétrica clínica. Los habitualmente
considerados son la médula, las parótidas, la laringe, la
glándula tiroides, la mandíbula, la carótida, las vías ópticas, etc. El más importante de todos estos órganos es la
médula, pues exceder el límite de dosis (habitualmente
establecido en 45 Gy) puede provocar graves daños al
paciente.
Las parótidas, las glándulas salivares, se han tenido en
cuenta en los últimos años tras la aparición de técnicas
más sofisticadas, como la IMRT. En los tratamientos 2D o
3D, dada la imposibilidad de obtener una alta conformación, era habitual que el paciente presentara xerostomía
(ausencia de saliva) y, a largo plazo, la aparición de caries,
lo que conducía, como consecuencia, a la pérdida de
piezas dentarias.
POSICIONAMIENTO Y FIJACIÓN DEL PACIENTE
La inmovilización se efectúa también mediante máscaras termoplásticas para evitar posibles movimientos
del paciente y hacer la irradiación reproducible sesión
tras sesión.
La colocación del paciente sobre la mesa de tratamiento
es en decúbito supino, con la máscara anclada a la mesa
de tratamiento.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
DOSIS Y FRACCIONAMIENTO
La dosis y el fraccionamiento a aplicar deben estar
recogidos en la prescripción dosimétrica clínica y en los
FIGURA 18-8
procedimientos descritos en los programas de garantía de
calidad del departamento de radioterapia, ya que pueden
diferir de unos centros a otros. La prescripción dosimétrica habitual, en el caso de técnica 3D-CRT, depende de
los volúmenes a tratar. Suelen distinguirse dos regiones:
una de volumen amplio, que incluye las cadenas ganglionares donde hay sospecha de que se haya podido
extender la enfermedad, cuya dosis de prescripción varía
entre 45 y 50 Gy, y otra que comprende un volumen más
reducido al cual se prescribe una dosis que, añadida a lo
que pueda haber recibido por la irradiación del volumen
amplio, debe alcanzar entre 60 y 70 Gy (fig. 18-8A y B),
con dosis diarias de 1,8 o 2 Gy.
HACES Y DISPOSICIÓN
En el caso de abordar este tipo de tratamientos con
técnica 3D-CRT, utilizada hoy en día sólo en aquellos
centros que no disponen de IMRT, se emplean diversos
campos anteriores, posteriores y laterales abarcando
unos volúmenes de tratamiento muy complejos, que se
extienden por la cabeza y el cuello.
Dicha disposición de campos debe elegirse de modo
que se respeten los múltiples órganos de riesgo (médula
espinal, parótidas, laringe, mandíbula, carótida, glotis y
globos oculares) que se encuentran en esta localización,
evitando solapamientos (sobredosificaciones) e irradiaciones por encima de la tolerancia.
La técnica de IMRT es de elección siempre que esté disponible, por permitir respetar más adecuadamente todas
las restricciones antedichas y cubrir adecuadamente
los PTV.
USO DE MODIFICADORES DE HAZ
Si se utiliza la técnica 3D-CRT suelen emplearse filtros
en cuña en los campos laterales. También es habitual el
uso de múltiples segmentos en diferentes incidencias
para proteger los órganos de riesgo implicados.
CONDICIONES DEL PACIENTE
No se requiere una preparación especial del paciente
más que inducirle un estado de ánimo tranquilo para
que pueda soportar el efecto claustrofóbico que puede
originar la máscara termoplástica.
A y B) Cortes axial y sagital donde queda marcada con una línea roja la unión de campos. C) Corte axial con la distribución de dosis de la parte superior
del volumen irradiado. Se puede observar, en la distribución de dosis, cómo queda protegida la médula. D) Corte axial de la parte inferior del volumen
irradiado. Véase la angulación de los haces con el fin de proteger la médula y la glotis.
235
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
4.4. Compresiones medulares
DEFINICIÓN DEL VOLUMEN O LA LOCALIZACIÓN
La región a irradiar viene definida mediante un estudio
de TC o RM, y suele comprender varios cuerpos vertebrales.
Es un tratamiento paliativo de urgencia, por lo que se
debe tratar al paciente en las primeras 24-48 horas desde
el inicio de los síntomas para evitar efectos irreversibles,
tales como la paraplejia o la tetraplejia según el nivel
vertebral de la lesión.
ÓRGANOS DE RIESGO
Los órganos de riesgo a considerar deben estar recogidos
en la prescripción dosimétrica clínica.
Aunque es un tratamiento paliativo, hay que procurar
evitar irradiar las regiones sanas colindantes. En este
sentido, evitar la irradiación del paquete intestinal por
los haces de salida constituye una buena práctica.
POSICIONAMIENTO Y FIJACIÓN DEL PACIENTE
La posición del tratamiento puede ser el decúbito prono
o supino, dependiendo de la que proporcione mejor
estabilidad y confort del paciente.
En este tipo de tratamientos no es necesario utilizar dispositivos inmovilizadores, ya que la propia posición
garantiza una buena inmovilización.
236
DOSIS Y FRACCIONAMIENTO
La dosis y el fraccionamiento a aplicar deben estar
recogidos en la prescripción dosimétrica clínica y en los
procedimientos descritos en los programas de garantía
de calidad del departamento radioterápico.
del PTV a la superficie del paciente. Si se requiere una
mejor adaptación de la distribución de dosis a la forma
del PTV, puede utilizarse un mayor número de haces.
Un ejemplo sería usar cuatro campos: AP, OPD (oblicuo
posterior derecho), OPI (oblicuo posterior izquierdo) y
PA (fig. 18-9A y B). La angulación del OPD y el OPI se ha
de buscar de modo que se evite el paso de los haces por
los riñones. A veces, debido al tamaño de la compresión
medular que se quiere tratar, no se puede usar la técnica
isocéntrica y hay que trabajar a DFS para conseguir el
tamaño de campo adecuado. En estos casos, el uso de
dos campos AP y PA suele ser lo más sencillo y cómodo
para el paciente. Si el volumen y la forma del tumor lo
requieren, es posible añadir mayor número de segmentos
al tratamiento para conseguir alcanzar entre un 80% y
un 90% de cobertura en la dosis a lo largo del volumen
(fig. 18-9C).
En los casos en que la columna ya haya sido irradiada
y se tenga que proceder a irradiar otra porción vecina a
ella, hay que evitar la sobreirradiación de la zona previa.
Para ello se juega con la divergencia del haz, usando
hemihaces, de manera que la proyección del borde del
haz sea perpendicular al eje promedio de la porción de
columna afectada (fig. 18-9D).
USO DE MODIFICADORES DE HAZ
Es común el empleo de cuñas cuando se usan haces oblicuos para homogeneizar la dosis, y cuando se dispone de
un margen de tiempo suficiente (dada la urgencia de los
casos) para calcular, disponer y analizar la adecuación
de su uso.
CONDICIONES DEL PACIENTE
La dosis comúnmente prescrita es de 20 a 30 Gy, con un
fraccionamiento de 3 o 4 Gy por sesión diaria.
No se requieren otras condiciones más que aquellas que
comporten el mayor confort del paciente, ya que suele
estar afectado por fuertes dolores.
HACES Y DISPOSICIÓN
4.5. Pulmón
Los haces de tratamiento generalmente usados son dos,
paralelos y opuestos, AP y PA, en técnica isocéntrica. Con
el fin de centrar la distribución de dosis en la región de
la columna a irradiar, uno de los haces puede ser de alta
energía (la mayor energía disponible en el acelerador) y
el otro de alta o baja energía dependiendo de la distancia
FIGURA 18-9
DEFINICIÓN DEL VOLUMEN O LA LOCALIZACIÓN
El volumen del tumor en esta localización puede encontrarse en cualquier región del pulmón, lo que puede
dar lugar a que esté más o menos influenciado por el
movimiento respiratorio.
A y B) Corte axial y sagital donde se observa la disposición de los haces. C) Corte sagital. En color rojo se observa una zona previamente irradiada,
y en azul, una nueva zona a irradiar. Se sitúa el isocentro en el plano señalado por la línea roja, consiguiendo evitar la divergencia en esa dirección.
CAPÍTULO 18
Planificación de tratamientos de teleterapia
En función de las diversas localizaciones deben adoptarse estrategias de planificación diferentes, tal como se
describe más adelante.
ÓRGANOS DE RIESGO
Los órganos de riesgo a considerar deben estar recogidos
en la prescripción dosimétrica clínica. Generalmente son
el corazón, la médula espinal y el resto del pulmón no
afectado por la enfermedad, así como el pulmón contralateral.
POSICIONAMIENTO Y FIJACIÓN DEL PACIENTE
La posición del paciente es en decúbito supino, con los
brazos colocados hacia arriba del cuerpo.
Puede utilizarse un sistema de fijación que permita proporcionar una cierta inclinación para un mayor confort
del paciente, o lograr una mejor geometría para introducir los haces de tratamiento.
DOSIS Y FRACCIONAMIENTO
La dosis y el fraccionamiento a aplicar deben estar
recogidos en la prescripción dosimétrica clínica y en los
procedimientos descritos en los programas de garantía
de calidad del departamento radioterápico.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La dosis habitual es de 66 Gy, con una distribución de
2 Gy al día si el tratamiento es radical o de 30 Gy a 3 Gy
al día si es con intención paliativa.
FIGURA 18-10
Corte axial de un caso de cáncer de pulmón donde se quiere irradiar
el mediastino.
USO DE MODIFICADORES DE HAZ
Con frecuencia se utilizan cuñas o segmentos para evitar
sobredosificaciones indeseables.
CONDICIONES DEL PACIENTE
No se requieren condiciones especiales de preparación
del paciente, más que el uso de soportes que mejoren
su confort o el uso de oxígeno medicinal en caso de
dificultad respiratoria.
Como nota de atención, cabe señalar que la baja densidad del pulmón provoca un déficit de equilibrio electrónico que no es debidamente tenido en cuenta por
algunos algoritmos de cálculo implementados en ciertos
sistemas de planificación dosimétricos, lo que da lugar
a resultados inexactos.
4.6. Mama
HACES Y DISPOSICIÓN
En un caso u otro puede ser requerida la irradiación
de los ganglios linfáticos de la mamaria interna o los
supraclaviculares.
Si el tumor está en el mediastino se usan dos campos,
AP y PA, de la más alta energía disponible (alrededor de
15 MV), tratando de evitar la irradiación de volúmenes
grandes del pulmón y la médula espinal. Se completa
la irradiación mediante campos oblicuos, OPD y OPI,
de alta o baja energía, para evitar la irradiación de la
médula, seleccionando la dirección de entrada del haz de
modo que atraviese sólo el pulmón afectado. La estrategia se basa en buscar el compromiso más favorable entre
la irradiación del pulmón y la médula, de manera que
no se superen los límites de tolerancia de estos órganos
(fig. 18-10).
En el caso de que el tumor esté más lateralizado, pueden
usarse de tres a cinco haces de tratamiento, tratando
de evitar el pulmón contralateral sano y la médula. Se
recomienda el uso de haces de baja energía, ya que su
penumbra es menor en las condiciones de baja densidad
del pulmón.
De todas formas, dependiendo de la localización del
tumor pueden requerirse incidencias que, al atravesar el
mediastino, precisen haces de mayor energía.
DEFINICIÓN DEL VOLUMEN O LA LOCALIZACIÓN
El volumen a irradiar depende de si la paciente está mastectomizada o no. En el primer caso, comprende la pared
torácica, y en el segundo, la mama completa.
En las mujeres mastectomizadas, el volumen blanco es
virtual y generalmente es el lecho tumoral, cubriendo la
cicatriz de la cirugía, como lugares de posible diseminación metastásica.
ÓRGANOS DE RIESGO
Los órganos de riesgo a considerar deben estar recogidos
en la prescripción dosimétrica clínica. Comúnmente son
los pulmones y el corazón.
POSICIONAMIENTO Y FIJACIÓN DEL PACIENTE
La posición de la paciente es muy importante, ya que
dependiendo de ella se podrá lograr evitar en mayor
medida la irradiación de los órganos de riesgo. En general es en decúbito supino, elevando uno o los dos brazos
por encima de la cabeza, girando esta en ciertas circunstancias hacia el lado contrario a la mama afecta.
En algunos centros se utiliza un posicionamiento con
los dos brazos hacia arriba, de modo que se consigue
237
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
una cierta simetría corporal y así se facilita el reposicionamiento diario.
La utilización de un plano inclinado permite horizontalizar la pendiente de la pared torácica en la región
del esternón, lo cual es útil para disminuir el volumen
pulmonar incluido en el campo de irradiación.
Existen diferentes sistemas de inmovilización, fundamentalmente cuñas, aunque en el caso de la mama hay
que tener en consideración que una inmovilización
por completo satisfactoria no existe, y en especial si el
tamaño de la mama es grande. En casos de mamas muy
voluminosas puede utilizarse un posicionamiento en
decúbito prono, para lo cual hay que disponer de una
mesa especial que permita alojar y dejar colgar la mama,
de manera que pueda irradiarse con dos campos paralelos y opuestos.
DOSIS Y FRACCIONAMIENTO
La dosis y el fraccionamiento a aplicar deben estar
recogidos en la prescripción dosimétrica clínica y en los
procedimientos descritos en los programas de garantía
de calidad del departamento radioterápico.
La dosis común de tratamiento es de 50 Gy con un fraccionamiento de 2 Gy al día.
238
En mamas tumorectomizadas puede requerirse una
sobredosificación del lecho tumoral con una dosis entre
10 y 16 Gy a razón de 2 Gy al día. Esta irradiación se puede realizar con electrones, fotones o con braquiterapia,
dependiendo de la profundidad a la que se encuentre
el PTV.
HACES Y DISPOSICIÓN
En general, el tratamiento de la mama se realiza con dos
haces tangenciales opuestos (fig. 18-11A).
Casos sin afectación ganglionar linfática
supraclavicular
La energía utilizada es la más baja disponible en el acelerador. Se utilizan dos campos tangenciales y opuestos,
y cuando no se dispone de MLC pueden usarse cuñas
para compensar la diferencia de espesor entre la base y
la parte distal de la mama. En caso de disponer de MLC,
FIGURA 18-11
pueden utilizarse varios segmentos en cada orientación
principal para homogenizar la dosis a lo largo de la
mama, compensando la infradosificación en la zona de
contacto de la mama con la pared torácica.
La anchura de los haces principales, tangencial interno (TI)
y tangencial externo (TE), debe dimensionarse de manera
que evite que el movimiento respiratorio haga que la
mama entre en zona de penumbra.
La angulación del haz de radiación se selecciona de
modo que se evite, en la medida de lo posible, la irradiación del pulmón y del corazón.
Casos con afectación ganglionar linfática
supraclavicular
La irradiación de los campos mamarios se efectúa en
general con hemicampos, situando el eje principal del
haz (fig. 18-11B) en el límite superior del campo donde
confluye el PTV de la mama con el PTV de la región ganglionar supraclavicular. La zona superior supraclavicular
se irradia con dos hemicampos conformados, AP de
baja energía y PA de alta energía, ligeramente inclinados
(5-30°) para proteger todo lo posible la médula y la glotis (fig. 18-11C). De esta forma se evita la yuxtaposición
de los campos mamarios con el supraclavicular, que
puede originar una sobredosificación o una infradosificación en la zona limítrofe.
En los casos de pacientes que hayan sufrido cirugía, la
irradiación se realiza ajustando los campos a las características de esta, y pueden utilizarse haces de RX, de
electrones o una combinación de ambos.
USO DE MODIFICADORES DE HAZ
El uso de bolus es común cuando el PTV de la mama es
muy superficial y en especial en el tratamiento de las
paredes torácicas de las pacientes mastectomizadas.
En ciertas ocasiones puede ser conveniente utilizar cuñas
para homogeneizar la dosis, o bien una técnica multisegmento.
CONDICIONES DEL PACIENTE
No se requiere preparación especial del paciente para la
administración del tratamiento.
A) Corte axial que muestra los haces tangenciales externo e interno. B) Corte coronal que muestra la zona de unión de campos. C) Campos ligeramente
oblicuos para evitar la médula.
CAPÍTULO 18
Planificación de tratamientos de teleterapia
4.7. Recto
DEFINICIÓN DEL VOLUMEN O LA LOCALIZACIÓN
El volumen de tratamiento del cáncer colorrectal puede
definirse de dos maneras: tomando en consideración
sólo el tubo intestinal o considerando incluido el espacio
virtual colorrectal.
La extensión de la zona a irradiar viene definida por los
estudios de imagen y la valoración clínica del oncólogo
radioterapeuta.
ÓRGANOS DE RIESGO
Los órganos de riesgo a considerar deben estar recogidos
en la prescripción dosimétrica clínica.
POSICIONAMIENTO Y FIJACIÓN DEL PACIENTE
La posición del paciente es en decúbito prono con los
brazos hacia arriba.
Los sistemas de inmovilización utilizados son planchas
con un agujero central, que admiten que el paciente
repose en decúbito prono y permiten que el abdomen no
esté comprimido al poder sobresalir por dicho agujero
central. Estas planchas se conocen, por su denominación en inglés, como belly board. De esta forma se puede
proceder a irradiar la zona colorrectal protegiendo el
intestino en gran parte.
DOSIS Y FRACCIONAMIENTO
Tanto la dosis como el fraccionamiento que tienen que
aplicarse deben estar recogidos en la prescripción do­
simétrica clínica y en los procedimientos descritos en los
programas de garantía de calidad del departamento ra­
dioterápico.
Habitualmente la dosis administrada es de 45 Gy con
una frecuencia de 1,8 Gy al día.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
HACES Y DISPOSICIÓN
La técnica de tratamiento general son tres haces, PA, LD y
LI, con alta energía debido al espesor considerable de la
zona abdominopélvica. Alternativamente, se puede
recurrir a la utilización de segmentos para homogeneizar
la dosis. En la figura 18-12 se muestra un ejemplo de
esta disposición.
Por otro lado, si el volumen blanco es cóncavo y los
órganos de riesgo están dentro de la concavidad, será
necesario recurrir a técnicas de IMRT.
USO DE MODIFICADORES DE HAZ
Pueden utilizarse cuñas para compensar la curvatura
de la región lateral del cuerpo, zona de entrada de los
haces laterales.
CONDICIONES DEL PACIENTE
(VACIADO DE VEJIGA, INTESTINO, ETC.)
Antes del tratamiento de cada sesión, el paciente deberá
proceder a vaciar su intestino.
FIGURA 18-12
Disposición general de tratamiento de un recto.
4.8. Próstata
DEFINICIÓN DEL VOLUMEN O LA LOCALIZACIÓN
El volumen a considerar puede ser variable, pero en general comprende la glándula prostática y en ocasiones se
extiende a las glándulas seminales.
ÓRGANOS DE RIESGO
Los órganos de riesgo a considerar deben estar recogidos en la prescripción dosimétrica clínica. En general
se consideran como tales el recto, la vejiga y las cabezas
femorales.
POSICIONAMIENTO Y FIJACIÓN DEL PACIENTE
En el tratamiento del carcinoma de próstata no suele
utilizarse ningún dispositivo de inmovilización, ya que la
posición en decúbito supino la garantiza. Sin embargo,
para garantizar la reproducibilidad sesión a sesión se
recurre a elementos fijadores de la posición de las piernas
y de los pies, ya que un cambio en esta puede dar lugar a
un desplazamiento de las estructuras pélvicas y por tanto
de la propia próstata.
DOSIS Y FRACCIONAMIENTO
La dosis y el fraccionamiento a aplicar deben estar
recogidos en la prescripción dosimétrica clínica y en los
procedimientos descritos en los programas de garantía
de calidad del departamento radioterápico.
La dosis que generalmente se administra es de alrededor
de 70 Gy a un ritmo de 2 Gy por sesión.
HACES Y DISPOSICIÓN
El número de campos que se utilizan es variable, pero
para lograr una buena distribución suelen utilizarse entre
cinco y nueve campos, modificando su incidencia y la
ponderación de cada uno de ellos para lograr los dos
objetivos habituales: irradiar la próstata y no hacerlo a
los órganos de riesgo.
USO DE MODIFICADORES DE HAZ
Con la técnica de múltiples campos e incidencias no
suelen utilizarse modificadores de los haces, aunque
239
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
pueden emplearse para cada incidencia varios segmentos, para conseguir conformar las isodosis a la concavidad que generalmente provoca el límite de la próstata
con el recto.
CONDICIONES DEL PACIENTE
(VACIADO DE VEJIGA, INTESTINO, ETC.)
Es importante el llenado de la vejiga, ya que el líquido
desplaza parte de esta fuera del volumen de tratamiento,
favoreciendo su no irradiación. Al objeto de lograr una
buena repetibilidad del tratamiento, este llenado debe
procurar ser similar todos los días.
En lo que respecta al recto, debe estar desocupado antes
de la sesión de tratamiento, ya que su llenado puede
provocar el desplazamiento de la próstata.
4.9. Extremidades
DEFINICIÓN DEL VOLUMEN O LA LOCALIZACIÓN
Las lesiones tumorales en las extremidades son muy
variadas en extensión y forma, y en cada caso son definidas por el clínico de manera muy particularizada.
ÓRGANOS DE RIESGO
Los órganos de riesgo a considerar deben estar recogidos
en la prescripción dosimétrica clínica.
240
Habitualmente se trata de dejar un pasillo a lo largo de
la extremidad sin irradiar para evitar complicaciones
de carácter linfático o vascular, que pueden suceder en
caso de que se irradie en toda su extensión.
POSICIONAMIENTO Y FIJACIÓN DEL PACIENTE
La inmovilización es bastante compleja. Generalmente
se recurre a colchones o sistemas bicomponentes (Alpha
Cradle®) que, fabricados a modo de férulas, sujetan y
orientan la extremidad ante los haces de tratamiento de
manera que la posición pueda reproducirse día a día.
DOSIS Y FRACCIONAMIENTO
La dosis y el fraccionamiento a aplicar deben estar
recogidos en la prescripción dosimétrica clínica y en los
procedimientos descritos en los programas de garantía
de calidad del departamento de radioterapia.
HACES Y DISPOSICIÓN
El tratamiento se realiza habitualmente con dos campos
paralelos y opuestos. En ocasiones no se irradia todo el
volumen, dejando una zona sin irradiar a modo de pasillo para proteger la cadena linfática y evitar la aparición
de un linfedema.
USO DE MODIFICADORES DE HAZ
No suelen utilizarse modificadores del haz.
CONDICIONES DEL PACIENTE
No suelen precisarse condiciones especiales.
5. RESUMEN
Se han descrito las características más generales de distintos tratamientos comunes en los departamentos de
radioterapia.
