CAPÍTULO 9 - Physics of Radiation Therapy Distribución de dosis y análisis de dispersión.

Rara vez es posible medir directamente la distribución de dosis en los pacientes tratados con radiación. Los datos sobre la dosis de distribución son casi en su totalidad a partir de mediciones en materiales como fantomas los cuales son equivalentes a los tejidos, por lo general lo suficientemente grandes en el volumen para que las condiciones de dispersión del haz de radiación sean completas. Estos datos se han utilizado en un sistema de cálculo de dosis diseñado para predecir la distribución de dosis en un paciente real. Este capítulo se ocupa de diversas cantidades y conceptos que son útiles para este propósito. 9.1.Fantomas

Los datos básicos de distribución de dosis se miden generalmente en un maniquí de agua, que se aproxime a la absorción de la radiación y las propiedades de dispersión de los músculos y otros tejidos blandos. Otra razón para la elección del agua como un fantoma, es que es universal con propiedades de radiación reproducibles. Un maniquí de agua, sin embargo, plantea algunos problemas prácticos cuando se utiliza junto con cámaras y detectores de iones de otros que se ven afectados por el agua, a menos que estén diseñados para ser resistentes al agua. En la mayoría de los casos, sin embargo, el detector está envuelto en una manga de plástico delgado (agua-equivalente) antes de la inmersión en el agua fantoma.

Dado que no siempre es posible poner detectores de radiación en el agua, se han desarrollado fantomas sólidos y secos como sustitutos para el agua. Idealmente, un determinado material para ser tejido o equivalente de agua, estos últimos deben tener el mismo número atómico efectivo, el número de electrones por gramo, y la densidad de masa. Sin embargo, dado que el efecto Compton es el modo predominante de interacción del haz de fotones de megavoltaje en el rango clínico, la condición necesaria para la equivalencia de agua de tal haz de radiación es la misma densidad de electrones (número de electrones por centímetro cúbico) como la del agua.

La densidad de electrones (ρe) de un material puede calcularse a partir de su densidad de masa (ρm) y su composición atómica de acuerdo con la fórmula:

Donde:

NA es el número de Avogadro, y a(i) es la fracción en peso del elemento i de número atómico Z(i) y peso atómico A(i). La densidad electrónica de diversos tejidos humanos y los fluidos corporales se han calculado según la ecuación 9,1 por Shrimpton (1). Los valores de algunos tejidos de interés dosimétrico se enumeran en la Tabla 5.1.

La tabla 9.1 da las propiedades de varios fantomas que han sido utilizados con frecuencia en dosimetría de la radiación. De los materiales disponibles en el mercado de los fantomas, Lucite y poliestireno son los más utilizados como fantomas en dosimetría. Aunque la densidad de masa de estos materiales puede variar en función de una muestra dada, la composición atómica y el número de electrones por gramo de estos materiales son lo suficientemente constante como para justificar su uso para fotones de alta energía y la dosimetría de electrones.

Además de los fantomas homogéneos, los maniquíes antropomórficos se utilizan con frecuencia para

la dosimetría clínica. Uno de estos sistemas disponibles en el mercado, conocido como Alderson Rando Phantom, 1 incorpora materiales para simular diversos tejidos del cuerpo, músculos, huesos, los pulmones y las cavidades de aire. El fantoma se forma en un torso humano (Fig. 9.1) y se secciona transversalmente en rodajas para aplicaciones dosimétricas.

White et al. (2) han desarrollado recetas extensas de los sustitutos de tejidos. El método se basa en

la adición de partículas de relleno de resinas epóxicas para formar una mezcla con propiedades de radiación estrechamente aproximadas a un tejido en particular. Las propiedades de radiación más importante en este sentido son el coeficiente de atenuación de masa, el coeficiente de absorción de energía de masas, la masa de electrones de frenado, y los coeficientes angulares de dispersión de energía. Una tabulación detallada de la sustitución de tejidos y sus propiedades para todos los tejidos del cuerpo se incluye en un informe de la Comisión Internacional de Unidades y Medidas Radiológicas (3).