Se han expuesto las características de ciertas disposiciones básicas de haces (campos paralelos y opuestos,
técnicas en caja) y la utilización de ciertos elementos
auxiliares comunes (bolus y cuñas), ya que su uso puede ser necesario en cada una de las localizaciones a
planificar.
Los aspectos más detallados de cada técnica deben consultarse en textos más especializados, ya que existen
condiciones y pormenores cuya consideración es de
gran importancia antes de poner en marcha una técnica
determinada.
Bibliografía
Barrett A, Dobbs J, Roques T. Practical radiotherapy planning. 4th ed.
Boca Raton, CA: CRC Press; 2009.
Brosed A, Lizuain MC. Fundamentos de física médica. Vol. 3. Bases
físicas, equipos, determinación de la dosis absorbida y programa
de garantía de calidad. Madrid: ADI; 2011.
Brosed A, Millán E. Fundamentos de física médica. Vol. 4. Radioterapia
externa II. Dosimetría clínica, algoritmos de cálculo, sistemas de
planificación y control de calidad. Madrid: ADI; 2011.
CAPÍTULO
19
Técnicas avanzadas
de planificación
Alfredo Montes Uruén, Luis Núñez Martín, Ruth Rodríguez Romero y Jaime Martínez Ortega
ÍNDICE
1. Radioterapia de intensidad modulada 241
1.1.Introducción a la radioterapia
de intensidad modulada con RX 241
1.2.Tipos de radioterapia de intensidad
modulada 242
1.3.Planificación del tratamiento con
radioterapia de intensidad modulada 243
2. Radioterapia intraoperatoria 243
3. Procedimientos estereotáxicos 244
3.1.Radiocirugía y radioterapia
estereotáxica craneal 244
1. RADIOTERAPIA DE INTENSIDAD
MODULADA
1.1. Introducción a la radioterapia
de intensidad modulada con RX
Antes de todo, debe resaltarse que el trabajo con la técnica de intensidad modulada de los campos de tratamiento
(IMRT, intensity modulated radiation therapy) debe iniciarse
con gran cuidado. Esto es porque hay aspectos singulares
asociados a esta técnica que no son trasladables de las
técnicas previas utilizadas, por ejemplo, en 3D-CRT. La
prescripción, la evaluación y la aceptación de los tratamientos basados en las distribuciones de dosis que proporciona la IMRT no son las mismas que las obtenidas
con las técnicas que la precedieron durante muchos años.
Incluso la ICRU, elaboró un report especial (Prescribing,
Recording, and Reporting Intensity-Modulated PhotonBeam Therapy [IMRT][ICRU Report 83] report 83) para
remarcar estas diferencias.
En el capítulo 18 se estudia el tratamiento radioterápico
utilizando la técnica de radioterapia conformada tridimensional (3D-CRT, three-dimensional conformal radio­
therapy) con RX fundamentalmente, donde la fluencia
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
3.2.Radioterapia estereotáxica
extracraneal 244
4. Radioterapia guiada por la imagen 245
5. Radioterapia adaptativa 245
6. Corrección del movimiento
intrafracción 245
7. Técnicas especiales 246
7.1.Irradiación de cuerpo entero 246
7.2.Irradiación cutánea total 247
8. Resumen 248
Bibliografía 248
de radiación sólo se modifica mediante el uso de cuñas,
bloques protectores o una yuxtaposición sencilla de
haces. En esta técnica, el problema está centrado en el
diseño de los haces de tratamiento. En cambio, con la
IMRT el problema se traslada del diseño de los haces al
diseño de las distribuciones de dosis.
El objetivo de la planificación dosimétrica es lograr
una óptima adaptación de las distribuciones de dosis
a la forma irregular de los tumores. Para ello hay que
recurrir a utilizar múltiples haces, con incidencias
diversas, con formas y fluencias adaptadas a la forma
del volumen a tratar. Encontrar una solución óptima
con todas estas variables requiere un abordaje diferente del utilizado con 3D-CRT. Así, de utilizar un
método de prueba-error-corrección manual, se ha de
pasar a uno basado en el cálculo automático, en el que
se utilizan algoritmos de optimización interactivos y
repetitivos. El resultado es sustancialmente mejor que
el conseguido con las técnicas de planificación antes
utilizadas, como la 3D-CRT. Con el desarrollo de los
colimadores multilámina (MLC, multileaf collimator) se
resolvieron los dos problemas fundamentales: lograr
generar aperturas de haces de formas irregulares y
mediante la sumación de estos haces, usando diferentes
241
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
estrategias, lograr cambiar la fluencia según nuestras
necesidades. Estas estrategias son las que han dado lugar
a las diferentes técnicas que se describen más adelante.
La modulación de la intensidad perseguida con el MLC en
la IMRT es de principio no uniforme, debido a que, cuando un haz incide en una determinada dirección sobre el
cuerpo de un paciente, por un lado debe procurar envolver
el tumor, pero por otro también debe evitar los órganos de
riesgo, y esto teniendo en cuenta la diferente absorción
de los tejidos que el haz se encuentra en su recorrido.
El proceso de cálculo utilizado en IMRT, generalmente
se desarrolla en dos fases. En la primera, se calcula la
fluencia de los haces componentes para conseguir el
objetivo definido (irradiación adecuada del PTV y protección de las regiones sanas), y en la segunda se calculan
los haces reales que ha de «fabricar» el acelerador y que
proporcionarán esa fluencia.
242
de cómo se utilicen las diferentes herramientas disponibles para modificarlas, que están basadas fundamentalmente en la geometría de los haces, en su combinación y
en la variación de la tasa de radiación, como es empleado
en la última aportación tecnológica de la industria: la
arcoterapia volumétrica de intensidad modulada (VMAT,
volumetric modulated arc therapy).
Se describirán sucintamente algunos principios básicos
de las diferentes técnicas, sin abordar detalles constructivos muy importantes imposibles de tratar dado el
espacio disponible, pero que pueden ser estudiados en
la muy numerosa bibliografía existente sobre el tema.
Estos diferentes tipos de IMRT están integrados y disponibles en todos los sistemas comerciales de planificación
actuales, RTPS (Radiotherapy Treatment Planning Systems).
IMRT ESTÁTICA
En la primera fase, el cálculo se efectúa dividiendo los
haces principales correspondientes a cada incidencia
(angulación) en pequeños haces, minihaces o beamlets.
De este modo, la matriz de fluencia de cada beamlet configura un mapa de fluencia global de lo que se precisa
«idealmente» para conseguir los objetivos perseguidos en
el tratamiento. La gran versatilidad que se tiene con este
proceder a la hora de conseguir un mapa de fluencia complejo es muy grande, lo que permitirá una gran adaptación
de los haces y las distribuciones de dosis consiguientes,
a formas de tumores muy complejas. Hay que decir también, que la solución de este problema de optimización
no es única y que puede haber resultados diferentes, con
diferente grado de aproximación a lo óptimo (lo mejor).
Esta técnica, denominada también step and shoot (paso
y disparo), que describe la forma de conseguir la modulación, se lleva a cabo mediante la superposición-sumación de distintos haces logrados con configuraciones
determinadas de láminas del MLC (segmentos), donde
manteniendo fija la incidencia del haz o del brazo del
acelerador se suceden los segmentos y la irradiación consiguiente. La suma de segmentos configura el haz para una
incidencia determinada, el cual, junto con todas las que
se haya decidido utilizar, nos aproximará al cubrimiento
perseguido. El paso de una incidencia a la siguiente se
produce interrumpiendo la emisión de radiación.
Dado el alto grado de precisión y exactitud en la administración de la dosis que proporciona esta técnica de
IMRT, es posible abordar tratamientos que precisen
de dosis mayores para lograr unos mejores resultados clínicos, algo que con menores precisiones era impensable.
La IMRT dinámica, denominada también sliding window
(ventana deslizante), que describe también la forma de
obtener la modulación, se consigue, para cada incidencia, haciendo que las láminas del MLC se muevan de
un lado al otro de su recorrido posible, mientras se está
emitiendo radiación. Es como una técnica step and shoot
pero con innumerables segmentos, puesto que estos
se están produciendo de manera dinámica, y de ahí su
nombre. Lógicamente, al ser mayor el número de haces
utilizados, la conformación puede ser mayor que con la
técnica de step and shoot, aunque esto es a costa de necesitar un mayor número de unidades monitor (cantidad
de radiación producida por el acelerador).
En particular, la potencia de la técnica de IMRT para
conseguir formas de distribuciones dosimétricas complejas es especialmente útil para poder tratar lesiones
con formas como son las que tienen concavidades
o convexidades, y que pueden encontrarse en casos como
los de los tratamientos de próstata.
La singularidad de la IMRT se refleja también en la posibilidad de poder proporcionar altos gradientes de dosis,
de forma que las distribuciones de dosis pueden llegar a
ser tan homogéneas como se precise.
IMRT DINÁMICA
TOMOTERAPIA
1.2. Tipos de radioterapia de intensidad
modulada
La tomoterapia es una forma de arcoterapia que consiste en la irradiación de los volúmenes de tratamiento
en sucesivos pasos, irradiando el PTV rodaja a rodaja,
mediante un haz de RX de 6 MV que puede girar 360°
de modo continuo. Esto se consigue utilizando un MLC
binario (las láminas sólo adoptan dos posiciones: abiertas o cerradas), cuyas láminas están controladas individualmente de tal forma que producen una modulación
de la radiación corte a corte.
Existen diversos tipos de IMRT, es decir, distintas formas
de conseguir la modulación de las fluencias, en función
La modalidad de tomoterapia moderna es la denominada helicoidal, en la cual la irradiación se produce
Por último, la posibilidad de realizar tratamientos concomitantes o la irradiación de volúmenes independientes
de manera sencilla y simultánea constituye otra gran
ventaja frente a otras técnicas como la 3D-CRT.
CAPÍTULO 19
Técnicas avanzadas de planificación
circularmente alrededor del paciente, mientras se mueve
simultáneamente la mesa de tratamiento, componiéndose así un movimiento helicoidal, de un modo similar a
como se producen las modernas exploraciones de tomografía computarizada (TC) en radiodiagnóstico.
La tomoterapia está concebida por el fabricante como un
sistema integrado que incluye el acelerador, el sistema
de planificación dosimétrico y el sistema de verificación
por imagen, el cual proporciona un estudio TC previo
al tratamiento para su control.
VMAT
En la VMAT la modulación se produce por el efecto
combinado de la modificación de la intensidad de la
radiación (tasa de dosis), la rotación del haz, la velocidad
de rotación y la conformación continua del mismo.
Su desarrollo ha supuesto una alternativa a la tomoterapia, puesto que algunos de los acelerados clínicos
«estándar» actuales pueden llegar a ser actualizados con
las herramientas necesarias para hacer VMAT.
La irradiación suele realizarse mediante el uso de uno o
más arcos, y los resultados se aproximan a los conseguidos
por la tomoterapia sin llegar aún a superarla (este es un
debate actual), siendo esta considerada como el método
de referencia de los tratamientos con RX actuales y futuros.
1.3. Planificación del tratamiento
con radioterapia de intensidad modulada
La planificación dosimétrica de la IMRT tuvo que desarrollarse como consecuencia de la dificultad que entrañaba el manejo de un gran número de campos, con todas
las variables asociadas a cada uno de ellos (formas, incidencias, ponderación, etc.), para conseguir modelar las
distribuciones de dosis con formas complejas y variadas.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Esto condujo a la resolución del «problema inverso»:
conocido lo que se desea conseguir, se ha de proceder a
buscar los elementos que pueden proporcionarlo a través
de un modelo físico-matemático.
PLANIFICACIÓN DIRECTA
EN LOS TRATAMIENTOS DE IMRT
Originalmente esta estrategia se desarrolló en momentos
iniciales de la IMRT, en que por carencia de soluciones
o productos más avanzados y la dificultad que entraña
la resolución del problema inverso, fue abordada a base
de plantillas con configuraciones de campos formados
por varios segmentos y para cada tipo de tratamiento.
Desafortunadamente, esta solución requería una gran
destreza y experiencia por parte de los radiofísicos y de
los técnicos a cargo de las planificaciones, ya que la solución se obtiene mediante un proceso manual interactivo
de prueba-error que a veces no resolvía adecuadamente
lo que con IMRT se lograba. Este método basado en el
manejo de un número reducido de campos y segmentos
se denomina planificación directa (forward).
En el método forward, el dosimetrista selecciona «manualmente» una serie de haces que introduce en el RTPS. Ello
supone seleccionar previamente el tipo o energía del haz,
el número de haces, su forma y su incidencia. El cálculo
se realiza usando los algoritmos comunes a la técnica
3D-CRT y la optimización se obtiene manualmente,
observando los resultados, variando estos parámetros y
volviendo a calcular.
La planificación forward es relativamente sencilla y se
parece en gran medida al sistema utilizado en la planificación convencional usada en 3D-CRT.
PLANIFICACIÓN INVERSA EN LOS TRATAMIENTOS
DE IMRT
La segunda estrategia, denominada planificación inversa,
normalmente se aborda mediante la resolución del problema inverso, en el cual, se parte de los datos que se
quieren obtener y mediante iteraciones sucesivas del
modelo físico que gobierna el proceso se trata de obtener
las condiciones iniciales que proporcionarán tales resultados, es decir, las características de los haces.
Este problema físico-matemático puede ser resuelto
de diferentes formas. Una de ellas aborda el problema
optimizando la fluencia de los haces al minimizar una
función objetivo, después de lo cual, una vez admitida
como satisfactoria tal minimización, se ha de proceder
a la obtención de los segmentos de haces reales, que
pueden proporcionar la fluencia obtenida.
En la planificación IMRT usando dicho algoritmo
inverso, se asignan restricciones (constraints) para cada
estructura (órgano de riesgo y PTV); restricciones que
están relacionadas con la prescripción clínica planteada
por el médico. Tales restricciones pueden venir dadas
por la dosis máxima y mínima que debe recibir el PTV
y los órganos de riesgo y las dosis máximas permisibles
para cada órgano con especificación de los volúmenes
que pueden tolerarlas.
En el proceso y la entrega de resultados por el sistema de
planificación, buen cuidado ha de tenerse por vigilar el
cumplimiento de estas restricciones, así como la posible
presencia de puntos calientes o fríos (sobredosificaciones
o infradosificaciones), y del lugar donde puedan aparecer.
Técnicamente este problema es abordado mediante la
creación de volúmenes o estructuras auxiliares en los
que se aplican restricciones adicionales que evitan la
aparición de estas sobre o infradosificaciones (fig. 19-1).
2. RADIOTERAPIA INTRAOPERATORIA
La radioterapia intraoperatoria (IORT, intraoperative
radiotherapy) consiste en la irradiación con haces de electrones del lecho tumoral expuesto en un acto quirúrgico.
Esta actuación puede requerirse porque la resección no
haya podido ser completa o porque haya un alto riesgo
de que queden restos del tumor imperceptibles a la vista
en el propio acto quirúrgico.
243
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
3. PROCEDIMIENTOS ESTEREOTÁXICOS
3.1. Radiocirugía y radioterapia
estereotáxica craneal
La radiocirugía es un tratamiento cuyo nombre fue acuñado por el neurocirujano sueco Lars Leksell. El término
«radiocirugía» (SRS, stereotactic radiosurgery) se define
como el tratamiento de lesiones cerebrales, de tamaño
reducido (<3 cm de diámetro), con una sola sesión de
radiación y utilizando técnicas estereotáxicas de fijación
y localización que garantizan una precisión de ejecu­
ción submilimétrica.
La radioterapia estereotáxica (SRT, stereotactic radiation
therapy) es una técnica similar a la anterior, pero difiere
en que los tratamientos pueden ser administrados de
manera fraccionada, en general en pocas sesiones.
FIGURA 19-1
Gráfica que muestra el uso de volúmenes auxiliares, lo que permite
encerrar la isodosis del 100%.
244
El tratamiento, obviamente, consta de una sola dosis
administrada en una única sesión de tratamiento.
La irradiación requiere el traslado del paciente desde el
quirófano a la sala del acelerador en el departamento
de radioterapia o bien irradiarlo en el propio quirófano,
en caso de que se disponga de un acelerador específico
para este tipo de técnica. En ambos casos, el paciente es
abierto de forma que la región a irradiar quede expuesta
y expedita para situar los aplicadores de electrones dentro del cuerpo del paciente.
El uso de haces de electrones se debe a que el reducido poder de penetración de estos, permite administrar
altas dosis evitando la radiación de los órganos de riesgo
colindantes.
Las energías utilizadas normalmente oscilan entre 4 y
12 MeV.
Dentro de este tipo de tratamientos que requieren una
intervención quirúrgica, se puede incluir la braquiterapia
perioperatoria de alta tasa de dosis (HDR-IORT). En este
caso, durante la intervención quirúrgica se colocan unos
catéteres o tubos de material plástico en la cavidad donde
puede caber la posibilidad de existencia de un tumor.
Una vez colocados estos catéteres, es posible deslizar
por ellos, desde el exterior y por medio de un proyector
de fuentes específicos para braquiterapia, una fuente
radiactiva. Este tipo de tratamiento puede hacerse de
manera ambulatoria, de manera que se puede administrar de forma fraccionada, con lo que se consigue una
mejor tolerancia del mismo.
El procedimiento de fijación y localización busca referenciar la posición espacial de la lesión a un sistema de
coordenadas fijado al paciente. Puede ser invasivo o no
invasivo, siendo este último el utilizado para la radioterapia estereotáxica, ya que el procedimiento invasivo
precisa la fijación de un anillo o marco esterotáxico (sistema de coordenadas) que al tenerse que clavar a la tabla
craneal del paciente mediante punzones, obviamente
crea una situación dolorosa para él, aparte de otras consideraciones logísticas.
La fijación no invasiva se realiza mediante varias técnicas.
La más común se basa en máscaras personalizadas de
material termoplástico que se fijan al tablero de la mesa
de tratamiento mediante enclavamiento y referenciación.
Esta referenciación se basa en una localización por infrarrojos e imágenes de RX estereotáxicas relacionadas con
la ubicación de la lesión y permite el control del posicionamiento del paciente frente al haz de tratamiento.
Este sistema de fijación no invasiva y control debe ser
considerado un sistema de radioterapia guiado por la
imagen (IGRT), que se describirá más adelante.
La irradiación generalmente consiste en administrar
múltiples haces de radiación, ya sea con técnicas isocéntricas 3D-CRT, arcoterapia o IMRT.
La posibilidad de poder administrar la dosis terapéutica
en una sola sesión se infiere de la técnica de alta precisión utilizada, que permite evitar irradiar en gran manera
las regiones críticas colindantes a la lesión, aparte de que
en ciertas patologías la mayor efectividad de la radiación
se consigue en sesiones únicas de alta dosis.
3.2. Radioterapia estereotáxica
extracraneal
La radioterapia estereotáxica extracraneal (SBRT, stereo­
tactic body radiation therapy) es una técnica que participa
de los mismos principios que la craneal, variando en que
la localización de las lesiones se encuentra en cualquier
punto fuera del cráneo, habitualmente en el hígado, el
pulmón o la columna vertebral.
CAPÍTULO 19
Técnicas avanzadas de planificación
El procedimiento de fijación y referenciación es de
menor eficacia que el utilizado en las localizaciones craneales (caja rígida ósea), por los problemas
intrínsecos a la localización extracraneal como son
los movimientos fisiológicos de la respiración y cardíacos, o el llenado aleatorio de las cavidades corporales.
4. RADIOTERAPIA GUIADA
POR LA IMAGEN
La radioterapia guiada por la imagen (IGRT, imageguided radiation therapy) es una modalidad de radioterapia en la cual se usan procedimientos de imagen
diversos, previos a o durante la administración del
tratamiento, para garantizar la posición del paciente en
las mismas condiciones geométricas que se emplearon
para la realización del estudio de simulación TC. La
garantía de que la posición del paciente es la misma
en el estudio de simulación que en el tratamiento, es
de la máxima importancia, ya que de lo que se trata
es de administrar realmente la dosis calculada en la
planificación en base a unas condiciones definidas en
el estudio TC.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Dicha garantía de reproducibilidad y exactitud de la
posición aún se hace más importante cuando se están
utilizando técnicas de IMRT. Esto se debe a que con la
IMRT se busca una alta adaptación de la distribución de
dosis al PTV y los órganos de riesgo, para poder incluso
administrar dosis más altas (más efectivas) al tumor.
Esto solo se puede hacer disminuyendo márgenes
de seguridad excesivos que son los que suponen
una mayor irradiación de los tejidos sanos. Además,
dado el alto gradiente de dosis asociado a la IMRT,
pequeños errores geométricos en el posicionamiento
del paciente frente al haz pueden suponer altos errores
dosimétricos.
Las técnicas de IGRT más utilizadas consisten en verificar
el posicionamiento antes del tratamiento o bien durante
este, mediante estudios de RX, tal como se ha descrito
en los capítulos 13 y 14. El protocolo debe venir fijado en
el programa de garantía de calidad, donde se deben es­
pecificar, para cada localización, los controles a realizar y
su periodicidad.
Una vez realizados los controles, en caso de superar
los límites admisibles de error hay que proceder a su
corrección y estudio para evitar su repetición.
En resumen, las ventajas que ofrece la IGRT son que
se obtiene una mayor precisión en la localización
del PTV, y que permite administrar una dosis más
alta preservando los órganos de riesgo. Los sistemas
de IGRT no sólo ayudan a corregir los errores por
movimiento, sino también las posibles variaciones de
forma y volumen del PTV y los órganos de riesgo a lo
largo del tratamiento, lo que a veces puede obligar a
una repetición de la planificación dosimétrica a partir
de cualquier sesión.
5. RADIOTERAPIA ADAPTATIVA
La radioterapia adaptativa (ART, adaptive radiotherapy)
es la técnica que se utiliza para adaptar el tratamiento
a las nuevas condiciones geométricas del paciente que
se vayan produciendo a lo largo del mismo, tales como
variaciones de forma, volumen o posición del PTV y
de los órganos de riesgo. Estas variaciones pueden ser
importantes sobre todo en localizaciones como la cabeza
y el cuello, aunque pueden presentarse en cualquier otra
localización.
La consecuencia de dichas variaciones es el desplazamiento de las distribuciones de dosis respecto a los
volúmenes utilizados en la planificación. Esto requiere
no sólo rehacer los sistemas de inmovilización, sino
también modificar la propia planificación dosimétrica.
La logística de los procedimientos a seguir es variada,
siendo hoy en día muy dependientes del fabricante de
aceleradores y de los RTPS, ya que ambos están involucrados en las correcciones a realizar.
La secuencia del procedimiento se inicia con la detec­
ción de las variaciones y, basándose en ellas, la determi­
nación a adoptar sobre la admisibilidad de la nueva situación en relación con los límites de tolerancia de las va­
riaciones establecidas. Una vez confirmado que las modificaciones producidas precisan reajustes, hay que iniciar
un nuevo proceso de planificación en todas sus fases: realización del nuevo estudio de simulación TC, dibujo del PTV
y de los órganos de riesgo, y prescripción dosimétrica
del resto del tratamiento que quede pendiente de completar, replanificación, aceptación médica, verificación
y reinicio-continuación del tratamiento.
Como toda esta cadena de procedimientos puede ser
muy larga y consumidora de tiempo, y muy negativa para
la eficacia del tratamiento en cuanto a lo que supone
de interrupción temporal de este, los fabricantes vienen
proponiendo diferentes alternativas tecnológicas para
que los cambios puedan ser realizados de forma rápida,
casi inmediata a la detección.
Las soluciones no son triviales, pero con el desarrollo de
nuevos sistemas tecnológicos, (sobre todo los relativos
a la replanificación dosimétrica que es la más crítica
en este aspecto), se cuenta con soluciones aceptables,
generalmente implementables con actualizaciones
de software y hardware de los sistemas existentes, tanto
del acelerador como del RTPS.
6. CORRECCIÓN DEL MOVIMIENTO
INTRAFRACCIÓN
Las variaciones de la posición del paciente en el momento del tratamiento respecto a la definida en la simulación
TC pueden ser de dos tipos: de carácter estático o de
carácter dinámico.
Las variaciones de carácter estático, es decir, aquellas
que se derivan de un desplazamiento de la posición en
245
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
246
cualquiera de los ejes del espacio, pueden detectarse
mediante los equipos de imagen que proporcionan
los sistemas de IGRT. Es una actuación de detección y
corrección del error hasta conseguir la posición admisible como correcta.
todo el haz de tratamiento y se requiere un alto grado de desarrollo tecnológico del acelerador, ya que la
«visualización» o el control de la estructura que permita
la sincronización debe realizarse con un procedimiento
guiado por imagen de RX muy complejo.
Las variaciones posicionales motivadas por movimientos
dinámicos, relacionados fundamentalmente con la respiración, afectan en particular a todo el tronco del cuerpo
y más intensamente a los órganos situados en la cavidad
torácica: los pulmones y el hígado. Las estrategias para
tenerlo en cuenta son variadas, pero la más sencilla se
basa en tener en cuenta la amplitud del movimiento y
añadir tal distancia como margen de seguridad en la
definición de los PTV y los órganos de riesgo. Aunque
sencilla, esta solución supone un aumento de los volúmenes de las zonas sanas irradiadas que limita la eficacia
del tratamiento, sobre todo porque aumenta la morbilidad. Esto ha dado lugar al desarrollo de técnicas en las
cuales, o bien se trata de acompasar la radiación al ciclo
respiratorio (lo que ha dado en denominarse técnicas
de gating o de tracking) o bien de reducir la amplitud
del movimiento provocado por la respiración mediante
amortiguación del mismo (dampening).
La técnica basada en dampening, consiste en comprimir
la región subdiafragmática. Con esto se consigue una
respiración más contenida y, por tanto, un menor desplazamiento de las estructuras internas, el cual, una vez
determinado, es introducido como margen de seguridad
en la delineación de los PTV y de los órganos de riesgo.
El procedimiento requiere la utilización de una mesa
provista de un sistema que presiona la zona subesternal,
el cual está indexado de manera que la compresión sea
siempre de la misma magnitud. Obviamente, las imágenes de la simulación han de adquirirse con este sistema,
actuando de la misma forma que se hace en el momento
del tratamiento.
En las técnicas de gating se parte del conocimiento de
la cadencia de la respiración, aspecto que es estudiado
y registrado en la fase de simulación y que ha de reproducirse en las mismas condiciones en el momento del
tratamiento, algo realmente difícil ya que es dependiente del estado físico o anímico del paciente. Suponiendo
que se consigue un estado aceptable del paciente, puede
procederse al tratamiento sincronizando la respiración
con la administración de la radiación, lo que puede
hacerse de dos formas: irradiando en un intervalo de
tiempo alrededor de la espiración e interrumpiendo la
radiación una vez que se sale de ella, o bien solicitando
al paciente que mantenga la respiración o que entre en
apnea el tiempo que pueda, durante el cual se le irradia.
El procedimiento requiere un sistema que comprende
elementos de software y hardware con los que se detectan los movimientos mediante marcadores externos o
internos al cuerpo del paciente. Para la detección de los
primeros se utiliza generalmente un detector óptico de
infrarrojos que detecta la oscilación de un marcador
situado en la superficie de la región torácica del paciente, con lo cual se siguen sus movimientos con la respiración. Para la detección de los marcadores internos,
previamente se tienen que haber fijado en el tumor o en
estructuras vecinas mediante cirugía. La observación de
estos marcadores se realiza a partir del propio estudio
TC de la simulación, lo que requiere que estos marcadores tengan características radioopacas. También puede
darse una combinación de ambos, para correlacionar
el movimiento externo con el que realmente importa,
que es el del tumor y las estructuras implicadas en el
tratamiento.
La técnica de tracking o de rastreo se basa en el desplazamiento sincrónico del haz de radiación simultáneamente
al del tumor. Esto implica un movimiento continuo de
La utilización de estos procedimientos conlleva un
aumento del tiempo necesario para la realización del
tratamiento, lo cual ha de tenerse en cuenta para la
programación adecuada de las citaciones diarias de los
pacientes en las máquinas de tratamiento. Así mismo,
hay que considerar que utilizar técnicas de gating o
tracking implica la imposibilidad de utilizar IMRT.
7. TÉCNICAS ESPECIALES
7.1. Irradiación de cuerpo entero
La irradiación de cuerpo entero (TBI, total body irradiation)
es una técnica de tratamiento realizada con RX de energía
de MV, que se utiliza para acondicionar (inmunosuprimir) al paciente en enfermedades hematológicas como
las leucemias, con el fin de evitar el rechazo cuando son
tratadas mediante trasplante de médula ósea.
El PTV, en sentido estricto, serían las estructuras óseas
donde radica la médula ósea y las células tumorales que
pueden estar dispersas por todo el cuerpo; así pues, de
forma efectiva, el PTV sería todo el cuerpo. Los órganos
de riesgo que deben protegerse son fundamentalmente
los pulmones, pudiendo prescribirse la protección de
otros órganos por debajo de sus niveles de tolerancia,
pero lo habitual es proteger los pulmones a una dosis
máxima total de 8 Gy.
Existen múltiples técnicas de irradiación, y ninguna ha
demostrado su superioridad sobre las otras. La técnica de
irradiación más común consiste en utilizar dos campos
paralelos y opuestos horizontales cubriendo todo el cuerpo de la cabeza a los pies, para conseguir el mayor grado
de homogeneidad dosimétrica a lo largo del cuerpo. La
irradiación con protección de los pulmones se realiza
generalmente en dos o tres sesiones, de manera que no
superen la dosis mencionada. Para lograr este amplio
cubrimiento del paciente, este es colocado en decúbito
lateral en una mesa especial situada a una distancia tal
del foco de radiación (entre 3 y 4 m) que proporcione
CAPÍTULO 19
Técnicas avanzadas de planificación
un campo lo suficientemente amplio como para cubrir
todo el cuerpo. El mayor campo útil se consigue girando
el estativo o gantry a 90° (o 270°, según el lado del acelerador elegido para tratar) con el colimador girado 45°,
de modo que el eje del paciente esté en la diagonal del
campo máximo que pueda proporcionar el colimador
del acelerador (generalmente 40 × 40 cm a 1 m de la
fuente).
Uno de los esquemas de tratamiento utilizados consiste
en administrar una dosis total de entre 8 y 12 Gy, con
un fraccionamiento de 1,8 o 2 Gy por sesión, con dos
sesiones diarias separadas por un tiempo mínimo de
6 horas. Otros centros utilizan esquemas distintos, no
estando actualmente unificados.
Los haces de tratamiento utilizados son RX, de una energía que tampoco está unificada: algunos centros utilizan
6 MV y otros utilizan 15 MV. Para evitar la infradosificación inherente a la zona de refuerzo (build up) se utiliza
una plancha de metacrilato de alrededor de 1 cm de
espesor, colocada próxima a la superficie del paciente,
de manera que se produzca un aumento de la dosis en
la misma, consecuencia de los fotones y electrones dispersos producidos en la plancha.
Esta técnica está siendo soslayada y sustituida por un
acondicionamiento basado en quimioterápicos, aunque
para determinados casos se sigue recurriendo a esta técnica, por lo que es necesario mantenerla actualizada por
si fuera preciso utilizarla en cualquier momento.
Este tratamiento es de alto riesgo, pues la dosis administrada a todo el cuerpo es considerada letal si no
se proporcionan los cuidados médicos adecuados.
Debido a este alto riesgo, deben utilizarse controles de
dosimetría in vivo adicionales para evitar la ocurrencia
de errores intratratamiento. La dosimetría in vivo
se realiza mediante dosímetros semiconductores
o MOSFET, que proporcionan una lectura directa de
la dosis administrada, tal como ya se ha mencionado.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
La planificación se lleva a cabo creando una máquina de
tratamiento particularizada en el RTPS, con las características dosimétricas que corresponden a la geometría
especial utilizada.
La diferencia entre la dosis planificada y medida con la
dosimetría in vivo suele ser del orden del 5%.
7.2. Irradiación cutánea total
La irradiación cutánea total (TSI, total skin irradiation) se
utiliza principalmente para el tratamiento de la micosis
fungoide, enfermedad que realmente es un linfoma no
Hodgkin de células T. Este tratamiento proporciona
un elevado control de la enfermedad, y consiste en la
irradiación con electrones de baja energía (entre 4 y
6 MeV), lo más homogéneamente posible, unos pocos
milímetros por debajo de la piel del paciente, según la
extensión de la enfermedad, lo que constituye el PTV
del tratamiento.
Los órganos de riesgo principales son los ojos, cuya
protección se realiza mediante unas lentillas de tungsteno cubiertas de un material plástico o aluminio que
se colocan sobre los ojos en cada sesión de tratamiento.
La técnica de irradiación generalmente utilizada es la
desarrollada en Standford (AAPM 1987), que consiste
en seis campos incidiendo alrededor del paciente cada
72°, para lo cual se le hace rotar esa angulación con
el fin de conseguir la incidencia adecuada. Para ello el
paciente se coloca de pie, frente a un haz horizontal
abierto a su tamaño máximo, a una distancia tal que
permita cubrir toda la extensión corporal, de la cabeza
a los pies. Como esto generalmente no es posible, el
cubrimiento se consigue utilizando dos incidencias del
gantry, una mirando al suelo y otra al techo, obtenidas
girando el estativo unos 20° alrededor de su eje horizontal,
de modo que la suma dosimétrica de ambos haces tenga
un perfil lo más homogéneo posible.
Dado que la administración de las seis incidencias alargaría el tiempo del tratamiento por encima de lo que
puede tolerar el paciente, se realizan tres incidencias
duales cada día.
Debido al gran tiempo necesario para realizar este tratamiento, por la baja tasa de dosis originada, por la gran
distancia necesaria para obtener un campo grande de
tratamiento, resulta necesario que el acelerador pueda
proporcionar altas tasas de dosis para electrones.
El resultado de esta combinación de los haces es que
la penetración conjunta de todos ellos, teniendo en
cuenta sus incidencias oblicuas, da lugar a una penetración resultante inferior a la del haz directo único.
Este resultado, ya de por sí importante, debe ser reforzado, ya que suelen necesitarse incluso penetraciones
inferiores. Esto se logra interponiendo una plancha de
metacrilato de varios milímetros de espesor entre el
haz y la superficie del paciente, colocándola próxima
a la superficie corporal (30-40 cm). Mediante esta
plancha se provoca la generación de electrones dispersos de baja energía que contribuyen a aumentar
la dosis en la superficie del paciente. De esta manera
se evita la infradosificación originada en la región
de build up por los haces simples de electrones de
baja energía proporcionados o disponibles en el
acelerador.
La dosis de prescripción total es de 30 Gy, administrada
en 24 sesiones a razón de 1,25 Gy por día durante
4 días a la semana, irradiando en cada sesión tres de las
seis incidencias de forma alterna: AP (anteroposterior),
OPD (oblicua posterior derecha) y OPI (oblicua posterior izquierda), o PA (posteroanterior), OAD (oblicua
anterior derecha) y OAI (oblicua anterior izquierda).
De esta manera se imparten todas las incidencias a lo
largo de 2 días consecutivos, contribuyendo con una
dosis en la piel de 2,5 Gy cada 2 días o 5 Gy por semana, durante 6 semanas. En la figura 19-2 pueden verse
las líneas de isodosis originadas con esta configuración
utilizando un maniquí antropomórfico.
247
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
FIGURA 19-2
A) Isodosis en la zona de la cabeza y el tronco en una simulación de tratamiento de micosis fungoide. B) Maniquí Rando antropomórfico utilizado.
248
Como resultado de esta disposición de los haces,
existen zonas de la piel que resultan apantalladas,
ocultas o semiocultas a los haces de radiación por
su situación corporal (calota, axilas, periné, plantas
de los pies, regiones interiores de la mama y regiones inguinales), lo que hace necesario recurrir a su
sobredosificación mediante campos de dimensiones
reducidas, administrados con haces de electrones
utilizando distancias estándar de tratamiento. Para
satisfacer la profundidad de tratamiento con estos
campos, se recurre al uso de bolus para reducir, al
igual que se hace con la plancha de metacrilato, el
alcance de los electrones y aumentar la dosis en la
superficie de la piel.
Generalmente no existen RTPS que realicen este tipo
de cálculos para estas situaciones tan específicas. Ello
da lugar a que los cálculos sean realizados de forma
«manual», utilizando directamente los datos experimentales de los haces, los cuales deben ser complementados
con medidas in vivo mediante dosímetros, generalmente
de termoluminiscencia, que permitirán conocer la dosis
en las regiones apantalladas.
8. RESUMEN
Se han descrito las técnicas radioterápicas consideradas
más complejas o especiales. La IMRT viene a ser la técnica
de elección en la actualidad, aunque aún hay centros
que no la tienen implementada, bien por falta de recursos o por no haber trasladado los condicionantes y los
resultados clínicos de la 3D-CRT a esta nueva tecnología.
En cuanto a las técnicas denominadas especiales, hay
que decir que su singularidad estriba en que no se
realizan en la mayoría de los centros, y no por su dificultad o complejidad, sino porque implican un gran
consumo de tiempo y recursos que se prefieren emplear
para el tratamiento de un mayor número de pacientes
de patologías más comunes. Otra de las razones de su
singularidad es la rareza de sus indicaciones u ocurrencia.
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CAPÍTULO
20
Control de calidad
en las planificaciones
de los tratamientos radioterápicos
Alfredo Montes Uruén, Luis Núñez Martín y Jaime Martínez Ortega
ÍNDICE
1. Introducción 249
2. Cálculo alternativo 250
3. Verificación experimental 250
4. Dosimetría in vivo 251
4.1.Detectores de estado sólido 252
1. INTRODUCCIÓN
La complejidad del proceso radioterápico, así como
los numerosos sistemas que en él entran en juego (sistemas de imagen, sistemas de planificación, máquinas
de tratamiento, pacientes y localizaciones diversos, etc.),
ofrecen tan alto grado de posibilidades de que ocurran
errores que el establecimiento de controles de calidad
escalonados en cada una de sus fases resulta una medida indispensable para garantizar que los tratamientos
lleguen a buen término.
El control de calidad en las planificaciones de los tratamientos radioterápicos supone garantizar que los errores
en la planificación dosimétrica del tratamiento sean
reducidos, y sobre todo busca que sean detectados antes
de que se realice el tratamiento.
Los sistemas de planificación de tratamientos de radioterapia (RTPS, radiation treatment planning systems) son sistemas informáticos dotados de herramientas de cálculo
que simulan el comportamiento de la interacción de la
radiación con la materia, pero esta interacción es tan
compleja que pueden darse circunstancias que estén
pobremente contempladas en estas herramientas.
Así mismo, la comunicación entre los RTPS y los aceleradores puede verse alterada por diversos factores o sucesos, y los datos transmitidos pueden verse modificados.
Por último, la ejecución de los tratamientos calculados
en el RTPS pueden ser realizada por el acelerador con
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
4.2.Sistemas de imagen como detectores
dosimétricos 253
5. Resumen 253
Bibliografía 253
unos resultados significativamente diferentes de los
esperados como consecuencia de una variación en las
condiciones de funcionamiento del acelerador o simplemente por una limitación de este, pudiendo ser más
graves cuanto más se extremen las prestaciones solicitadas a las máquinas o también cuando más complejos
sean los tratamientos.
Todo ello obliga a realizar unos controles de calidad en
esta fase del proceso radioterápico que permitan detectar
tales desviaciones, algo contemplado incluso en la normativa sobre Garantía de Calidad en Radioterapia, tratado en el capítulo 25. Esta normativa ya ha sido sobrepasada por la realidad actual, pero permanece vigente
fundamentalmente en cuanto a su filosofía preventiva
y garante de los pacientes. Esto es así por cuanto dicha
normativa, nacida en 1998 (Real Decreto 1566/1998),
no pudo contemplar las nuevas máquinas de tratamiento
que hoy están en uso ni los tipos de tratamientos que
pueden aplicarse con ellas. Por esta razón, el principio
de acción para el desarrollo de la calidad reposaba en
el control del buen funcionamiento de las máquinas,
pero este buen funcionamiento descansaba en el entendimiento de que los procedimientos en los tratamientos
eran bastante sencillos; en aquellos tiempos, ni siquiera
existían colimadores multilámina, sistemas de guiado
por la imagen, etc.
Este planteamiento, afortunadamente, no se ha mantenido, y los controles han evolucionado con los procedimientos y la instrumentación, de tal forma que hoy en
249
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
día, aunque la normativa esté francamente anticuada,
su filosofía se ha mantenido y se dispone de unos controles de calidad actualizados a las nuevas tecnologías y
situaciones generadas con ellas, creados por los propios
usuarios radiofísicos.
La razón de este proceder se basa en considerar que la
mayor fuente de error puede proceder más de los errores
del RTPS que de la implantación o la ejecución en el
acelerador del tratamiento, dado que este es comprobado
intensivamente en los controles diarios, semanales, etc.
Consecuencia de ello es que, de los controles de las
características de funcionamiento de las máquinas, se ha
pasado a los controles del producto final, es decir, se
ha pasado a la verificación de la planificación dosimétrica, la cual, dependiendo de su complejidad, puede
requerir la reproducción experimental total del tratamiento, irradiando un maniquí en las condiciones reales
encontradas para cada persona, o bien, en casos más
sencillos, el cálculo redundante de la planificación utilizando un RTPS diferente del utilizado habitualmente
como principal. Ambos tipos de controles serán estudiados en este capítulo.
La realización del cálculo alternativo, puesto que está
dirigida a comprobar la estabilidad y el buen funcionamiento del RTPS, no debe hacerse utilizando el mismo RTPS empleado como principal. Por ello se utilizan
otros RTPS redundantes, en general de menores prestaciones y por tanto más económicos que, sin llegar a un alto
grado de exactitud, sí proporcionan unos resultados que
dan una idea de la exactitud y del buen funcionamiento del
RTPS principal. Una coincidencia entre los resultados
del RTPS y el redundante inferior al 5%, se admite como
que el cálculo es correcto.
2. CÁLCULO ALTERNATIVO
Dado que los procedimientos ejecutados en los controles
de calidad son consumidores de tiempo y recursos, resulta muy importante optimizar su realización de modo que
se adecue su empleo a la estricta necesidad de realizarlos,
y más en concreto adaptarlo a su grado de complejidad.
250
Obviamente, los controles más sencillos y por tanto
más «económicos» son aquellos que no requieren una
sobreutilización de recursos. Este debe ser el principio
fundamental que ha de guiar nuestra actividad en calidad, ya que hay que ser consciente de que cuanto más
tiempo se dedique innecesariamente a controles superfluos, menos tiempo se podrá dedicar al uso de las instalaciones radioterápicas para tratar pacientes, aunque
no debe olvidarse que dentro del tratamiento de los
pacientes, están incluidas estas tareas de control.
Analizando los tipos de técnicas y de tratamientos que
se presentan en un departamento de radioterapia, así
como su evolución histórica, el grado de complejidad
de las planificaciones dosimétricas es bastante claro. Las
planificaciones 1D, 2D o de radioterapia conformada
3D (3D-CRT, 3D conformal radiation therapy) son menos
complejas que las basadas en radioterapia de intensidad
modulada (IMRT, intensity-modulated radiation therapy),
sean estas del tipo que sean.
Así pues, es norma general reservar los mayores recursos
a estas últimas, dejando las comprobaciones más sencillas para las técnicas 1D, 2D y 3D-CRT. Esto no quiere
decir, por otra parte, que sistemáticamente no se vayan
a realizar comprobaciones más completas en técnicas,
sobre todo de 3D-CRT, que pueden conllevar una alta
complejidad.
En los casos más sencillos, la verificación de la planificación se basa en una comprobación de las unidades
monitor (UM, magnitud relacionada con el tiempo de
irradiación) resultantes del cálculo dosimétrico, para
cada campo o segmento utilizado. Esto es lo que se
conoce como cálculo alternativo o redundante.
En casos en que la economía sea un problema y no puedan adquirirse este otro tipo de sistemas de planificación
redundantes, puede acudirse a la elaboración de tablas
realizadas «a mano» para casos estándar, mediante las
cuales es posible comprobar los resultados del RTPS
principal, obviamente permitiendo un menor grado de
exactitud o de coincidencia entre unos resultados y otros.
Si la discrepancia es superior al 5%, se debe proceder
a comprobar la adecuación de la posición del punto
de ponderación, dado que puede encontrarse en una
zona de alto gradiente de dosis o densidad másica (heterogeneidades), etc., que pueden dar lugar a variaciones importantes en las UM a administrar, y traducirse
en importantes variaciones de la distribución de dosis e
incluso de la dosis total.
Los programas que pueden realizar cálculos alternativos
comerciales también son en general capaces de hacer un
cálculo alternativo para IMRT. Las compañías que desarrollan este tipo de herramientas pueden ser fácilmente
localizadas en Internet, y antes de su adquisición hay
que analizar sus algoritmos de cálculo y los requerimien­
tos que proporcionan la mejor exactitud, de la misma
forma que ha de hacerse para el RTPS principal.