Basado en el método anterior, Constantinou et al. (4) diseñó un sustituto de epoxy a base de resina

sólida de para el agua, llamado agua sólida. Este material podría ser utilizado como una calibración dosimétrica de fantoma para fotones y haces de electrones en el rango de la radiación de energía terapia. Los fantomas sólidos del agua ya están disponibles comercialmente a partir de mediciones de radiación, Inc. (Middleton, WI). 9.2. Profundidad de distribución de la dosis

Cuando el haz incide sobre un paciente (o un fantoma), la dosis absorbida en el paciente varía con la profundidad. Esta variación depende de muchas condiciones: energía del haz, la profundidad, tamaño del campo, la distancia de la fuente, y el sistema de colimación del haz. Así, el cálculo de la dosis en el paciente implica consideraciones en relación con estos parámetros y otros que afectan a la distribución de dosis en profundidad. Un paso esencial en el sistema de cálculo de dosis es establecer las variaciones de dosis en profundidad a lo largo del eje central del haz de radiación. Una serie de cantidades se han definido para este fin, los principales entre estos son los porcentajes se dosis en profundidad (5), coeficiente tejido-aire (6,7,8,9), coeficiente fantoma-tejidos (10,11,12), y coeficientes tejido-máximo (12,13). Estas cantidades son por lo general a partir de mediciones realizadas en fantomas agua utilizando pequeñas cámaras de ionización. Aunque otros sistemas de dosimetría como dosímetros termoluminiscentes (TLD), diodos, y la

película se utilizan en ocasiones, las cámaras de iones se prefieren por su mayor precisión y menor dependencia energética.

Figura 9.1. Un fantoma antropomorfo (Phantom Alderson Rando) seccionada transversalmente de estudios dosimétricos.

9.3. Porcentaje de dosis de profundidad

Una forma de caracterizar la distribución de dosis del eje central es la normalización de dosis en profundidad con respecto a la dosis a una profundidad de referencia. El porcentaje de la cantidad (o simplemente por ciento), la dosis de profundidad se puede definir como el cociente, expresado como porcentaje de la dosis absorbida a una profundidad d para la dosis absorbida a una profundidad de referencia fijo d0, a lo largo del eje central del haz de radiación (Fig. . 9,2). Porcentaje dosis de profundidad (P) es el siguiente:

Figura 9.2. Porcentaje de la profundidad es la dosis (Dd/Dd0), donde d es cualquier profundidad y d0 es la profundidad de referencia de dosis máxima.

Figura 9.3. Eje central de distribución de dosis de profundidad para fotones de diferente calidad en el haz de radiación. El tamaño del campo, 10 × 10 cm, fuente a la superficie a distancia (SSD) = 100 cm para todas las vigas a excepción de 3,0 mm Cu capa media-reductora (CHR), SSD = 50 cm. (Datos de la Asociación de Físicos del Hospital. Eje central de datos de sonda para su uso en dosis de radioterapia. Br J Radiol. 1978; supl [11]; y el apéndice.)

Para ortovoltaje (hasta cerca de 400 kVp) y de baja energía de rayos X, la profundidad de referencia es generalmente la superficie (d0 = 0). Para energías más altas, la profundidad de referencia se toma en la posición del pico de la dosis absorbida (d0 = dm).

En la práctica clínica, el pico de la dosis absorbida en el eje central se llama a veces la dosis máxima, la dosis máxima, la dosis administrada, o simplemente la Dmax.

Por lo tanto:

Una serie de parámetros afectan el eje central de distribución de dosis en profundidad. Estos incluyen la calidad del rayo o la energía, la profundidad, tamaño del campo y la forma, la fuente a la superficie a distancia, y colimación del haz. Una discusión de estos parámetros sean presentados ahora.