3. VERIFICACIÓN EXPERIMENTAL
La complejidad de la técnica de IMRT hace que sea necesario un control de calidad individualizado para cada tratamiento. Ya que en IMRT se trabaja con altos gradientes
de dosis y pequeños márgenes geométricos de seguridad,
garantizados por el uso indispensable en esta técnica
del guiado por la imagen (IGRT, image-guided radiation
therapy), un pequeño fallo en el posicionamiento de las
láminas del colimador, del paciente, etc., puede provocar
una importante alteración de la dosis absorbida total y
de su distribución espacial.
Los controles de calidad, que precisan una verificación experimental que comprenda todo el proceso
de principio a fin, es decir, que incluya el control del
buen funcionamiento del planificador y del acelerador,
están indicados para tratamientos complejos, sean estos
CAPÍTULO 20
Control de calidad en las planificaciones de los tratamientos radioterápicos
realizados con técnicas de IMRT o incluso de 3D-CRT.
La indicación definitiva es la de que estén solicitando las
más altas prestaciones del acelerador para administrar el
tratamiento planificado.
La verificación experimental busca dos resultados: uno
que exprese la forma de las distribuciones de dosis y
otro que muestre cuál es la dosis absorbida en un punto
significativo. El procedimiento comprende varios pasos.
El primero consiste en la realización de la planificación
dosimétrica del paciente y su optimización.
El segundo paso supone la planificación dosimétrica, con
las características de tratamiento del paciente encontradas en el primer paso (tipo de técnica, número de
haces, incidencias, pesos, etc.) trasladadas a un maniquí,
al que previamente se le ha realizado un estudio de TC.
El tercer paso consiste en comprobar que el resultado
de la administración de la radiación sobre el maniquí
coincide con la planificación dosimétrica. Para ello, el
maniquí (fig. 20-1) es irradiado cargado con detectores
para obtener la distribución de dosis (películas radiocrómicas, radiográficas, dosímetros termoluminiscentes
[TLD], etc.) y habiéndole insertado además una cámara de
ionización (en un punto significativo, de bajo gradiente
de dosis, seleccionado a partir de la distribución de dosis obtenida por cálculo) para verificar la dosis absorbida de manera absoluta en ese punto.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El cuarto paso es la irradiación en las mismas condiciones que el tratamiento del paciente. De esta manera el
acelerador es como si estuviera sometido a un «test de
esfuerzo», del cual se derivará su capacidad para administrar un tratamiento correctamente en condiciones reales.
FIGURA 20-1
La irradiación del maniquí, y por tanto, de los dosímetros que aloja, proporcionará un mapa de dosis y un
valor absoluto de esta en el punto seleccionado donde se
colocó la cámara de ionización, que pueden compararse
con los resultados obtenidos en la planificación realizada
en el maniquí.
El quinto paso consiste en el proceso de comparación y
evaluación cuantitativa entre los datos obtenidos experimentalmente y los calculados con el RTPS, ambos en el
maniquí. Este proceso de comparación se realiza habitualmente mediante una herramienta matemática que
proporciona un indicador de la semejanza de los datos
obtenidos por uno y otro procedimiento, denominado
función o índice gamma.
La evaluación gamma combina las desviaciones geométricas y dosimétricas, entre los valores calculados y
medidos, en un simple valor que permite estimar la
semejanza entre las dos distribuciones de dosis. Este
valor es el estimador de la semejanza de las distribuciones de dosis, y está establecido que si es menor
que 1 significa que es aceptable según la tolerancia establecida admitida en un 3% en la dosis y 3 mm en la
distancia entre puntos homólogos.
4. DOSIMETRÍA IN VIVO
Las verificaciones descritas en los apartados anteriores
no dejan de ser comprobaciones apriorísticas, es decir,
basadas en la hipótesis de que, si todo va bien en una
verificación o comprobación previa, todo marchará bien
en las condiciones de tratamiento con el paciente bajo
el haz.
A) Maniquí de verificación del tratamiento de IMRT con cámara de ionización. B) Posición en el acelerador para su irradiación.
251
PARTE 5
Aspectos físicos de los tratamientos radioterápicos. Planificación dosimétrica
Esto puede ser cierto, pero el funcionamiento de los
equipos, e incluso el posicionamiento del paciente, no
tienen por qué ser idénticos que lo acontecido en una
prueba preliminar. Afortunadamente, la vieja filosofía
de la normativa de calidad en radioterapia aún pervive,
y en ella se establece que debe haber un control riguroso
de las características de los equipos, realizado con unas
periodicidades diarias, semanales, mensuales, semestrales y anuales.
Así pues, si la planificación resulta conforme con su
verificación experimental o cálculo redundante, los controles periódicos garantizan, en buena medida, que esas
condiciones se mantendrán en el tiempo que dure el
tratamiento.
Según esto puede concluirse que podemos estar bastante
seguros de que la seguridad y la calidad de los tratamientos son adecuados, pero también podemos pensar que
la ocurrencia de fallos, errores o mal funcionamiento
de las máquinas son inesperados y pueden suceder en
cualquier momento.
252
En este sentido, también hay que considerar que el
tiempo dedicado a los controles de los tratamientos,
sobre todo los que precisan o en los que está indicada
su verificación experimental utilizando el acelerador, es
muy extenso. Tal es así que estos tiempos dedicados a
controles de calidad de todo tipo en radioterapia pueden
llegar a suponer entre el 15% y el 20 % de la jornada
laboral.
FIGURA 20-2
A) Lector y horno de TLD. B y C) Dosímetros TLD de diversos tamaños.
Reducir esa incertidumbre puntual y aleatoria de ocurrencia de un suceso indeseado, y reducir el tiempo y
los recursos asociados, es una cuestión que está bajo
discusión y estimulando el desarrollo de nuevos procedimientos de control de calidad.
Según el objetivo perseguido, los controles serán de un
tipo u otro. En lo que sigue, se repasarán los principios
en que se basan las diferentes estrategias utilizadas para
el control dosimétrico in vivo de los tratamientos, todos
ellos caracterizados por proporcionar una información
mediata o inmediata sobre el funcionamiento de los
equipos y la administración de la dosis.
4.1. Detectores de estado sólido
Pertenecen a este grupo sistemas tales como los diodos
termoluminiscentes (TLD), los diodos semiconductores
y los MOSFET. Los primeros (fig. 20-2) consisten en
materiales con propiedades termoluminiscentes, que
se presentan en forma de pequeñas pastillas o chips de
pequeñas dimensiones (de 1 a 9 mm3), que producen
una señal luminosa como consecuencia de haber sido
irradiados previamente. El procesamiento de esta señal
es laborioso, y el resultado traducido a dosis no es inmediato a la radiación del TLD.
El procedimiento de uso de los TLD consiste en colocarlos sobre la superficie del paciente o introducirlos
en alguna cavidad corporal. Al ser irradiados durante el
CAPÍTULO 20
Control de calidad en las planificaciones de los tratamientos radioterápicos
FIGURA 20-3
Electrómetro (A) y dosímetros (B) de semiconductor
para dosimetría en vivo.
tratamiento permiten conocer la dosis (a posteriori) que
los alcanza y por tanto la de la región sobre la que se han
colocado. Como el tiempo de procesamiento para llegar
a conocer la dosis es largo, su uso está dirigido a controlarla para tener una evidencia de lo que ha sucedido;
es decir, permiten verificar la corrección de la dosis en
ciertos puntos de interés y que no se han producido
desviaciones importantes respecto a las dosis calculadas.
Por tanto, no permiten una intervención inmediata de
la radiación en el momento del mal funcionamiento
para evitar daños.
Los diodos semiconductores (fig. 20-3) o los MOSFET
son dispositivos electrónicos, de reducido tamaño (el
chip puede ser submilimétrico, pero su cubierta semiesférica puede alcanzar los 5 mm de diámetro), y también están previstos para ser colocados sobre la superficie
de los pacientes en regiones donde se quiere conocer la
dosis que les alcanza. Al ser irradiados producen una
señal eléctrica, la cual es traducida a dosis por un proceso
de calibración previo, de manera que se puede conocer
de forma inmediata. Esa intervención inmediata solo es
posible si el sistema de medida está vinculado al funcionamiento del acelerador. De otra forma, la observación
instantánea de mal funcionamiento a partir del display
del electrómetro del equipo de medida, es muy crítica y
requeriría un alto grado de atención, pero debe hacerse
cuando se están controlando tratamientos críticos con
altas tasas y dosis en juego.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Ambos tipos de dispositivos permiten conocer la dosis
de forma puntual y verificar si se corresponden con la
dosis calculada y si ha habido desviaciones importantes.
4.2. Sistemas de imagen como detectores
dosimétricos
Los sistemas de imagen EPID (electronic portal image devi­
ces) utilizados para verificar el correcto posicionamiento
del paciente (IGRT) también pueden ser utilizados para
el control de la dosis que este recibe.
El principio de funcionamiento es el de aprovechar
la señal electrónica que se produce en los paneles o
detectores para producir la imagen, que mediante un
proceso de calibración adecuado puede traducirse
a dosis. Puesto que los detectores son paneles bidimensionales, las señales también lo son; es decir, la
verificación dosimétrica no es solo punto a punto,
sino que podemos tener información de la distribución dosimétrica que se produce en un plano y
compararla con la calculada en los RTPS, observando
si se producen desviaciones importantes de manera
instantánea.
Un caso ligeramente diferente es el de la tomoterapia. En
esta técnica, los detectores de imagen (cámaras rellenas
de xenón) están colocados en un arco situado en el lado
opuesto al acelerador lineal o fuente de radiación. La
imagen que producen es tomográfica, es decir, son cortes
axiales del paciente. De esta forma, traducida la imagen
a información dosimétrica, puede ser mostrada en cortes
axiales, de idéntica manera a como se presentan las distribuciones de dosis en el RTPS, y puede compararse con
la calculada por este. Igualmente, debido la naturaleza
electrónica de las señales, el dispositivo podría estar
interconectado al acelerador para interrumpir la radiación en caso de desviaciones importantes. Este procedimiento aún está en fase de desarrollo.
5. RESUMEN
Se han tratado los principios básicos de los controles
de calidad a realizar en una de las etapas de la actividad
radioterápica: la planificación dosimétrica de los tratamientos.
Los procedimientos de control se han clasificado de
acuerdo a la complejidad de las planificaciones, recomendándose los cálculos redundantes para los menos
complejos (3D-CRT) y las verificaciones experimentales
para los más complejos (IMRT). En este último caso,
hoy en día, es obligatoria su realización antes de que se
inicie el tratamiento.
Por último, se han descrito las distintas técnicas de dosimetría in vivo más comúnmente utilizadas: las basadas
en detectores en estado sólido y las basadas en los dispositivos de imagen, actualmente en desarrollo. Su uso
principal está centrado en tratamientos de altas tasas y
dosis.
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Phys. 2014;41:101703.
Low DA, Hans WB, Mutic S, Purdy JA. A technique for the quantitative
evaluation of dose distributions. Med Phys. 1998;25:656-61.
McKenzie EM, Balter PA, Stingo FC, Jones J, Followill DS, Kry SF.
Toward optimizing patient-specific IMRT QA techniques in the
accurate detection of dosimetrically acceptable and unacceptable
patient plans. Med Phys. 2014;41:121702.
254
Schreibmann E, Dhabaan A, Elder E, Fox T. Patient-specific quality
assurance method for VMAT treatment delivery. Med Phys.
2009;36:4530.
Siochi RA, Molineu A, Orton CG. Point/Counterpoint. Patient-specific
QA for IMRT should be performed using software rather than
hardware methods. Med Phys. 2013;40:070601.
Zhen H, Nelms BE, Tomé WA. On the use of biomathematical models
in patient-specific IMRT dose QA. Med Phys. 2013;40:071702.
PARTE
Aspectos físicos
de los tratamientos
braquiterápicos
y metabólicos
ÍNDICE DE CAPÍTULOS
21. Introducción a la braquiterapia 256
22. Equipos de tratamiento en braquiterapia 264
23. Dosimetría clínica en braquiterapia 274
24. Técnicas de tratamientos con radiofármacos 282
6
CAPÍTULO
21
Introducción a la braquiterapia
Jaime Martínez Ortega y Pablo Castro Tejero
ÍNDICE
256
1. Introducción 256
2. Evolución histórica de la braquiterapia 256
3. Clasificación de las técnicas
de braquiterapia 257
4. Fuentes radiactivas utilizadas
en braquiterapia 258
4.1.Radio-226 258
4.2.Cesio-137 259
4.3.Cobalto-60 259
4.4.Iridio-192 259
4.5.Yodo-125 260
4.6.Rutenio-106 260
4.7.Otras fuentes utilizadas en braquiterapia 260
1. INTRODUCCIÓN
El término «braquiterapia» procede de la palabra grie­
ga brachys, cuyo significado es «cerca». En los capítulos
anteriores se ha descrito exhaustivamente la teleterapia,
técnica en la cual es inevitable irradiar tejidos sanos para
poder tratar la zona tumoral o de tratamiento, ya que la
fuente de radiación se encuentra exterior al paciente. Por
el contrario, la braquiterapia es una técnica de tratamiento en la que se utilizan fuentes radiactivas encapsula­
das (semillas, tubos, hilos) que se insertan dentro del tu­
mor o cerca de la zona de tratamiento, consiguiéndose
de esta manera irradiar de forma muy local el tumor. Con
esta técnica se logra limitar de manera importante
la dosis en los tejidos sanos, a la vez que es posible
utilizar dosis mayores en la zona de tratamiento a fin
de acentuar la efectividad del mismo.
La braquiterapia, como la radioterapia en general, trata
de conseguir una distribución de dosis lo más homogénea posible en la región tumoral. Sin embargo, dado
que la irradiación se logra a partir de una distribución
ordenada de fuente radiactivas discretas (implantes), se
llegan a producir zonas con altas dosis en las proximidades de las mismas como puede verse en la figura 21-1.
El objetivo principal en la aplicación de la técnica, es
5. Dosimetría física 260
5.1.Caracterización de las fuentes 260
5.2.Instrumentación en dosimetría física 261
6. Control de calidad de las fuentes
radiactivas 262
6.1.Comprobación de la K̇R frente
al certificado 262
6.2.Test de hermeticidad 263
6.3.Autorradiografías 263
7. Resumen 263
Bibliografía 263
conseguir minimizar estas zonas de dosis altas para evitar
la necrosis de los tejidos.
2. EVOLUCIÓN HISTÓRICA
DE LA BRAQUITERAPIA
El desarrollo de la braquiterapia ha estado guiado por
la resolución de tres necesidades: a) la búsqueda de
las herramientas o los agentes de tratamiento (radioisótopos) adecuados, b) el desarrollo de métodos de
evaluación o cálculo dosimétrico de los implantes
de dichas fuentes radiactivas, y c) el desarrollo de métodos de aplicación de estas fuentes en el paciente que
garantizaran su fiabilidad, reproducibilidad y seguridad,
tanto para el paciente como para el personal que realizara los implantes.
Al estudiar los antecedentes históricos de la teleterapia
se encuentra que son estos los problemas que se han ido
tratando de resolver.
En cuanto a la búsqueda de herramientas, se produjeron
dos hitos precursores: el descubrimiento de la radiactividad por el físico Becquerel en 1896 y el descubrimiento
del radio por Marie Curie en 1898. Ambos descubrimientos sentaron las bases de la braquiterapia.
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 21
Introducción a la braquiterapia
FIGURA 21-1
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Curvas de isodosis correspondientes a un implante con
fuentes de 192Ir. Puede verse el alto gradiente de dosis
absorbida, lo que produce una distribución de dosis
inhomogénea.
El radio desempeñó un papel muy importante en el
desarrollo de la braquiterapia, siendo el radioisótopo
principalmente utilizado. Los primeros tratamientos se
realizaron en los inicios del siglo xx. Muy pronto surgieron los primeros centros de tratamiento que, trabajando
por establecer métodos de evaluación de la dosis y de los
instrumentos para la aplicación de las fuentes radiactivas
a los pacientes, sentaron escuela. Eran unos tiempos en
los que el cálculo dosimétrico computarizado aún no estaba desarrollado. En 1914, Gosta Forsell describió lo que
se denominó «sistema de Estocolmo». En 1919, en París,
Regaud, Chassagne, Dutreix, Marinello y Pierquin promovieron el «sistema de París». En 1934 adquirió relevancia
el Sistema de Manchester, desarrollado por Ralston Patter­
son y Herbert Parker, quienes establecieron las reglas de
distribución de las fuentes, que aparecían en forma de
tablas, que eran aplicadas para irradiar una lesión
de determinada superficie y espesor para conseguir una
adecuada cobertura del volumen blanco y una buena
homogeneidad dosimétrica. Posteriormente, ya en los
años 1960, comenzaron a desarrollarse sistemas para la
carga diferida de las fuentes radiactivas en los aplicadores para tratamientos ginecológicos, desarrollo que aún
continúa.
En aquellos tiempos, la aplicación de los implantes de
las fuentes radiactivas en el paciente siempre se hacía
de forma manual, lo que conllevaba importantes problemas de seguridad y protección radiológica del personal
implicado y del propio paciente. Como continuación de
los desarrollos de los años 1960, en las últimas décadas
han surgido los denominados equipos de carga diferida,
que permiten realizar el tratamiento sin que el personal
tenga que estar en presencia de las fuentes radiactivas en
la sala de tratamiento.
Paralelamente, a partir de la década de 1940, fueron
desarrollándose los primeros isótopos radiactivos artificiales, entre los que se encontraban el 192Ir y el 137Cs,
que permitieron ir sustituyendo al 226Ra, a los que se
añadieron otros radioisótopos como el 125I, que por sus
propiedades físicas eran más adecuados para uso clínico.
En España, con la publicación del Real Decreto 1566/
1998 por el que se establecen los criterios de calidad
en radioterapia, se prohibió el uso del radio con fines
terapéuticos, por cuestiones de seguridad y protección
radiológica.
En los últimos años, la braquiterapia también se ha visto
beneficiada de las nuevas técnicas de imagen (como los
ultrasonidos, la tomografía computarizada, la tomografía por emisión de positrones y la resonancia magnética)
y de cálculo, permitiendo resolver en gran medida los
problemas dosimétricos mediante el desarrollo de la
planificación en 3D.
3. CLASIFICACIÓN DE LAS TÉCNICAS
DE BRAQUITERAPIA
La braquiterapia puede clasificarse según dos criterios:
por su forma de aplicación o por la tasa de dosis.
Atendiendo a su forma de aplicación, puede ser:
●
●
●
●
●
Intersticial: la fuente radiactiva se aplica directamente
en la zona a tratar a través de agujas o tubos plásticos
previamente insertados en la zona a tratar. Ejemplos:
próstata, lengua, mama, etc.
Intracavitaria: la fuente radiactiva se coloca dentro
de una cavidad anatómica natural, utilizando un
aplicador donde se inserta la fuente radiactiva. Ejemplos: cavum, vagina, recto, etc.
Endoluminal: la fuente radiactiva se aplica de manera
similar a la intracavitaria, pero en vasos sanguíneos,
intestino, bronquios, esófago o cualquier tipo de
estructura tubular.
Superficial: la fuente radiactiva se aplica en tratamientos sobre la piel.
Intraoperatoria: la fuente radiactiva se aplica dentro del paciente, sobre la región expuesta en el acto
quirúrgico.
Atendiendo a la tasa de dosis de las fuentes radiactivas
utilizadas, puede clasificarse en:
257
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
●
●
●
●
Baja tasa de dosis (LDR, low dose rate): comprende el
uso de tasas de dosis de entre 0,4 Gy/h a 2 Gy/h. El
tratamiento o aplicación de las fuentes en el paciente,
puede llegar a durar varios días ininterrumpidos, lo
que precisa el ingreso hospitalario del paciente por
razones de fiabilidad y calidad del tratamiento, así
como de protección radiológica.
Media tasa de dosis (MDR, medium dose rate): comprende el uso de tasas de dosis de entre 2 Gy/h a
12 Gy/h. Su uso clínico es poco común.
Alta tasa de dosis (HDR, high dose rate): comprende el
uso de tasas de dosis por encima de 12 Gy/h. El tratamiento dura unos minutos, puede comprender varias
sesiones y puede hacerse de manera ambulatoria.
Tasa pulsada de dosis (PDR, pulsed dose rate): consiste
en simular el efecto biológico de la baja tasa, administrando una dosis de tratamiento (pulso) con una
tasa mayor (1-3 Gy/h) en determinados intervalos de
tiempo (habitualmente cada hora).
Dependiendo de la tasa de dosis, el efecto radiobiológico
resulta ser distinto a igualdad de dosis.
4. FUENTES RADIACTIVAS UTILIZADAS
EN BRAQUITERAPIA
No todas las fuentes radiactivas son adecuadas para ser
utilizadas en braquiterapia, debiendo cumplir una serie
de características:
258
●
●
●
●
●
La energía de la radiación emitida ha de ser suficiente como para poder penetrar todo el volumen
de tratamiento, produciendo una distribución de
dosis homogénea, pero no tan alta como para que se
irradien en exceso tejidos sanos periféricos al tumor
e incluso el personal sanitario implicado.
Las fuentes deben estar encapsuladas para evitar la
dispersión y consiguiente contaminación por el material radiactivo de la fuente, en caso de accidente.
Han de tener una alta actividad específica. De este
modo, las fuentes tendrán dimensiones reducidas con
lo que el tratamiento ganará en precisión geométrica.
El precio de las fuentes debe ser lo más bajo posible,
de forma que no sea excesivamente costoso para las
cuentas del hospital.
El periodo de semidesintegración debe ser lo suficientemente grande como para que la fuente pueda
reutilizarse en sucesivos pacientes, abaratando así su
coste.
En general, las fuentes radiactivas son reutilizables, pues
estas son empleadas dentro de unos aplicadores, que
evitan el contacto directo con el paciente.
En los implantes de LDR, así como en los de PDR, es
habitual que el paciente deba permanecer ingresado
varios días por motivos de fiabilidad del tratamiento y
de protección radiológica. Una vez retirado el implante,
se recuperan tanto el aplicador, que puede ser o no reutilizable, como las fuentes radiactivas. Los isótopos más
utilizados en estos casos, son el 192Ir y el 137Cs.
TABLA 21-1 Isótopos utilizados en braquiterapia
Isótopo
T1/2
Energía
Co
90
Sr
103
Pd
106
Ru
125
I
137
Cs
192
Ir
198
Au
226
Ra
5,3 años
28,2 años
17 días
373,6 días
60,2 días
30,2 años
73,83 días
64,7 horas
1.600 años
1,25 MeV
196 keV
21 keV
10 keV
28 keV
662 keV
380 keV
416 keV
830 keV
60
Una excepción a la reutilización de las fuentes, son los
implantes prostáticos de LDR, en los que las semillas
de 125I o de 103Pd son insertadas en la próstata de forma
permanente, de manera que la dosis del tratamiento es
administrada de forma continua a lo largo de toda la
vida del propio isótopo radiactivo, mientras el paciente
realiza su vida cotidiana habitual. Así pues, las semillas
radiactivas utilizadas no son recuperables, portándolas
el paciente durante el resto de su vida.
Los tratamientos de HDR se realizan de forma ambulatoria en varias sesiones de tratamiento de unos minutos
de duración. El isótopo más utilizado es 192Ir, y en menor
medida el 60Co.
Aunque los isótopos mencionados son los de uso más
extendido en la braquiterapia española, también se utilizan otros, algunos de los cuales se describen a continuación, siendo sus datos más relevantes resumidos en
la tabla 21-1.
4.1. Radio-226
Aunque, como ya se ha dicho, su uso no está permitido
actualmente por la legislación española, se mencionará
por haber sido el isótopo precursor que hizo nacer la
braquiterapia.
El 226Ra es un isótopo natural de la serie del 238U, cuyo
producto final es el 210Pb estable (fig. 21-2). Su periodo
de semidesintegración es de 1.600 años, por lo que las
fuentes radiactivas no necesitan ser renovadas.
La desintegración del 226Ra produce partículas alfa, que
son reabsorbidas por la cápsula de la fuente, y fotones
con una energía media de 830 keV, que se emiten al
exterior y son los de utilidad terapéutica:
226
Ra → 222 Rn + α + γ
[1]
Dada su alta energía, los requerimientos de blindaje son
muy exigentes, lo que en parte explica que su uso haya
sido desplazado por los nuevos isótopos artificiales.
Las fuentes de 226Ra contienen este elemento en forma
de sales pulverulentas. Esta naturaleza pulverulenta y la
naturaleza gaseosa del 222Rn obligan a una estanqueidad
perfecta de las fuentes. El encapsulamiento tenía forma
CAPÍTULO 21
Introducción a la braquiterapia
FIGURA 21-2
Serie natural de desintegración del 238U. Las flechas rojas
corresponden a desintegraciones alfa, mientras que las
azules indican desintegraciones beta.
FIGURA 21-3
Encapsulado del 137Cs.
de tubos o agujas. Uno de los problemas asociados a
estas fuentes es que el encapsulamiento podía deteriorarse como consecuencia del uso, lo que podía dar
lugar a un escape de las sales de radio o del gas radón
producido en el proceso de desintegración del 226Ra,
a través de las pequeñas fisuras que podían formarse
en la cápsula.
La alta tasa de dosis a la que estaba expuesto el personal,
junto con la aparición de isótopos artificiales alternativos
más adecuados, fueron desaconsejando su uso.
4.2. Cesio-137
Se obtiene por fisión del 238U y se desintegra según el
esquema:
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
137
Cs →
137
Ba + e + γ
−
fuentes de 60Co para su uso en braquiterapia es similar
al de las fuentes de 137Cs.
4.4. Iridio-192
192
●
●
●
Este isótopo, ya estudiado anteriormente en teleterapia,
tiene también utilidad en braquiterapia de HDR cuando
se instala en sistemas de carga diferida. El diseño de las
[3]
Habitualmente, se presenta en las siguientes formas:
Su periodo de semidesintegración es de 30,2 años, y los
fotones emitidos, de interés en braquiterapia, tienen
una energía de 662 keV. Su uso es más seguro que el del
226
Ra porque, en caso de rotura, no tiene emisión alfa y
su energía es más baja.
4.3. Cobalto-60
Ir → 192 Pt + e − + γ
La radiación gamma presenta un espectro con una energía media en torno a 380 keV, y su periodo de semidesintegración es de 73,83 días.
[2]
Se presenta encapsulado en forma de pequeñas esferas
(fig. 21-3) y se utiliza principalmente en sistemas de
carga diferida para aplicaciones ginecológicas de LDR
y HDR.
259
Se obtiene por captura neutrónica del 191Ir y se transforma en 192Pt siguiendo el esquema de desintegración:
Alambres o hilos flexibles: suelen proporcionarse
con una actividad lineal de entre 30 y 90 MBq/cm.
Su diámetro externo es de 0,3 o 0,5 mm. Están fabricados en aleación con Pt para conferir al material
unas adecuadas condiciones mecánico-plásticas. La
longitud suministrada por los fabricantes está entre
50 y 100 cm, por lo que deben cortarse según la longitud activa que vaya a utilizarse en el tratamiento
de LDR.
Horquillas: son estructuralmente semejantes a los
hilos. El puente entre las patas es de 1,2 cm y están
indicadas para algunos tipos de implantes, tales como
los de lengua en aplicaciones de LDR.
Semillas: suelen contenerse en pequeños tubos de
acero de pocos milímetros de longitud y 0,5 mm
de diámetro. En su uso en sistemas de carga diferida
vienen soldadas a un cable de acero que permite la
traslación de la fuente desde un pozo blindado de
seguridad a la región del paciente a tratar.
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
Es uno de los isótopos más utilizados en la actualidad,
tanto con LDR como con PDR y HDR.
Entre sus ventajas frente a la braquiterapia convencional
cabe mencionar el que:
●
4.5. Yodo-125
●
Se obtiene por captura electrónica del
gración se produce según el esquema:
Xe y su desinte-
125
●
125
I + e − → 125 Te + γ
[4]
Los fotones emitidos destacan por su muy baja energía,
28 keV, lo que le hace óptimo para tratamientos muy
locales, como los implantes prostáticos permanentes
con semillas. Su periodo de semidesintegración es de
60,2 días.
Se distribuye en forma de semillas de unos 5 mm de
longitud, pudiendo suministrarse en lotes de semillas
sueltas o en forma de «trenes», en los cuales se alternan
los 5 mm de semilla radiactiva recubierta de material
reabsorbible con 5 mm del mismo material sin actividad. De este modo se reduce la probabilidad de migración de las semillas a otra parte del organismo (p. ej.,
pulmón).
4.6. Rutenio-106
260
A diferencia de todos los isótopos anteriores, es un emisor beta, con una energía media de 10 keV y una energía
máxima de 3,55 MeV. Al ser un emisor beta, debido al
menor alcance de estas partículas su uso es muy apropiado para tratamientos de lesiones superficiales. Una
de las aplicaciones más usuales es en los tratamientos
de lesiones oculares, por lo que la fuente es fabricada en
forma de placas que pueden sujetarse mediante sutura a
la superficie del ojo.
4.7. Otras fuentes utilizadas
en braquiterapia
De uso menos extendido, son las semillas de 103Pd, utilizadas también en implantes prostáticos, con una energía
en torno a 21 keV y un periodo de semidesintegración
de 17 días.
También se emplean otros isótopos, como el 198Au y el
90
Sr en tratamientos oftalmológicos y nasofaríngeos, y
el 131Cs en implantes prostáticos.
Mención aparte merece la braquiterapia con rayos X,
denominada braquiterapia electrónica, que está introduciéndose en los últimos años. Esta técnica consiste en
sustituir la fuente radiactiva por un tubo de rayos X de
un tamaño muy pequeño.
El primer diseño data los años 1990 y fue realizado por
el físico norteamericano Alan Sliski. En la actualidad se
comercializan algunos equipos destinados principalmente a terapia superficial.
Pueden diseñarse fuentes con características prefijadas, como la tasa de dosis o el espectro energético.
Su uso es mucho más seguro y presenta menos problemas en cuanto a protección radiológica, como por
ejemplo la ausencia de residuos radiactivos.
No experimenta decaimiento radiactivo, por lo que
no son necesarios cambios periódicos de la fuente de
radiación.
Sin embargo, también presenta algunas desventajas:
●
●
●
Mayor tamaño comparado con las fuentes radiactivas,
a pesar de ser tubos de rayos X miniaturizados.
Gran variabilidad entre las características dosimétricas
de distintas fuentes del mismo fabricante.
La experiencia clínica es menor que con las fuentes
radiactivas.
5. DOSIMETRÍA FÍSICA
Las fuentes radiactivas se suministran con su certificado
de calibración, en el que se especifica la actividad de la
fuente expresada en forma de tasa de kerma de referencia
en aire (K̇ R, también denominada como TKRA), ya
definida en el capítulo 3. Sin embargo, dada la repercusión que un certificado erróneo puede tener en el
paciente, es preceptivo comprobar que la actividad de
la fuente suministrada se corresponde con la certificada.
5.1. Caracterización de las fuentes
En los inicios de la braquiterapia, el predominio del 226Ra
en la mayoría de los tratamientos hacía que la especificación de la actividad se hiciera en términos de miligramos
de radio equivalente (mgRaeq). Es decir, si se utilizaba un
isótopo distinto, se referenciaba a la cantidad de 226Ra
que producía la misma K̇ R. Hoy en día, esta magnitud
ya no se utiliza.
En una primera aproximación, puede parecer lógico
caracterizar las fuentes radiactivas por su actividad, es
decir, por el número de desintegraciones nucleares experimentadas por segundo.
Al estudiar las fuentes radiactivas, se ha descrito que
tienen un encapsulamiento que puede permitir su reutilización, evitar la contaminación y garantizar su integridad
(v. apartado 4, «Fuentes radiactivas utilizadas en braquiterapia»); así, la fuente radiactiva sólo pierde actividad por
el paso del tiempo. Sin embargo, este encapsulamiento
también produce una atenuación de la radiación. Por
ello, para conocer el kerma que produce dicha fuente
no es correcto utilizar el valor de constante de tasa de
kerma que se puede encontrar en la literatura científica,
pues estos valores se obtienen en el supuesto de fuentes puntuales y que no se encuentran encapsuladas. La
situación real es que las fuentes están encapsuladas y
además tienen una cierta longitud, por lo que no pueden
CAPÍTULO 21
Introducción a la braquiterapia
considerarse puntuales. Por esta razón, se define la actividad aparente (Aa) como la actividad que debería tener
una fuente puntual del mismo isótopo sin encapsular y
que produce el mismo K̇ R que la fuente radiactiva real. Al
tratarse de una actividad, su unidad en el SI sigue siendo
el Bq. Para obtener la K̇ R bastaría con aplicar la ecuación:
K R = Γ δ Aa
[5]
El valor de la constante de tasa de kerma (Γd) debe figurar
en el certificado de la fuente, puesto que es característico
de su diseño. Emplear un valor distinto puede producir serias infradosificaciones o sobredosificaciones al
paciente.
Por lo expuesto anteriormente, no se recomienda el
uso de la actividad aparente para caracterizar una
fuente radiactiva, sino la especificación en K̇ R, que
tiene en cuenta las características de diseño de la fuente radiactiva.
Existe otra magnitud que también suele aparecer en los
certificados, el air kerma strength (Sk), definida como:
Sk = K R·d 2
[6]
es decir, K̇ R, la tasa de kerma en aire multiplicada por
el cuadrado de la distancia. Si se expresa K̇ en unidades
de mGy·h−1, Sk tendrá unidades de mGy·h−1·m2, que
es una unidad mucho más cómoda de utilizar y cuyo
símbolo es U. Así:
U = µGy . h −1 . m 2
[7]
5.2. Instrumentación en dosimetría física
Aunque es posible utilizar, especialmente con fuentes
de HDR, un electrómetro con una cámara de ionización
cilíndrica tipo Farmer, dada la poca señal recibida y la
complejidad de la medida, se utilizan más habitualmente cámaras de tipo pozo.
El conjunto de medida típico estaría pues constituido
por un electrómetro, una cámara tipo pozo y el inserto
correspondiente (fig. 21-4).
FIGURA 21-4
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Conjunto de medida constituido por cámara tipo pozo e inserto (izquierda
de la fotografía) más electrómetro (derecha).
FIGURA 21-5
Representación esquemática de una cámara tipo pozo.
La cámara tipo pozo, cuya representación esquemática se
muestra en figura 21-5, consiste en una cavidad cilíndrica
dentro de la cual se introduce la fuente radiactiva que se
necesita medir. La cavidad no es hermética, por lo que, al
igual que en las cámaras cilíndricas, debe corregirse por
la variación de la presión y de la temperatura respecto a
las condiciones de calibración.
261
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
usuario una fuente patrón, en cuyo caso la calibración
sólo será válida para ese tipo de fuente.
6. CONTROL DE CALIDAD
DE LAS FUENTES RADIACTIVAS
Aunque las fuentes radiactivas son entregadas después de
haber sido sometidas a exhaustivas pruebas de calidad
por parte del fabricante, es preciso someterlas a controles
de calidad adicionales, los cuales deben estar bien definidos en la instalación de radioterapia en su Programa
de Garantía de Calidad.
6.1. Comprobación de la K̇R
frente al certificado
Su objetivo es detectar si se ha producido algún error
durante el envío o la fabricación de la fuente radiactiva.
Esta prueba es crucial, dado que una actividad inadecuada tiene consecuencias directas en el tratamiento del
paciente, pudiendo dar lugar a infra o sobredosificaciones del mismo.
En el caso de lotes de fuentes donde pueden llegar a utilizarse cerca de 100 semillas, como en los implantes prostáticos permanentes de semillas de 125I, no resulta eficiente
proceder a medirlas individualmente una por una. En estos
casos, el procedimiento consiste en hacer un muestreo de
la actividad sobre al menos un 10% de las semillas, lo que
obliga a tener esto en cuenta cuando se realice el pedido,
dado que en la medida se pierde la esterilidad y estas semillas no podrían implantarse en el paciente.
262
FIGURA 21-6
Inserto de la cámara tipo pozo. Posee un orificio en la parte superior por el
que se introduce la fuente radiactiva objeto de la medida.
El inserto (fig. 21-6) es una parte fundamental del
conjunto de medida, ya que asegura que la fuente esté
siempre en el mismo lugar de la cámara pozo y a la
misma distancia de las paredes. Es común disponer de
distintos insertos para cada tipo de fuente. La cámara
pozo debe calibrarse siempre con su inserto correspondiente, o bien obtener el denominado factor de inserto,
que incluye la variación en la medida por la presencia
de dicho inserto.
La calibración de las cámaras pozo se realiza en un laboratorio acreditado al que se envía el correspondiente
conjunto electrómetro-cámara-inserto, o adquiriendo el
FIGURA 21-7
Montaje experimental para la realización de una autorradiografía.
CAPÍTULO 21
Introducción a la braquiterapia
FIGURA 21-8
Autorradiografía.
6.2. Test de hermeticidad
Este tipo de test se recomienda sobre todo para fuentes de
largo periodo de semidesintegración y reutilizables, como
el 137Cs. Si el encapsulamiento de la fuente ha perdido
la hermeticidad, deberá procederse a su retirada y a descontaminar los lugares donde haya estado depositada.
●
●
La medida de la hermeticidad por medio de K̇ R no debe
utilizarse, ya que la pérdida de material radiactivo no
se detecta con esta determinación, al tratarse de una tasa.
La prueba pertinente que debe realizarse es un frotis, el
cual consiste en frotar con un algodón, primero seco y
después impregnado con agua o alcohol, la superficie de
la fuente radiactiva. En caso de existir una fuga, esta será
detectada midiendo la contaminación que haya podido
sufrir el algodón, la cual puede medirse con un detector
lo bastante sensible como para detectar actividades del
orden de 100 Bq.
●
6.3. Autorradiografías
●
Esta prueba consiste en situar una película radiográfica o
radiocrómica debajo de la fuente radiactiva y dejar que
se impresione por la radiación emitida por la fuente.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
En la figura 21-7 puede verse un ejemplo. En el montaje
que se muestra se han situado dos catéteres de los utilizados en tratamientos de HDR, por cuyo interior se introducirá la fuente radiactiva a distintas distancias desde
el extremo. La película radiográfica se encuentra dentro
del sobre amarillo y quedará impresionada en aquellas
zonas que hayan recibido radiación (fig. 21-8). Con esta
prueba puede detectarse si hay un defecto de uniformidad en el interior de la fuente, o si ésta se encuentra bien
posicionada en el interior de un aplicador.
7. RESUMEN
●
Existen distintas técnicas de braquiterapia, según
sea su lugar de aplicación: intersticial, intracavitaria,
endoluminal, superficial e intraoperatoria.
●
●
●
●
●
Atendiendo a la tasa de dosis administrada, los trata­
mientos se clasifican en baja tasa (LDR), alta tasa (HDR)
o tasa pulsada (PDR).
La PDR es una combinación de LDR y de HDR.
No todos los isótopos radiactivos son aptos para su
uso en braquiterapia, sino que deben cumplir ciertos
requisitos.
El 226Ra es un isótopo natural que se utilizó en los
albores de la braquiterapia.
La utilización de 226Ra se ha abandonado por problemas de protección radiológica y porque ha sido
desplazado por otros isótopos artificiales, fundamentalmente 137Cs y 192Ir, siendo este último el más
utilizado en la actualidad.
La utilización de tubos de rayos X de reducido tamaño
no está muy extendida aún.
Debe evitarse utilizar la actividad como forma de
caracterizar una fuente radiactiva, siendo preferible
el uso de K̇ R.
El conjunto electrómetro, cámara de pozo e inserto,
constituye el conjunto dosimétrico tipo para la realización de la dosimetría física en braquiterapia.
Antes de la utilización de una fuente radiactiva en
un paciente, debe verificarse que el certificado de la
K̇ R suministrada por el fabricante coincide con las
medidas de control que se deben realizar dentro del
Programa de Garantía de Calidad de la instalación de
radioterapia.
Adicionalmente, han de realizarse pruebas de hermeticidad y autorradiografías para comprobar que
la fuente radiactiva no está dañada y es apta para su
uso clínico.
Bibliografía
Brosed Serreta A. Pérez Calatayud J. Fundamentos de física médica.
Vol. 5 Braquiterapia: bases físicas, equipos y control de calidad.
Madrid: ADI; 2014.
Gerbaulet A, Pötter R, Mazeron JJ, Meertens H, Van Limbergen E.
The GEC ESTRO handbook of brachytherapy. Leuven (Belgium):
ESTRO; 2002.
263
CAPÍTULO
22
Equipos de tratamiento
en braquiterapia
Jaime Martínez Ortega y Pablo Castro Tejero
ÍNDICE
1. Introducción 264
2. Aplicadores 264
2.1.Aplicadores intracavitarios 264
2.2.Aplicadores intraluminales 265
2.3.Aplicadores para braquiterapia intersticial 265
2.4.Aplicadores para braquiterapia superficial
e intraoperatoria 265
3. Equipos de braquiterapia 266
3.1.Carga manual 266
3.2.Carga diferida manual 266
3.3.Equipos de carga diferida
automática 268
4. Salas de tratamiento de braquiterapia
5. Control de calidad de los equipos
de braquiterapia de carga diferida
automática 272
6. Resumen 273
Bibliografía 273
271
264
1. INTRODUCCIÓN
En este capítulo se describen los distintos tipos de
equipos de tratamiento, así como algunos de los accesorios utilizados (aplicadores). También se describe
cómo es una sala de tratamiento típica, atendiendo
al tipo de tratamiento que se va a llevar a cabo en su
interior. Dada la amplia variedad existente tanto de
fuentes radiactivas como de tasas de dosis empleadas,
el tratamiento puede realizarse en el propio quirófano,
en una habitación específica donde el paciente permanecerá ingresado, o de forma ambulatoria en una
sala de tratamiento similar a las de teleterapia. En el
caso de implantes prostáticos permanentes de semillas
radiactivas, el paciente abandona el hospital con las
fuentes radiactivas implantadas.
2. APLICADORES
Un aplicador es un dispositivo que se inserta en la zona
de tratamiento. Su finalidad es facilitar la entrada de la
fuente radiactiva en dicha zona, y en ocasiones, como
puede ser en braquiterapia endocavitaria, también
modificar la zona de tratamiento separando algunas
estructuras, como el recto o la vejiga, de modo que ayuda
a conseguir una mejor distribución de dosis.
En la figura 22-1 se muestra una distribución de dosis
típica de un implante endocavitario de braquiterapia
ginecológica. La utilización de los aplicadores permite
que la superficie vaginal esté más alejada de la fuente
radiactiva. De este modo, las zonas con más gradien­
te de dosis permanecen dentro del aplicador, obteniéndose una distribución de dosis en la región a tratar
mucho más homogénea.
Los aplicadores pueden fabricarse de material metálico
o plástico, presentando estos últimos la ventaja de no
producir artefactos en los estudios de imagen necesarios
para la adecuada planificación dosimétrica de los tratamientos y de poder utilizarse en resonancia magnética.
2.1. Aplicadores intracavitarios
Su uso más habitual es en tratamientos ginecológicos.
El más sencillo es el aplicador cilíndrico, especialmente
orientado al tratamiento de la cúpula vaginal, aunque
también puede utilizarse en el recto (fig. 22-2).
En aquellas pacientes ginecológicas en las que es necesario tratar también el endometrio o el cuello uterino se
utilizan aplicadores de tipo Fletcher (fig. 22-3), compuestos de un tándem, que se introduce en el interior del
endometrio, y dos ovoides o colpostatos que se apoyan
contra la cúpula vaginal. Estos ovoides suelen llevar un
blindaje interno para reducir la dosis que recibe el recto.
En ocasiones se sustituyen los ovoides por un aplicador
tipo anillo (ring) (fig. 22-4).
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 22
Equipos de tratamiento en braquiterapia
2.2. Aplicadores intraluminales
En la figura 22-5 se muestra el aplicador de Fritz, diseñado
para tratamientos esofágicos o endobronquiales. Es un tubo
flexible que puede curvarse en el interior del paciente.
2.3. Aplicadores para braquiterapia intersticial
El aplicador MUPIT (Martinez Universal Perineal Interstitial Template) (fig. 22-6) está diseñado especialmente
para tratamientos transperineales, vaginales y rectales.
El cilindro se introduce en la cavidad correspondiente
(vagina o recto), y dentro de las agujas se sitúa la fuente ra­
diactiva.
El conjunto de plantilla y agujas que se muestra en la
figura 22-7 está diseñado para tratamientos de mama.
Posee un tornillo en la parte superior que permite comprimir la mama. Las plantillas de plástico sirven para
guiar la entrada y la salida de las agujas, que deben atravesar la mama. La geometría que proporciona este tipo
de implante permite emplear el sistema dosimétrico de
París, que se estudiará en el capítulo 23.
2.4. Aplicadores para braquiterapia
superficial e intraoperatoria
Para el tratamiento de la piel pueden hacerse moldes
personalizados de material termoplástico, dentro de los
cuales se insertan unos tubos flexibles que llevarán en
su interior la fuente radiactiva.
Existen también aplicadores específicos, como el aplicador
Lepizig (fig. 22-8) y el aplicador Valencia (fig. 22-9), cuya
principal diferencia es que este último produce un perfil
de la distribución de dosis más plano, asemejándose a un
tratamiento de teleterapia.
FIGURA 22-1
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Distribución de dosis típica de un implante ginecológico. (Por cortesía de Elekta.)
FIGURA 22-2
Aplicador cilíndrico diseñado para tratamientos
vaginales y distribución de dosis característica.
(Por cortesía de Elekta.)
En tratamientos de braquiterapia intraoperatoria, se
introduce el aplicador (fig. 22-10) durante la cirugía en el
lecho quirúrgico, a continuación se realiza la dosimetría
y luego se administra el tratamiento mediante un sistema
de carga diferida automática. Finalmente, se extrae el
aplicador y se continúa la cirugía.
265
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
3. EQUIPOS DE BRAQUITERAPIA
Los tratamientos de braquiterapia tienen una gran
repercusión en la protección radiológica del personal,
dado que han de manipularse fuentes radiactivas de
forma segura. Por tanto, en la protección radiológica del
personal es determinante la manera en que se cargan los
aplicadores.
Los tratamientos o implantes de braquiterapia son
realizados, bien en una sala dotada con el instrumental
quirúrgico requerido y que debe tener unos blindajes
adecuados a los radioisótopos y actividades utilizadas
de los mismos, o bien en un radioquirófano, que como
su nombre indica, está diseñado y blindado para realizar
procedimientos más complejos.
3.1. Carga manual
El sistema de carga manual consiste en insertar las fuentes
radiactivas en la zona de tratamiento de forma manual,
valiéndose sólo de elementos de protección radiológica
orientados a minimizar la exposición del personal. Es
típico el uso de guantes plomados y de mamparas de
protección con cristales plomados.
Dadas las implicaciones en materia de protección
radiológica que tiene el manejo de fuentes radiactivas,
la carga manual se está abandonando poco a poco y
se va sustituyendo por sistemas de carga diferida. Aun
así, se sigue utilizando con fuentes radiactivas de baja
actividad, como puede ser en los implantes prostáticos
permanentes de semillas radiactivas. Existe la posibilidad de adquirir las agujas precargadas e insertarlas en el
paciente, con lo que se ahorra tiempo de manipulación
y de preparación en quirófano.
FIGURA 22-3
266
Aplicador tipo Fletcher. El catéter más largo es el denominado tándem
y se introduce dentro del útero. Los otros dos catéteres terminan dentro
de los ovoides, que están destinados al tratamiento de la cúpula vaginal.
(Por cortesía de Elekta.)
3.2. Carga diferida manual
En este procedimiento, previamente se coloca de forma
apropiada el aplicador en la zona de tratamiento. Como
no hay fuentes radiactivas, no existe irradiación al personal y puede emplearse todo el tiempo que sea necesario
para una adecuada intervención.
FIGURA 22-4
Aplicador con tándem y anillo, y distribución de dosis
conseguida con este aplicador. (Por cortesía de Elekta.)
CAPÍTULO 22
Equipos de tratamiento en braquiterapia
FIGURA 22-5
Aplicador de Fritz y distribución de dosis que puede
conseguirse. (Por cortesía de Elekta.)
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
267
FIGURA 22-6
Aplicador Mupit, diseñado para tratamientos intersticiales
transperineales. (Por cortesía de Elekta.)
Colocado adecuadamente el aplicador se procede a su
carga con las fuentes radiactivas. Por ejemplo, en los
tratamientos de cáncer de mama con hilos de 192Ir (de
baja tasa de dosis [LDR, low dose rate]), el médico insertará unos tubos plásticos, en los cuales se introducirán
los hilos de 192Ir, que previamente habrá preparado el
personal del Servicio de Radiofísica, de acuerdo a la prescripción y planificación dosimétrica tentativa previa. De
la experiencia y destreza del médico dependerá el tiempo
que esté expuesto a la radiación. Un buen entrenamiento
con alambres inactivos de similar grosor proporcionará
las debidas habilidades y proporcionará la seguridad
requerida para trabajar con una fuente radiactiva.
Los hilos son preparados en la gammateca o lugar especialmente acondicionado y blindado para manipular
y almacenar fuentes radiactivas. Una vez cortados son
transportados en un recipiente plomado hasta el lugar
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
FIGURA 22-7
Plantilla y agujas para el tratamiento de la mama
con braquiterapia intersticial. (Por cortesía de Elekta.)
268
FIGURA 22-8
FIGURA 22-9
Aplicador Lepizig. (Por cortesía de Elekta.)
Aplicador Valencia. (Por cortesía de Elekta.)
donde va a realizarse el tratamiento, y allí se cargarán los
aplicadores. Finalizado el tratamiento, las fuentes son
retiradas manualmente y transportadas a la gammateca.
Los equipos de carga diferida, como el que se muestra
en la figura 22-11, supusieron un gran avance en cuanto
a protección radiológica del personal.
Este modo de carga sólo se utiliza en tratamientos de LDR,
ya que con tasas de dosis absorbida superiores la dosis efectiva recibida por el personal podría superarse el límite legal.
Los equipos de tratamiento de carga diferida están constituidos por un sistema automático de posicionamiento
de las fuentes que consta de los siguientes elementos:
●
3.3. Equipos de carga diferida automática
Se denominan equipos de carga diferida aquellos que
permiten realizar la carga de los aplicadores de manera
automática, sin necesidad de que el personal esté presente en la sala de tratamiento.
●
Un alojamiento blindado en el interior de la unidad,
en el cual permanecerá la fuente cuando no se esté
administrando un tratamiento.
Un mecanismo que transporta la fuente del alojamiento al aplicador situado en el paciente, conectándose directamente o a través de un tubo de transferencia.
CAPÍTULO 22
Equipos de tratamiento en braquiterapia
FIGURA 22-10
Aplicador tipo manta intraoperatoria. La parte que
tiene pequeñas esferas es la que se introduce dentro
del paciente en contacto con la zona de tratamiento.
Los tubos plásticos se conectan a la unidad de tratamiento.
(Por cortesía de Elekta.)
●
de Radiofísica durante la planificación del trata­
miento.
Mecanismos de seguridad que permiten retraer la fuente a su posición de seguridad en caso de emergencia.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El tratamiento se realiza en tres fases:
1. Colocación de los aplicadores: se insertan en un
ambiente estéril, como puede ser un radioquirófano,
o en una sala habilitada al efecto si las exigencias de
esterilidad no son determinantes, como puede ser el
caso de la braquiterapia endocavitaria.
2. Adquisición de imágenes y planificación dosimétrica:
posteriormente se realiza la adquisición de imágenes
con unas fuentes frías no radiactivas (dummies), que
simulan las fuentes radiactivas. De este modo se
comprueba la correcta colocación de los aplicadores y de las fuentes en la zona de tratamiento. Estas
imágenes son las utilizadas para la realización de la
planificación del tratamiento.
3. Carga de la fuente radiactiva: finalmente se conecta
el aplicador o catéter a la unidad y se administra el
tratamiento (fig. 22-12).
La ventaja de estos equipos frente a los de carga manual
es que el operador no permanece en la misma sala que
el paciente durante la inserción de la fuente radiactiva.
Si el paciente precisara atención sanitaria, el tratamiento
podría interrumpirse mientras es atendido, evitándose
la exposición a la radiación del personal.
FIGURA 22-11
Equipo de carga diferida automática para tratamiento con HDR.
●
Un sistema que mantiene la fuente en cada posición del interior del aplicador el tiempo prefijado. Tanto la posición como el tiempo se obtienen
mediante los cálculos realizados por el Servicio
Existen tres variantes que se describen a continuación.
EQUIPOS DE BAJA TASA DE DOSIS
DE CARGA DIFERIDA
Son los equipos de carga diferida en los que la actividad de
la fuente radiactiva es lo suficientemente baja para cumplir
las especificaciones requeridas para un tratamiento de LDR.
269
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
FIGURA 22-12
Tubo flexible conectado a su catéter antes de la administración
del tratamiento.
Estos equipos utilizan, en general, fuentes de 137Cs o 192Ir.
Tienen como objeto evitar la exposición a la radiación
del personal. Además, puede determinarse la longitud
del vector de tratamiento y cargar sólo la necesaria.
Como los tratamientos suelen durar varios días, se realizan en habitaciones cuyas paredes están blindadas para
impedir que la radiación alcance el exterior.
270
Un caso particular son los implantes prostáticos permanentes de semillas, en los que la ventaja de los equipos de carga
diferida no es tanto la protección radiológica, dada la baja
energía de las fuentes radiactivas utilizadas (125I), como la
precisión en el posicionamiento de las semillas. Las fuentes
son de un solo uso, y el paciente las llevará el resto de su vida.
EQUIPOS DE ALTA TASA DE DOSIS
DE CARGA DIFERIDA
Son equipos que utilizan una fuente radiactiva de alta
actividad, de modo que pueden administrar tratamientos
de alta tasa de dosis (HDR, high dose rate).
Tienen como objeto utilizar las ventajas radiobiológicas
del tratamiento HDR, así como realizar el tratamiento de
manera ambulatoria, prescindiendo del ingreso del
paciente en una habitación blindada. Además, al ser
el tratamiento de menor duración (15-30 minutos en
la mayoría de los casos), la probabilidad de que el
aplicador se mueva es menor. Por esto, la braquiterapia
HDR está sustituyendo rápidamente a la de LDR.
Aunque la mayoría de los modelos utilizan una fuente
radiactiva de 192Ir (10 Ci de actividad), también existen
equipos que funcionan con fuentes de 60Co o de 137Cs.
La fuente radiactiva está soldada a un cable flexible de
acero. La unidad de tratamiento tiene distintos canales
(fig. 22-13) por los que puede salir la fuente, y de este
modo se pueden conectar (v. fig. 22-12), bien mediante
tubos de transferencia, bien directamente, cada uno
de los aplicadores o catéter a un canal distinto. Si no
se hiciera así, cuando finalizara el tratamiento con un
aplicador o catéter habría que desconectarlo de la unidad
FIGURA 22-13
Detalle del equipo de carga diferida de HDR, donde se aprecian los
distintos canales y el alojamiento de la fuente radiactiva.
y volver a conectar al siguiente aplicador o catéter. La
utilidad de las unidades multicanal es que pueden programarse de modo que la fuente recorra un aplicador
y justo después el siguiente, y así sucesivamente hasta
completar el tratamiento.
La fuente radiactiva mide alrededor de 5 mm de longitud
(varía según los modelos), por lo que el tratamiento se
realiza paso a paso, con paradas en los puntos prefijados en la planificación, donde se establece el tiempo
de parada de la fuente en cada punto. A mayor tiempo de
parada, más dosis se depositará. En este hecho reside otra
de las ventajas de los equipos de HDR de carga diferida,
ya que puede modularse o administrarse más dosis en
una zona que en otra, permitiendo irradiar más las zonas
de mayor espesor del tumor o proteger algún órgano de
riesgo (p. ej., recto o vejiga) prescribiendo en la zona
correspondiente una dosis menor.
EQUIPOS DE TASA PULSADA DE DOSIS
DE CARGA DIFERIDA
Son equipos en los que la fuente radiactiva tiene una
actividad menor que en la HDR y pueden programarse
para que administren el tratamiento en varias sesiones,
repitiéndolo con un intervalo prefijado un determinado
número de veces.
El objetivo de estos tratamientos es aprovechar las ventajas radiobiológicas de las bajas tasas de dosis, simuladas
mediante la administración de «pulsos» o pequeños
tratamientos, habitualmente cada hora, hasta completar
CAPÍTULO 22
Equipos de tratamiento en braquiterapia
el tratamiento, que puede durar varios días. Son dosis
más altas que las utilizadas en LDR, aunque no tan altas
como las presentes con HDR, ya que la actividad de la
fuente es de alrededor de 1 Ci en el caso del 192Ir, diez
veces menos que la utilizada en HDR.
●
●
Dada la duración del tratamiento, es necesario que el
paciente permanezca ingresado en una habitación blindada hasta la finalización del mismo.
4. SALAS DE TRATAMIENTO
DE BRAQUITERAPIA
La disposición de la sala de tratamiento y sus condiciones de seguridad son básicamente muy similares a las de
las unidades de teleterapia de 60Co:
●
●
●
●
El paciente es controlado a través de un circuito cerrado de televisión y puede comunicarse mediante un
interfono con los operadores de la sala de control
(fig. 22-16).
También puede incorporarse un botón «de último
hombre», cuya finalidad es que la última persona en
abandonar la sala se asegure de que sólo queda el
paciente y pulse el botón antes de salir y cerrar la
puerta. Si no se pulsa el botón, la unidad no permitirá
la salida de la fuente.
Sistemas de seguridad: en caso de que la fuente no
retorne a su posición de no tratamiento, existen los
siguientes elementos de emergencia:
● Un motor auxiliar de mayor potencia, que se activa
al presionar una seta de emergencia o al abrir la
puerta de la sala de tratamiento (v. fig. 22-14).
Las paredes también necesitan un blindaje especial
frente a la radiación.
Deben instalarse interruptores de puerta que hagan
retornar la fuente a su posición de seguridad si esta
se abre durante el tratamiento o si se pulsa alguno de
los interruptores de emergencia (fig. 22-14).
Existen monitores de radiación que indican que la
fuente se encuentra en su posición de tratamiento
(fig. 22-15).
271
FIGURA 22-15
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Detector ambiental de radiación. Si la luz roja está encendida,
hay radiación en la sala.
FIGURA 22-14
Botón de parada de emergencia. Al pulsar este botón, la fuente se retrae
inmediatamente a su posición de no tratamiento.
FIGURA 22-16
Unidad de control, situada fuera de la sala de tratamiento.
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
FIGURA 22-18
Contenedor plomado, pinzas y alicate para cortar el cable de la fuente,
en caso necesario.
272
FIGURA 22-17
La flecha señala la manivela utilizada para, en caso de emergencia,
la retracción manual del cable que porta la fuente radiactiva.
●
●
Manualmente, en caso de fallo del anterior,
mediante una manivela (fig. 22-17) se puede
retraer la fuente a su posición de seguridad.
Un contenedor plomado, dotado de cortaalambres
y pinzas para poder cortar el cable y depositar la
fuente en caso de imposibilidad de retorno a su
posición de seguridad (fig. 22-18).
5. CONTROL DE CALIDAD DE
LOS EQUIPOS DE BRAQUITERAPIA
DE CARGA DIFERIDA AUTOMÁTICA
El control de calidad tiene por finalidad evaluar las
condiciones de funcionamiento y de seguridad de los
equipos.
La realización de autorradiografías, ya comentada en
el capítulo 21, constituye una herramienta muy útil,
no sólo para comprobar el correcto estado de la fuente
radiactiva, sino también para asegurarse de que el equipo sitúa la fuente radiactiva en la posición adecuada.
Para ello, basta con marcar en el sobre de la película
radiográfica (o en la propia película, en caso de trabajar
con película radiocrómica) las posiciones previstas y
compararlas con las posiciones obtenidas.
FIGURA 22-19
Regla para medir la longitud del conjunto tubo de transferencia-aplicador.
El alambre se introduce dentro del canal y la regla mide la longitud
de alambre introducida.
En cuanto a los aplicadores, antes de cada uso debe
realizarse una inspección visual para comprobar que
están en buen estado. Algunos aplicadores tienen una
vida útil limitada y se deterioran con el uso, por lo que
deben renovarse periódicamente.
Antes de cada tratamiento también debe verificarse la longitud de recorrido de la fuente en el interior del conjunto
formado por el tubo de transferencia y el aplicador, con
ayuda de la regla que suministra el fabricante (fig. 22-19).
Los elementos de seguridad deben comprobarse a diario,
en especial los detectores ambientales de radiación, las
setas de emergencia, la interrupción del tratamiento al
abrir la puerta de la sala y el funcionamiento del interfono y del circuito cerrado de televisión.
CAPÍTULO 22
Equipos de tratamiento en braquiterapia
6. RESUMEN
●
●
●
●
Un aplicador es un dispositivo que se inserta en la
zona de tratamiento para facilitar la entrada de la
fuente radiactiva en dicha zona y, en ocasiones, modificar la zona de tratamiento.
Existen varios tipos de aplicadores, según el tipo de
braquiterapia que se vaya a efectuar: intracavitaria,
intraluminal, intersticial, superficial o intraoperatoria.
Los equipos de carga diferida se desarrollaron para
minimizar la exposición de la radiación al personal
durante la manipulación de las fuentes radiactivas.
El control de calidad tiene por finalidad evaluar las condiciones de funcionamiento y de seguridad de los equipos.
Bibliografía
Brosed Serreta A, Pérez Calatayud J. Fundamentos de física médica
Vol. 5 Braquiterapia: bases físicas, equipos y control de calidad.
Madrid: ADI; 2014.
Johns HEJ, Cunningham JR. The physics of radiology. 4th ed. Springfield IL: Charles C. Thomas; 1983.
Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Philadelphia:
Lippincott Williams & Wilkins; 2010.
Nag S. High dose rate brachytherapy: a textbook Leander. TX: Futura
Pub Co.; 1994.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
273
CAPÍTULO
23
Dosimetría clínica
en braquiterapia
Jaime Martínez Ortega y Pablo Castro Tejero
ÍNDICE
1. Introducción 274
2. Sistemas de braquiterapia 274
2.1.Sistema de Manchester
o de Patterson-Parker 274
2.2.Sistema de París 275
3. Cálculo de dosis 277
3.1.Algoritmos de cálculo 278
274
3.2.Planificación inversa. Algoritmos
de optimización 279
4. Evaluación de distribuciones de dosis 280
4.1.Tipos de histogramas. Interpretación 280
4.2.El histograma dosis-volumen natural 280
5. Resumen 281
Bibliografía 281
1. INTRODUCCIÓN
2. SISTEMAS DE BRAQUITERAPIA
En este capítulo se estudia la dosimetría clínica, es
decir, el cálculo de la dosis en la zona de tratamiento.
La dosimetría clínica constituye, pues, el paso del proceso
radioterápico que permite diseñar un tratamiento a la
medida de cada paciente.
Se denomina «sistema» a un conjunto de reglas que
deben cumplirse para obtener una dosimetría adecuada
en el volumen que se desea tratar. Las reglas recogidas
en los sistemas se refieren a la geometría del implante, el
método de aplicación y la actividad que se debe utilizar.
Como se ha visto en capítulos anteriores, los primeros
tiempos de la braquiterapia se caracterizaban por la utilización de fuentes radiactivas de radio. Además, el escaso
desarrollo de la informática no permitía la utilización
de planificadores para calcular la dosis, ni se disponía de
unidades de carga diferida automática. Se recurría a la
utilización de determinadas reglas basadas en la ex­
periencia clínica a la hora de realizar el implante, los
llamados «sistemas», a los que se dedicará el apartado
«2. Sistemas de braquiterapia», principalmente por su
interés histórico.
Dado que no era factible calcular la dosis en todo el
volumen de tratamiento, se definían unos puntos que
caracterizaban la dosis recibida en el implante. Estos
puntos eran establecidos por la aplicación de las reglas.
La introducción del uso de los planificadores en la braquiterapia hizo posible el cálculo de dosis personalizado
para cada paciente, si bien algunos sistemas, como el de
París, se siguen utilizando.
Finalmente, en este capítulo se estudiará qué algoritmos
utilizan los planificadores para el cálculo de la dosis, así
como los distintos algoritmos de optimización aplicables, fundamentalmente, a los tratamientos de alta tasa
de dosis (HDR, high dose rate).
2.1. Sistema de Manchester
o de Patterson-Parker
El sistema se desarrolló en la década de 1930 para la
utilización de fuentes de radio. Una vez calculada
la actividad total de radio necesaria para conseguir
1.000 R en el punto de prescripción, se conseguían distribuciones de dosis con un 10% de uniformidad.
Su principal aplicación fue en tratamientos de útero,
en los que se definían unos puntos, denominados A
y B (fig. 23-1). El punto A constituía el punto de prescripción, mientras que el punto B medía cómo decaía la
dosis del implante con la distancia.
En la década de 1990 se desarrolló el sistema de Madison
para tratamientos HDR, ya sin fuentes de radio, y el punto A
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 23
Dosimetría clínica en braquiterapia
FIGURA 23-2
Plano central en un implante basado en el sistema de París.
FIGURA 23-1
Sistema de Manchester. Localización de los puntos A y B en un plano
coronal.
pasó a denominarse punto M. Su importancia sigue
vigente, pues la dosis en este punto permite comparar
distribuciones de dosis realizadas con planificadores 3D
frente a las realizadas utilizando alguno de estos sistemas.
●
●
2.2. Sistema de París
GENERALIDADES
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
El sistema de París está especialmente indicado para braquiterapia intersticial y se caracteriza por ser un sistema predictivo, según el cual, a partir de las dimensiones del volumen
de tratamiento, se determina la geometría que debe tener el
implante, así como la forma de la distribución de la dosis
y el tiempo que debe durar el tratamiento, es decir, cuánto
tiempo van a estar insertadas las fuentes radiactivas.
El sistema de París permite utilizar fuentes rectilíneas,
curvadas o en forma de horquilla (como una U invertida), y tratar volúmenes grandes con fuentes de pequeño
tamaño, como pueden ser 192Ir, 137Cs o 60Co.
REQUISITOS DEL IMPLANTE
Antes de realizar el implante debe determinarse su geometría, tanto la disposición de las fuentes radiactivas
(líneas paralelas, triángulos equiláteros o cuadrados)
como la forma que tendrán las fuentes radiactivas (rectilíneas, curvilíneas o en horquilla).
Las reglas del sistema también permiten calcular la longitud activa y el número de fuentes radiactivas necesarias.
El implante debe cumplir las siguientes condiciones:
●
Las fuentes radiactivas se sitúan paralelas entre sí, de
modo que el punto medio de cada una de ellas define
un plano, llamado plano central (fig. 23-2).
●
La actividad de cada una de las fuentes es uniforme
y todas las fuentes utilizadas tienen la misma actividad. Si se dispone de una unidad de carga diferida
automática con una fuente radiactiva de pequeño
tamaño, esta condición puede conseguirse igualando
los tiempos de parada en el interior de cada uno de los
tubos o agujas por los que viaja dicha fuente.
Las fuentes radiactivas deben estar equidistantes entre
sí. Si el volumen de tratamiento es grande, se pondrá
mayor número de fuentes y más separadas, pudiendo
disponerse en distintos planos si el grosor de la zona
a tratar excede los 12 mm. Por el contrario, cuando
el volumen de tratamiento sea pequeño se utilizará
un menor número de fuentes radiactivas y menos
separadas entre sí.
En el espaciado entre las fuentes radiactivas también influye la longitud de estas. Para fuentes cortas, de longitud menor de 4 cm, se permite una
distancia entre fuentes de 8-15 mm. Por el contrario, para fuentes de longitud superior a 4 cm, el
espaciado debe ser de 2-2,2 cm. Utilizar una mayor
distancia entre fuentes puede producir necrosis en
los tejidos, ya que si las fuentes está muy separadas
deben depositar mayor dosis en sus proximidades
para alcanzar la dosis prescrita en un determinado
punto (fig. 23-3).
PRESCRIPCIÓN DE LA DOSIS
En el plano central, aquellos puntos situados entre dos
o más fuentes del interior del implante donde la tasa
de dosis es más baja reciben el nombre de puntos basales. Su determinación es trivial en el caso de fuentes
rectilíneas y paralelas, pues se encuentran en el punto
medio entre dos fuentes (fig. 23-4). En los implantes
dispuestos en forma de triángulo equilátero en varios
planos, típicos de tratamientos de mama, los puntos
basales se encuentran en los circuncentros de los triángulos (punto donde se unen las mediatrices de cada
uno de los lados) (fig. 23-5). Si se disponen en forma
275
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
FIGURA 23-5
Se muestra el plano central de un implante en forma de triángulos
equiláteros. En uno de los triángulos se ha obtenido el circuncentro,
que constituye el punto basal para ese triángulo. Se obtendría
de forma análoga para el resto de los triángulos.
FIGURA 23-3
276
En el ejemplo, se quiere depositar una dosis de 10 Gy en el punto A con
dos fuentes con la misma TKRA, pero a distinta distancia. Para depositar
más dosis se aumenta el tiempo de tratamiento, ya que ambas tienen
la misma TKRA. La fuente 1 está a una distancia de 3 cm, mientras
que la fuente 2 está a 30 cm (dibujo no a escala). En la gráfica inferior,
se ha calculado la dosis correspondiente a cada punto siguiendo la ley
del inverso con el cuadrado de la distancia. Como puede observarse,
a 1 cm de distancia de la fuente se obtienen 100 Gy con la fuente 1
y 10.000 Gy con la fuente 2, lo que supone una dosis inadmisible.
FIGURA 23-6
Plano central de un implante en forma de cuadrados. La intersección
de las diagonales marca los puntos basales.
de cuadrados, los puntos basales serán el centro de cada
cuadrado (fig. 23-6).
Como ya se ha mencionado, en braquiterapia es muy
importante evitar zonas muy sobredosificadas. El sis­
tema de París permite predecir, a partir de la experiencia
clínica, cuánta sobredosificación es aceptable.
Por ello, los puntos basales se normalizan asignándoles
una dosis relativa del 100%. Una vez normalizado, se
elige como isodosis de referencia la del 85%, es decir, la
dosis prescrita se administra al volumen definido por esta
isodosis del 85%, o dicho de otro modo, se administra
la dosis prescrita a los puntos externos al implante que
reciben un 15% menos de la dosis que reciben los puntos
basales. Se consideran sobredosificadas todas aquellas
zonas que excedan el 170% de la dosis normalizada a
los puntos basales, que será el doble de la dosis prescrita.
FIGURA 23-4
Localización de los puntos basales en un implante con fuentes rectilíneas
y paralelas. Como puede apreciarse en la figura, el plano central está
localizado a mitad de longitud de las fuentes. Una vez en este plano,
el punto medio entre dos fuentes es el punto basal.
Por ejemplo, si se quieren administrar 10 Gy, los puntos
basales recibirán una dosis de 10 Gy/0,85 = 11,765 Gy,
que constituye el 100% de la dosis relativa debido a la
normalización utilizada. Por tanto, se considerará como
zona sobredosificada toda dosis que exceda el 170% de
11,765 Gy, es decir, 20 Gy.
CAPÍTULO 23
Dosimetría clínica en braquiterapia
FIGURA 23-7
Comparación de dos planos de isodosis, en la parte
superior utilizando el sistema de París y en la parte inferior
utilizando el SSDS. Obsérvese cómo en el sistema de París
la longitud activa excede el área de tratamiento, delimitada
por la isodosis de 1.000 cGy.
ADAPTACIÓN DEL SISTEMA DE PARÍS
A BRAQUITERAPIA HDR. DIFERENCIAS
La creciente utilización durante la década de 1990 de
las unidades de carga remota diferida, dotadas con una
pequeña fuente que realiza paradas, propició la adaptación del tradicional sistema de París (conocido como
PDS, Paris Dosimetry System) al sistema SSDS (SteppingSource Dosimetry System). Además, la utilización en estas
unidades de fuentes de HDR introdujo algunas consideraciones desde el punto de vista radiobiológico.
277
El sistema SSDS presenta las siguientes diferencias respecto del sistema tradicional de París:
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
●
●
●
Longitud activa: toda la longitud activa está dentro
de la zona de tratamiento, manteniéndose a una distancia de 5 mm de los extremos. De este modo, las
fuentes tienen que parar más tiempo en los extremos.
En el sistema de París, dado que las fuentes eran uniformes, o en caso de pequeñas fuentes capaces de
realizar paradas, no se permitían tiempos distintos
de parada, la longitud activa excedía la longitud del
implante (fig. 23-7).
Puntos basales: tal como se han definido anteriormente, en el sistema de París los puntos basales estaban situados sólo en el plano central. Sin embargo,
en el SSDS se obtienen los puntos basales en todos los
planos del implante, se calcula la dosis media y este
valor constituye el 100% de la distribución de dosis
(fig. 23-8). No se esperan grandes diferencias entre los
distintos puntos de cada plano, ya que, como se verá
más adelante, los tiempos de parada se optimizarán
de manera que la dosis recibida por estos puntos sea
aproximadamente la misma.
Prescripción: atendiendo a criterios radiobiológicos,
se opta por la prescripción a una isodosis de mayor
valor, siendo el criterio más extendido la prescripción
a la isodosis del 90%. De este modo, se consigue una
distribución de dosis más homogénea.
FIGURA 23-8
Situación de los puntos basales en el SSDS. Los puntos basales están
definidos en toda la longitud del implante, en lugar de estarlo sólo
en el plano central.
3. CÁLCULO DE DOSIS
El cálculo de distribuciones de dosis en braquiterapia
difiere, en lo concerniente a algoritmos de cálculo, del
que se ha estudiado anteriormente en teleterapia.
En 1921, Sievert introdujo un método de cálculo basado
en integrales para calcular la distribución de la tasa de
exposición de una fuente lineal, en la que se tenía en
cuenta, además, la absorción debida al encapsulamiento
de la fuente radiactiva. Posteriormente se demostró que
el método no era tan preciso en direcciones oblicuas,
dado que el espesor de encapsulamiento que atravesaba
la radiación era mayor.
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
En la actualidad, aunque también se utilizan planifica­
dores para el cálculo, los algoritmos diseñados para bra­
quiterapia no tienen en cuenta la distinta absorción de
radiación por parte de los tejidos en función de su densi­
dad. Los planificadores consideran que todo el paciente,
incluidas las zonas exteriores a él, es equivalente a agua.
En su mayoría, utilizan las tablas proporcionadas por el
formalismo AAPM TG-43.
Algunos planificadores comerciales ya introducen estas
correcciones, utilizando algoritmos de tipo cono colapsa­
do, resolviendo la ecuación de transporte de Boltzmann o
algoritmos basados en métodos de Monte Carlo. Las dis­
tribuciones de dosis así obtenidas son mucho más precisas.
●
●
3.1. Algoritmos de cálculo
FORMALISMO AAPM TG-43
El formalismo TG-43 fue establecido en 1995 por la
American Association of Physicist in Medicine (AAPM) y
tiene la ventaja de que considera diversos factores físicos
por separado.
Aunque el estudio en profundidad del formalismo va
más allá del alcance de este libro, se dan a continuación
unas pinceladas generales para comprender su funcio­
namiento.
278
La tasa de dosis absorbida en un punto r viene dada por:
G(r )
D (r ) = Sk ⋅ Λ ⋅ ⋅ g(r ) ⋅ F(r )
G(r0 )
donde:
●
●
●
●
r0 es un punto de referencia que puede tomarse como
situado a 1 cm de distancia del centro de la fuente
radiactiva. La introducción de este punto tiene por
objeto evitar que la tasa de dosis sea infinita en las
proximidades de la fuente.
Sk es una constante denominada fuerza de kerma en
aire (air-kerma strength) cuyo valor coincide numé­
ricamente con la tasa de kerma de referencia en aire
(TKRA) y habitualmente se expresa, para abreviar, en
unidades U (1 U = 1 mGy·m2·h−1 = 1 cGy·cm2·h−1).
Nótese que, aun coincidiendo en valor numérico, las
unidades no son las mismas, puesto que las unidades
de la TKRA son Gy·h−1.
Λ es la constante de tasa de dosis y depende del dise­
ño particular de la fuente, pues aunque contengan el
mismo radioisótopo, las fuentes pueden diferir en
las características de su blindaje o en el método de
fabricación. Por tanto, a la hora de asignar esta cons­
tante debe buscarse el valor atendiendo no sólo al
radioisótopo que contiene, sino también al fabricante
y el modelo de la fuente.
G es la función de geometría y tiene en cuenta el
descenso de la fluencia de fotones al aumentar
la distancia, excluyendo la dispersión de fotones y la ate­
nuación. Si la fuente fuera puntual, G(r) = 1/r2, tal como
se asume en el ámbito de la protección radiológica
como aproximación, puesto que, a una distancia
suficientemente grande (como las que se utilizan en
protección radiológica) se comporta como una fuente
puntual; sin embargo, a distancias pequeñas, del or­
den de centímetros, esta aproximación no es válida y
hay que tener en cuenta la geometría particular de la
fuente, es decir, si es una fuente puntual o una fuente
lineal, por ejemplo.
g es la función radial de dosis, que tiene en cuenta el des­
censo en el valor de la dosis al aumentar la distancia a la
fuente debido exclusivamente a la dispersión de fotones
y a la atenuación. Por tanto, considera la disminución de
la dosis debida a los efectos que no tiene en cuenta G.
F es la función de anisotropía y refleja que la dosis
no es uniforme alrededor de la fuente. En una fuente
lineal, es fácil ver que los puntos situados en la direc­
ción del eje recibirán una dosis menor, dado que hay
un mayor espesor de blindaje, que un punto situado
a la misma distancia pero perpendicularmente a la
misma, donde el blindaje atravesado por la radiación
para llegar a ese punto es menor (fig. 23-9).
Los valores de las funciones descritas anteriormente se
encuentran publicados en la literatura científica, donde
se van actualizando a medida que se refinan los métodos
de cálculo, y son incluidos en los distintos planificadores.
HETEROGENEIDADES
Como ya se ha mencionado, el formalismo TG-43 no
permite corregir la diferente absorción de los tejidos
debido a su distinta densidad con respecto del agua.
Se distinguen tres tipos de algoritmos:
●
Semiempíricos: se considera que todo el paciente es
equivalente a agua, pero introduciendo correcciones
calculadas de Monte Carlo debidas al blindaje del
aplicador. Se utiliza, por ejemplo, en los aplicadores
FIGURA 23-9
Fuente encapsulada de 137Cs. El punto A se verá afectado por los fotones
procedentes de cada una de las esferas. Sin embargo, el punto B, aun
encontrándose a la misma distancia del centro de la cuenta, recibirá menos
contribución de las esferas que están más hacia la izquierda del dibujo.
CAPÍTULO 23
Dosimetría clínica en braquiterapia
●
●
●
Fletcher, para tener en cuenta que el recto recibirá
menos dosis debido al blindaje de los ovoides.
Métodos de superposición/convolución: adaptan los
algoritmos utilizados en teleterapia al ámbito de la
braquiterapia.
Resolución analítica de la ecuación de transporte de
Boltzmann: esta ecuación se utiliza en física estadística para modelar partículas fuera del equilibrio
termodinámico. En el ámbito de las radiaciones
ionizantes es posible, además, modelar la absorción
y la dispersión de energía. La ecuación de transporte
de Boltzmann presenta varias dificultades para su
resolución, dado que es una ecuación diferencial.
Este método introduce algunas aproximaciones para
reducir la ecuación de transporte de Boltzmann a un
sistema lineal de ecuaciones.
Monte Carlo: resuelve la ecuación de transporte de
Boltzmann mediante el método de Monte Carlo.
3.2. Planificación inversa.
Algoritmos de optimización
La posibilidad de optimización de distribuciones de
dosis es una característica de los equipos de braquiterapia equipados con fuentes radiactivas que pueden
realizar paradas en determinadas posiciones. Como ya
se ha visto, estos equipos permiten depositar más dosis
en unas zonas que en otras aumentando el tiempo de
parada. Un ejemplo de estos equipos son los que realizan
tratamientos de HDR.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Cabe plantearse en este momento cuáles son los tiempos
de parada óptimos que se necesitan en cada una de las
posiciones de los catéteres que constituyen un implante
de braquiterapia.
La planificación directa consiste en elaborar una distribución de dosis y comprobar si cumple los requisitos; si
no los cumple, hay que hacer una nueva distribución que
se ajuste mejor, y así sucesivamente. Por el contrario, en
la planificación inversa se introducen en el planificador
las características de la distribución que se quiere obtener
y el programa ajustará los parámetros de planificación
para llegar a la solución que mejor cumple los requisitos
o, en su defecto, la que más se aproxime.
En braquiterapia, los parámetros de entrada son los
puntos de dosis, es decir, se sitúan unos puntos en el
implante y se introduce en el planificador qué dosis
deben alcanzar. El planificador, una vez concluida la
optimización, proporcionará los tiempos de parada
necesarios en cada una de las posiciones.
Finalmente se tendrá un sistema con tantas ecuaciones
como puntos de dosis haya, y tantas incógnitas como
tiempos de parada. Es necesario un algoritmo que resuelva estas ecuaciones.
OPTIMIZACIÓN A DISTANCIA
En el sistema de ecuaciones que se plantea existen
soluciones en las cuales los tiempos de parada pueden
ser negativos, lo cual, lógicamente, carece de sentido
físico. Para desechar estas soluciones con tiempos
negativos se introduce una restricción más: el gradiente de tiempos de parada. Esta función evita que, dentro de un mismo catéter, los tiempos de parada sean
muy distintos entre sí. Los tiempos de cada catéter se
modelan por medio de polinomios para facilitar la
resolución del sistema, siendo este el motivo por el
que a veces se conoce este método como «optimización polinómica».
Debe tenerse en cuenta que este tipo de optimización
falla en implantes de gran volumen.
OPTIMIZACIÓN GEOMÉTRICA
Considera exclusivamente la forma geométrica del
implante. En este caso, el usuario no elige los puntos de dosis, sino que serán las propias posiciones de
parada las que actúen como tales. Por ejemplo, en un
catéter, una posición intermedia recibiría contribución
de dosis por parte de todas las posiciones de parada
circundantes. Por tanto, el algoritmo bajará el tiempo
de parada de esa posición, ya que recibe suficiente
dosis de los puntos circundantes. Por el contrario, en
una posición extrema sólo tendría contribución por
un lado, el más cercano al centro del catéter, por lo
que el algoritmo aumentará el tiempo de parada en
esa posición.
Aunque este algoritmo produce buenos resultados en
implantes de gran volumen, hay que asegurarse de que
el implante tiene una geometría regular. En caso contrario,
puede dar malos resultados.
OPTIMIZACIÓN VOLUMÉTRICA
Es una mezcla de los dos anteriores, tomando las ventajas de cada uno de ellos. A través de la optimización a
distancia se consigue alcanzar el objetivo en los puntos
de dosis. Para cada catéter, asigna los tiempos relativos de
cada una de las paradas. Mediante la optimización geométrica, la distribución de dosis es más homogénea,
y además calcula el tiempo total de cada uno de los
catéteres.
La asignación de los puntos de dosis en estos casos
puede realizarse de manera manual o automática. Si
se ha delimitado un volumen de tratamiento (CTV,
clinical target volume), el planificador es capaz de construir una malla de puntos de dosis en la superficie del
volumen.
Existen, además, varios métodos para la resolución de
las ecuaciones mediante optimización volumétrica,
basándose en una función de coste. En dicha función se
penaliza más la distribución cuanto menos cumple los
objetivos. Por tanto, el algoritmo utilizado ha de encontrar el mínimo de dicha función de coste.
Una función de coste tiene muchas variables y, por tanto,
se necesitarían muchas dimensiones para representarla. Sin embargo, el lector puede imaginar, a modo de
279
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
ejemplo, que la función de coste es un perfil montañoso. El problema de optimización es encontrar el punto
más bajo de esta región, con los ojos vendados y sin
más ayuda que un bastón. Utilizando esta analogía, se
exponen los algoritmos más importantes:
●
●
●
280
●
Algoritmo de Newton: es el más sencillo de todos.
En el ejemplo del perfil montañoso, el lector puede
empezar a caminar por la montaña, encontrar un
pequeño hoyo y pensar que ya ha llegado al punto
más bajo, puesto que se mueva hacia donde se mueva
sólo va a subir, y nunca a bajar. Sin embargo, no es
el punto más bajo. Matemáticamente, esta situación
se describe diciendo que se ha llegado a un mínimo
local.
Es evidente que la solución encontrada dependerá
enormemente de las condiciones iniciales, puesto
que si el lector comienza a caminar en otra parte de
la montaña, encontrará un hoyo distinto, o el propio
valle si tiene suerte.
Algoritmo simulated-annealing: el annealing o templado se utiliza en la industria para alterar las propiedades de un material. Para ello, se calienta el
material a una alta temperatura y después se deja
enfriar lentamente. El mismo principio se aplica a
la función de coste, asignándole una altura muy
grande en el ejemplo de la montaña y dejándole
que busque el mínimo. Una vez encontrado el
mínimo, le sitúa en una cota alta y nuevamente
busca el mínimo, y así sucesivamente. Este método tiene la gran ventaja de que evita los mínimos
locales.
Algoritmos genéticos: este tipo de algoritmos simula
las leyes de selección de la naturaleza. Se crean dos o
más individuos, se cruzan entre ellos, se evalúa su descendencia y se eliminan los menos aptos. Tras varias
generaciones, se llega a un individuo con las mejores
características posibles.
4. EVALUACIÓN DE DISTRIBUCIONES
DE DOSIS
distinta a como se suele hacer en teleterapia. Esta forma
alternativa sigue dos reglas básicas:
●
●
Hay que tener especial cuidado con esta notación porque
puede inducir a error. Como regla mnemotécnica, basta
con recordar que si hay una D en la parte izquierda de
la igualdad, el valor que debe aparecer a la derecha es
una dosis; si, por el contrario, en la parte izquierda de la
igualdad se encuentra una V, el valor de la derecha debe
ser un volumen.
Por último, la notación es válida independientemente
de las unidades utilizadas, es decir, el volumen puede
expresarse en porcentaje, centímetros cúbicos o cualquier
unidad de volumen. Del mismo modo, la dosis puede
expresarse en porcentaje, Gy o cGy.
4.2. El histograma dosis-volumen natural
Además de los dos tipos de histograma estudiados hasta ahora, esto es, diferencial y acumulativo, en braquiterapia se emplea un tipo de histograma adicional: el
histograma dosis-volumen natural. Se trata de un histograma diferencial al que se ha realizado un cambio de
variables para eliminar la dependencia con el inverso del
cuadrado de la distancia.
En la figura 23-10 se muestran los tres histogramas de
un implante de semillas para próstata. El histograma
acumulativo (fig. 23-10A) no aporta mucha información,
dado que la curva desciende rápidamente. Sin embargo,
el histograma diferencial (fig. 23-10B) aporta algo más
de información:
●
4.1. Tipos de histogramas. Interpretación
Hasta ahora se han visto dos tipos de histograma dosisvolumen:
●
●
Diferencial, que muestra, para un valor de dosis determinado, cuánto volumen recibe ese valor de dosis.
Acumulativo, que proporciona el volumen que recibe
un valor de dosis mayor o igual que el valor buscado.
Por ejemplo, si para un valor de 50 Gy de dosis el
histograma acumulativo muestra una correspondencia en el 20% del volumen, significa que el 20% del
volumen recibe una dosis mayor o igual que 50 Gy.
El histograma acumulativo se obtiene calculando la
integral del histograma diferencial.
Es habitual, especialmente en el ámbito de la braquiterapia, recoger los datos del histograma en una forma algo
Si el valor solicitado es una dosis X al que corresponde
un volumen Y, entonces se expresa como DX = Y. En
el ejemplo anterior, se expresaría como D20 = 50 Gy.
Si el valor solicitado es un volumen, se utiliza una V,
y entonces VY = X. Por ejemplo, V50 = 20% significaría que el 20% del volumen recibe una dosis igual o
mayor que 50 Gy.
●
La primera zona, que llega hasta aproximadamente
900 cGy, presenta un brusco descenso. El significado
es que en la zona de cálculo hay un gran número de
puntos con dosis bajas. Corresponde a los puntos que
están muy alejados del implante, los cuales, por la ley
del inverso del cuadrado de la distancia, reciben una
dosis muy baja.
Existe un máximo en torno a 1.040 cGy. Es decir, ya
dentro del implante hay un número relativamente
grande de puntos que reciben este valor de dosis.
Sin embargo, debido a los valores que se encuentran para dosis bajas, este máximo apenas puede
apreciarse.
Si se elimina la dependencia con el inverso del cuadrado de la distancia, como sucede en el histograma
natural (fig. 23-10C), este máximo correspondiente
a 1.040 cGy es mucho más apreciable, ya que no se
ve enmascarado por el gran número de puntos que
reciben dosis bajas por estar a gran distancia. A la hora
CAPÍTULO 23
Dosimetría clínica en braquiterapia
de evaluar la distribución, es mucho más interesante conocer qué sucede en las cercanías del implante
que conocer qué dosis reciben puntos que están muy
alejados, y que probablemente tengan poco interés
clínico.
5. RESUMEN
●
●
●
●
●
●
●
Los sistemas en braquiterapia son un conjunto de
reglas que deben cumplirse para conseguir una dosimetría clínica adecuada en el volumen que se desea
tratar.
Son de gran relevancia el sistema de París (PDS) y su
adaptación a HDR (SSDS).
En la actualidad, los sistemas de braquiterapia, a
excepción del sistema de París, han ido cayendo en
desuso debido a que los planificadores permiten un
cálculo preciso de la dosis.
El método de cálculo de la dosis más utilizado es el
AAPM TG-43, que no permite corregir por la diferente
absorción de los tejidos porque se considera que todo
el medio es agua.
No obstante, existen métodos de corrección de heterogeneidades, como son los semiempíricos, los basados en métodos de superposición/convolución, en la
resolución analítica de la ecuación de transporte de
Boltzmann o en Monte Carlo.
Por medio de la planificación inversa pueden conseguirse distribuciones de dosis personalizadas, especialmente en sistemas de HDR.
Una herramienta adicional en braquiterapia para la
evaluación de distribuciones de dosis es el histograma
dosis-volumen natural.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
Bibliografía
FIGURA 23-10
Dado un implante prostático con semillas, se muestran los tres histogramas
de dosis-volumen: acumulativo (A), diferencial (B) y natural (C). En este
último se aprecia, en el eje de ordenadas, que se ha realizado un cambio
de variables. (Datos por cortesía del Dr. José Manuel González Sancho,
radiofísico del Hospital Universitario Central de Asturias, Oviedo.)
Beaulieu L, Tedgren AC, Carrier JF, Davis SD, Mourtada F, Rivard MJ.
Report of the Task Group 186 on model-based dose calculation
methods in brachytherapy beyond the TG-43 formalism: current
status and recommendations for clinical implementation. Med
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Khan FM. The physics of radiation therapy. 4th ed. Philadelphia:
Lippincott Williams & Wilkins; 2010.
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Nath R, Anderson LL, Luxton G, Weaver KA, Williamson JF, Meigooni
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No. 43. Med Phys. 1995;22:209-34.
Pierquin B, Marinello G. A practical manual of brachytherapy.
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2000.
Rivard MJ, Coursey BM, DeWerd LA, Hanson WF, Huq MS, Ibbott GS,
et al. Update of AAPM Task Group No. 43 Report: a revised
AAPM protocol for brachytherapy dose calculations. Med Phys.
2004;31:633-74.
281
CAPÍTULO
24
Técnicas de tratamientos
con radiofármacos
Jaime Martínez Ortega, Luis Núñez Martín y Carmen Escalada Pastor
ÍNDICE
282
1. Introducción 282
2. Tratamientos con radiofármacos 282
2.1.Tratamientos tiroideos 283
2.2.Tratamientos de metástasis óseas
y del dolor articular 283
2.3.Tratamientos hepáticos 284
2.4.Tratamientos hematológicos 284
3. Dosimetría interna 284
3.1. Período efectivo de semidesintegración 285
3.2. Método de cálculo en dosimetría interna 285
1. INTRODUCCIÓN
A las modalidades de tratamientos radioterápicos estudiadas en capítulos anteriores, teleterapia y braquiterapia, se añade uno más: el tratamiento con radiofármacos.
Aunque su finalidad es similar a la de la braquiterapia,
es decir, realizar un tratamiento local, para depositar la
energía necesaria en el tumor se aprovechan mecanismos
fisiológicos y metabólicos de distribución.
En la dosimetría clínica estudiada en capítulos anteriores se utilizaban algoritmos de cálculo que producían
resultados muy exactos y precisos. Por el contrario, en el
tratamiento con radiofármacos, la dosimetría física está
poco desarrollada y su exactitud y precisión es reducida.
Este tipo de dosimetría recibe el nombre de «dosimetría interna». Así como en teleterapia o braquiterapia se
puede tener una incertidumbre en torno al 5%, en los
tratamientos con radiofármacos las incertidumbres en
el cálculo de la dosis efectiva pueden ser del orden del
20% o incluso mayores.
Al utilizarse fuentes no encapsuladas existe, a diferencia
de las fuentes radiactivas utilizadas en braquiterapia,
riesgo de contaminación. Por tanto, los procedimientos
de protección radiológica que acompañan a los tratamientos son objeto de atención importante, que deben
4. Protección radiológica en tratamientos
con 131I 286
4.1.Tratamiento del hipertiroidismo 286
4.2.Tratamiento del cáncer de tiroides 287
5. Resumen 288
Bibliografía 289
perseguir minimizar el riesgo de contaminación o que el
tratamiento se realice de la forma más precisa y exacta,
dado que el material contaminante deberá restarse del
que está dirigido a tratar el tumor.
Por último, la terminología empleada en el ámbito de
la medicina nuclear ha llegado a ser confusa en estos
tratamientos al denominar como dosis lo que realmente es la actividad, al expresarla en términos de becquerelios y no de Gy. Esta equivocación es el resultado de
aplicar mecánicamente la idea clínica de cantidad de
medicamento a dispensar para un tratamiento (por
ejemplo, una dosis de 1 g de paracetamol) a este campo
de la dosimetría en tratamientos con radiofármacos,
donde es frecuente escuchar expresiones como que
«a este paciente se le ha administrado una dosis de
100 mCi de 131I».
2. TRATAMIENTOS
CON RADIOFÁRMACOS
Un radiofármaco es un fármaco en el cual un átomo
constituyente de su molécula es radiactivo, hecho que
no altera sus propiedades químicas. Generalmente se
presentan en forma líquida y suelen administrarse por
vía intravenosa, intraarterial u oral.
© 2016. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
CAPÍTULO 24
Técnicas de tratamientos con radiofármacos
TABLA 24-1 Radioisótopos más utilizados
Isótopo
Energía de
Energía de
emisión b (keV) emisión g (keV)
T1/2
Alcance máximo
en tejido blando (mm)
32
P
695
−
14,3 días
8
89
Sr
Y
583
935
−
−
50,5 días
74,1 horas
2,4
11
I
182,7
364
8,02 días
2
Sm
Er
186
Re
233
99
349
103
−
137
46,3 horas
9,4 días
90,6 horas
3,1
1
3,6
90
131
153
169
Un tratamiento con radiofármacos consiste en la administración de un radiofármaco para que, por razón de
mecanismos fisiológicos o metabólicos, o por inoculación directa, se deposite en la región tumoral. La consecuencia de este depósito y la desintegración de los
átomos radiactivos producirán la irradiación del tumor,
con el consiguiente depósito de energía en este.
Los radioisótopos utilizados en terapia deberían ser,
idealmente, emisores a o b, ya que debido a su corto
alcance les hace idóneos para la irradiación eficiente de
las células con las que llegan a estar en contacto directo,
evitando por otra parte irradiar los tejidos circundantes. En la tabla 24-1 se exponen los radioisótopos más
comunes, de los cuales el 131I es el más utilizado. En dicha
tabla puede apreciarse que algunos emisores b también
son emisores g.
Los tratamientos más frecuentes son los tiroideos, la
metástasis ósea y los dolores articulares, los tumores y
las metástasis hepáticas, y los hematológicos.
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
2.1. Tratamientos tiroideos
El tratamiento de patologías de tiroides aprovecha la
capacidad de esta glándula de captar yodo para la síntesis
de hormonas tiroideas. El radiofármaco utilizado es 131I
en forma de yoduro de sodio (NaI), y se administra
por vía oral. Una vez en el aparato digestivo, el 131I se
incorpora al torrente sanguíneo, es distribuido fisiológicamente y captado por el tiroides.
Las indicaciones de tratamiento con 131I, son el hipertiroidismo y los cánceres de tiroides.
Los tratamientos de hipertiroidismo precisan administrar
actividades del orden de 400-675 MBq, para lograr una
dosis absorbida en la glándula de hasta 100 Gy (comparable a la que recibe una próstata con un implante
braquiterápico permanente de semillas de 125I).
En el cáncer de tiroides, el tratamiento está orientado
a eliminar los restos de cáncer de tiroides que hayan
podido quedar tras la cirugía o bien a irradiar las posibles metástasis que haya originado el tumor primario.
Aplicaciones
Leucemia, trombosis esencial,
policitemia
Metástasis óseas
Tumores neuroendocrinos,
radioinmunoterapia, sinoviortesis
Hipertiroidismo, cáncer
de tiroides, cáncer de hígado,
radioinmunoterapia
Metástasis óseas
Sinoviortesis
Metástasis óseas, sinoviortesis
La actividad administrada es del orden de 3.700 MBq o
superior, pudiéndose llegar hasta los 11.100 MBq, con la
finalidad de alcanzar, al menos, 50 Gy de dosis absorbida
en las metástasis.
Cabe destacar que, administrando una actividad mayor,
en el caso del cáncer de tiroides la dosis absorbida es
menor que en el hipertiroidismo. Aunque resulte paradójico, esto es así debido a la distinta captación de yodo
en una situación y en otra. Mientras que un paciente
hipertiroideo captará gran cantidad de yodo en su tiroides íntegra, un paciente a quien le ha sido extirpada
la glándula y sólo conserva pequeños restos tiene un
porcentaje de captación mucho menor.
Los tratamientos anteriores son posibles gracias a las
partículas b emitidas por el 131I, que depositan la dosis en
una corta distancia dentro del tiroides. Sin embargo, este
isótopo emite además fotones g, lo que constituye un
problema de protección radiológica y obliga en algunos
casos a ingresar al paciente.
2.2. Tratamientos de metástasis óseas
y del dolor articular
El tratamiento de las metástasis óseas con radioisótopos
es de carácter paliativo y está orientado a eliminar o aliviar el dolor. Cuando las lesiones están bien localizadas
pueden abordarse con radioterapia externa, pero si hay
múltiples puntos afectados suelen utilizarse radiofármacos. Los radioisótopos consisten en moléculas por las
que tienen avidez las zonas con actividad ósea, y que son
marcadas por un isótopo radiactivo. Los radioisótopos
más utilizados son emisores b ο a, como 186Re, 153Sm,
89
Sr y 223Ra. Como consecuencia de la administración del
radiofármaco, este se incorpora en las estructuras óseas
afectadas por las metástasis, caracterizadas por ser de
alta actividad metabólica, y así se consigue la irradiación
local de estas. La dosis que se pretende administrar es
del orden de 40 Gy.
Los tratamientos con radioisótopos, como por ejemplo
el 153Sm, pueden realizarse de forma ambulatoria, si
bien es necesario recoger la orina excretada dentro de las
283
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
primeras 6 horas del tratamiento en unos depósitos especiales para su procesamiento como residuo radiactivo.
Otro tipo de tratamiento es el de la sinoviortesis radioisotópica con radioisótopos. Su objetivo es reducir la
tumefacción y el dolor articulares en la artritis inflamatoria y reumatoide, sobre todo de grandes articulaciones,
cuando no hay respuesta al tratamiento convencional.
Consiste en la administración del isótopo mediante la
inyección intraarticular del coloide de 90Y, el cual permanece en la cavidad articular y destruye la membrana
sinovial afectada cuando constituye un peligro para los
cartílagos, los huesos y los ligamentos vecinos.
2.3. Tratamientos hepáticos
El tratamiento con radioisótopos se realiza en tumores
primarios, como el hepatocarcinoma inoperable, o bien
en metástasis hepáticas de otros tumores. El mecanismo
de acción subsiguiente a la radioembolización del radiofármaco aprovecha la hipervascularización de las lesiones
para concentrar el radiofármaco dentro de la lesión.
Para la evaluación dosimétrica debe realizarse, previamente al tratamiento, un estudio de la circulación arterial
del hígado mediante gammagrafía. Para este estudio
de simulación del tratamiento se utilizan alrededor de
200 MBq de macroagregados de albúmina marcados
con 99mTc.
284
Con este estudio se evalúa la cantidad de material
radiactivo que llegará a la zona tumoral y se infiere la
dosis absorbida que se pretende administrar mediante
el radiofármaco a utilizar en la terapia, así como la que
puede alcanzar a los órganos de riesgo, como el pulmón.
El radiofármaco utilizado viene en forma de microesferas
(20-60 mm de diámetro) de vidrio o resina que contienen 90Y, y las actividades que se pretende que alcancen
el tumor son del orden de 4 GBq, para llegar a depositar
una dosis absorbida de unos 120 Gy.
Al tratarse de un procedimiento intervencionista, en el
cual participan radiólogos sin experiencia en el trabajo
con fuentes radiactivas abiertas, debe procederse a una
planificación cuidadosa del procedimiento, estableciendo
los trabajos y las responsabilidades de cada participante.
Como el material es inyectado intraarterialmente, existe un
cierto riesgo de contaminación por extravasación o derrame
durante la inyección. Debido a esta posible contaminación
e irradiación externa del personal, el riesgo por irradia­
ción o contaminación externa es importante, por lo que debe
monitorizarse todo el personal implicado en la intervención, así como el material utilizado y los residuos que se
produzcan (jeringas, paños quirúrgicos, gasas, etc.), que
deberán ser retirados y tratados como residuos radiactivos.
Una idea del riesgo de la contaminación con este tipo
de material emisor b, es que una actividad de 100 MBq
en contacto con la piel 3 minutos, puede producir una
dosis absorbida de 10 Gy, suficiente para manifestarse
en forma de quemadura. Si dicha contaminación no es
detectada y permanece en la piel, puede llegar a producir
una dosis absorbida de hasta 85 Gy.
2.4. Tratamientos hematológicos
Existen problemas hematológicos en los que se utiliza
el 32P para su tratamiento. Este radioisótopo es metabolizado incorporándose a las células proliferativas de
la matriz ósea, por lo que preferentemente se irradiará la
médula ósea. La actividad administrada va desde los
185 MBq hasta los 444 MBq, produciendo una dosis
efectiva de 407 mSv a 978 mSv, respectivamente.
El 32P pasa posteriormente al torrente sanguíneo, y finalmente se deposita en el hígado.
3. DOSIMETRÍA INTERNA
A la dosimetría realizada en medicina nuclear se la
conoce como dosimetría por radiación interna médica
(MIRD, medical internal radiation dosimetry), o de forma
abreviada, dosimetría interna. Su objetivo es determinar
la dosis absorbida por determinados órganos o regiones anatómicas como consecuencia del depósito de los
radiofármacos en ellos.
La dosimetría dirigida a determinar la dosis en los órganos blanco se establece fundamentalmente mediante
cálculo, el cual es verificado con medidas dosimétricas
en maniquís y simulaciones de Monte Carlo.
En cuanto a metodología dosimétrica, el cuerpo humano
es considerado como un conjunto de órganos fuente y
un conjunto de órganos blanco, pudiendo darse el caso
frecuente de que un órgano sea a la vez fuente y blanco.
En este campo de la dosimetría, el concepto de órgano
blanco difiere de aquel designado para radioterapia, ya que
en dosimetría interna un órgano blanco puede ser cualquier
órgano, sea este un tumor o formado por tejido sano.
Esta terminología difiere en principio de la utilizada en radioterapia, teleterápica o braquiterápica, y es
consecuencia de que en el tratamiento con fuentes no
encapsuladas la diseminación del material radiactivo se
produce por todo el organismo, y se tiene interés tanto
en determinar la dosis en los tejidos tumorales como en
los sanos, pero de todas formas esto es lo mismo que se
plantea en radioterapia, en la cual debemos pro­porcionar
una dosis absorbida al tumor, minimizando, es decir, calculando o midiendo, la depositada en los tejidos normales.
La dosis absorbida en los órganos blanco se determina
por cálculo, utilizando formulaciones como la siguiente:
Dt←s = (A˘ s /m t) Σ ∆ IΦi
[1]
donde:
●
●
Dt←s es la dosis en un órgano t debido a un órgano
fuente s.
Ă s (MBq.h) es la actividad acumulada en el órgano fuente (proporcional al número total de desintegraciones
CAPÍTULO 24
Técnicas de tratamientos con radiofármacos
●
●
que se producen en el órgano fuente), que depende
de los siguientes factores:
● Actividad administrada.
● Captación, retención y excreción del órgano fuente.
● Decaimiento físico del radionúclido.
mt es la masa del órgano blanco.
 ∆I Φi, representa la suma para cada una de las transiciones nucleares i, del producto de la constante de
la dosis absorbida de equilibrio ∆I (g.Gy/MBq.h), por
la fracción absorbida de energía Φi para cada transición nuclear i. Φi puede tomar valores entre 0 y 1, en
función de que se trate de radiaciones penetrantes o
no, y en función de la geometría y las características
absorbentes de la fuente y el blanco.
Algunos factores importantes a tener en cuenta para una
evaluación aproximada de las dosis puestas en juego son:
●
●
●
El tiempo de exposición del órgano blanco, que está
ligado a la Ă s, al mecanismo fisiobiológico de distribución y al proceso físico de decaimiento radiactivo.
Un radioisótopo que se elimina fácilmente producirá
una menor irradiación de tejidos sanos.
El mecanismo de eliminación global, que permite
centrar la atención en los órganos más afectados. Un
isótopo que se elimina por la orina orienta nuestra
atención hacia la dosis recibida por los riñones o la
vejiga; un isótopo que se elimina por las heces nos
dirige hacia el estudio de la dosis recibida por el intestino o el colon.
El tipo de radiación y energía, que permite conocer
la relación de influencia dosimétrica entre órganos
fuente y blanco.
La expresión resultante sería:
A b (t ) = A0 ⋅ e ( b )
− λ ⋅t
Uno de los factores a utilizar para el cálculo de la dosis
de acuerdo con la ecuación 1 es el valor de Ă s. Este valor
se obtiene integrando el área bajo la curva de actividadtiempo para el órgano fuente considerado. Así pues, es
necesario conocer las características de esta curva. La
evolución de la actividad con el tiempo es una función
afectada por dos fenómenos: la desintegración radiactiva
física del radiofármaco y la eliminación fisiobiológica
de este.
La ley de desintegración radiactiva estudiada en el capítulo 1 da cuenta del primer fenómeno, es decir, de la
disminución consiguiente de los átomos que siguen
siendo radiactivos en función del tiempo:
Af (t ) = A0 ⋅ e ( f )
− λ ⋅t
[2]
Lo que describe esta fórmula son fenómenos exclusivamente físicos. Esto queda reflejado en el subíndice f de
la constante de desintegración radiactiva lf.
Del mismo modo que para el comportamiento físico,
puede establecerse la hipótesis, en un modelo simplificado, de que la eliminación biológica sigue una
[3]
donde el subíndice b refleja que el decaimiento expo­
nencial se debe de manera exclusiva a procesos bioló­
gicos.
Análogamente al caso de la radiactividad, puede definirse
un período biológico de semidesintegración Tb como
el tiempo para el cual la actividad del fármaco en el
organismo se reduce a la mitad, y que de la misma forma
viene relacionado con lb según:
λ b = ln2 / Tb
[4]
Podemos considerar que la eliminación de un radioisótopo está determinada por una constante de desintegración total efectiva le, resultado de la suma de lf y /lb:
λe = λf + λ b
[5]
Resulta conveniente conocer el período de semidesintegración Te asociado a le, definido por el tiempo que ha
de transcurrir para que la actividad decaiga a la mitad de
la cantidad inicial. Se obtiene por la aplicación de las
ecuaciones 4 y 5:
1/ Te = 1/ Tf + 1/ Tb
3.1. Período efectivo
de semidesintegración
© Elsevier. Fotocopiar sin autorización es un delito.
ley exponencial decreciente. Esto es así dado que los
procesos de transporte biológicos para un material
determinado son aproximadamente proporcionales a
su concentración (de igual forma que la actividad es
proporcional al número de átomos radiactivos).
[6]
Por tanto, si se desea conocer la actividad, transcurrido
un tiempo t, de un isótopo con actividad inicial A0, debida tanto a efectos biológicos como al decaimiento físico,
podremos aplicar la expresión:
A (t ) = A0 ⋅ e ( e )
− λ ⋅t
[7]
3.2. Método de cálculo
en dosimetría interna
Los cálculos de la dosimetría interna debida a radionúclidos tiene dos objetivos fundamentales: uno dirigido
a conocer la dosis absorbida en los diferentes órganos
de los trabajadores profesionalmente expuestos o del
público en general, que han podido incorporar material
radiactivo en su organismo por cualquier circunstancia;
el segundo, dirigido a conocer la dosis absorbida en los
diferentes órganos de los pacientes sometidos a estudios
o tratamientos médicos usando radioisótopos.
Los métodos de dosimetría interna actualmente están
poco implantados, y la precisión y exactitud de sus
resultados tienen importantes incertidumbres, sobre
todo si se comparan con los procedimientos existentes
en teleterapia y braquiterapia.
285
PARTE 6
Aspectos físicos de los tratamientos braquiterápicos y metabólicos
El método de cálculo usado en dosimetría interna para
la determinación de la dosis absorbida en pacientes se
denomina MIRDOSE (Stabin, 1996). Este programa
consta de una librería de maniquís que permite el cálculo
de la dosis para individuos de diferente edad y tamaño, así como para mujeres en diferentes momentos del
embarazo. Sin embargo, el software no incluía librerías
de dosis para los radiofármacos utilizados en medicina
nuclear, por lo que fue actualizado y reescrito para computadoras personales y dio lugar al modelo ONLINDA/
EXM (acrónimo de organ level internal dose assessment/
exponential modeling). ONLINDA/EXM usa el método
RADAR de cálculo de dosis y los factores de corrección
suministrados en la web de RADAR.
En ONLINDA/EXM, igual que para el MIRDOSE, el
usuario tiene que introducir los resultados del modelo
cinético, utilizándolo con modelos del cuerpo humano
aceptados en la bibliografía científica, permitiendo el
cálculo de la dosis de radiación para todos los órganos
corporales. También permite modificar las masas de los
órganos para pacientes específicos.
externa. Las medidas de protección radiológica a adoptar en cada caso deberán tener en cuenta los siguientes
factores:
●
●
Existen en la actualidad tres comités de expertos dedicados a la actualización y la publicación de datos necesarios para dosimetría interna: International Commission on Radiological Protection (ICRP), Committee on
Medical Internal Radiation Dose (MIRD) y The Radiation
Dose Assessment Resource (RADAR).
286
Los datos de ICRP están orientados a la estimación de
equivalentes de dosis y dosis efectivas recibidas en el
ámbito de la protección radiológica, es decir, como consecuencia de la incorporación accidental de un radioisótopo al organismo. Por tanto, no son de aplicación a
pacientes sometidos a tratamientos con radiofármacos.
MIRD está especialmente creado para obtener dosis
absorbidas por pacientes tras la administración de
radiofármacos. RADAR recoge en una página de Internet
(www.doseinfo-radar.com) una recopilación de datos
y publicaciones acerca de dosimetría interna, así como
herramientas informáticas que simplifican el cálculo.
4. PROTECCIÓN RADIOLÓGICA
EN TRATAMIENTOS CON 131I
La característica más significativa en los tratamientos con
radiofármacos es la protecci