A. La dependencia de la calidad de la luz y la profundidad

El porcentaje de dosis en profundidad (más allá de la profundidad de la dosis máxima) aumenta con la energía del haz. Los rayos de mas alta energía tiene mayor poder de penetración, para así entregar un porcentaje de dosis en profundidad mayor (Fig. 9,3). Si los efectos de la ley del inverso del cuadrado y la dispersión no son considerados, la variación del porcentaje de dosis en profundidad se rige aproximadamente por la atenuación exponencial. Así, la calidad de la luz afecta al porcentaje de dosis en profundidad en virtud del coeficiente de atenuación promedio 2. A medida que disminuye, más penetrante de hace el haz, causando una dosis en profundidad de porcentaje más alta en cualquier profundidad dada más allá de la región de acumulación.

A.1. La acumulación de dosis iniciales

Como se observa en la Figura 9.3, el porcentaje de dosis en profundidad disminuye con la profundidad más allá de la profundidad de dosis máxima. Sin embargo, hay una acumulación inicial de la dosis que se vuelve más y más pronunciada que la energía se incrementa. En el caso de la ortovoltaje o de baja energía de rayos X, la dosis aumenta hasta un máximo de sobre o muy cerca de la superficie. Pero para

mayor rayos de energía, el punto de dosis máxima es más profundo en el tejido o fantasma. La región entre la superficie y el punto de dosis máxima se llama la región de la acumulación de dosis.

El efecto de la acumulación de dosis de los rayos de energía más alta da lugar a lo que clínicamente se conoce como el efecto ahorrador de la piel. Para rayos de megavoltaje como el cobalto-60 y energías más altas, la dosis en la superficie es mucho menor que la Dmax. Esto ofrece una ventaja clara sobre los rayos de energía inferior para los cuales la Dmax se produce en la superficie de la piel. Así, en el caso del haz de fotones de energía más alta, las dosis más altas pueden ser entregadas a los tumores profundos sin rebasar la tolerancia de la piel. Esto, por supuesto, es posible tanto debido a la dosis de profundidad de por ciento más alta en el tumor como debido a la dosis inferior superficial en la piel. En este tema se analiza con mayor detalle en el capítulo 13.

La física de la acumulación de dosis puede ser explicada de la siguiente manera: (a) A medida que el haz de fotones de alta energía penetra en el paciente o el fantoma, los electrones de alta velocidad son expulsados de la superficie y las capas posteriores. (B) Estos electrones depositan su energía a una distancia significativa de su lugar de origen. (C) Como consecuencia de (a) y (b), el electrón fluye y de ahí la dosis absorbida aumenta con la profundidad hasta que ellos alcancen un máximo. Sin embargo, el flujo de energía de fotones continuamente disminuye con la profundidad y, en consecuencia, la producción de electrones también disminuye con la profundidad. El efecto neto es que más allá de una cierta profundidad la dosis finalmente comienza a disminuir con la profundidad.

Puede ser instructivo para explicar el fenómeno en términos de acumulación de dosis absorbida, así como una cantidad conocida de kerma (a partir de la energía cinética liberada en el medio). Como se discutió en el capítulo 8, el kerma en (K) se puede definir como "el cociente de DETR por dm, donde DETR es la suma de las energías cinética inicial de todas las partículas ionizantemente cargadas (electrones) liberada por las partículas ionizantes sin carga (fotones) en un material de masa dm.

Porque Kerma representa la energía transferida de los fotones a electrones directamente ionizantes, el kerma es el máximo en la superficie y se disminuye con la profundidad debido a la disminución en el flujo de energía de fotones (fig. 9,4). La dosis absorbida, por el contrario, primero aumenta con la profundidad como los electrones de alta velocidad expulsado a varias profundidades de viaje río abajo. Como resultado, hay una acumulación electrónica con la profundidad. Sin embargo, como la dosis depende del flujo de energía de electrones, que alcanza un máximo a una profundidad aproximadamente igual a la gama de los electrones en el medio. Más allá de esta profundidad, la dosis disminuye a medida de que kerma sigue disminuyendo, resultando en una disminución de la producción secundaria de electrones y por lo tanto una disminución neta de flujo de energía de electrones. Como se observa en la Figura 9.4, la curva de kerma es inicialmente más alta que la curva de dosis, pero cae por debajo de la curva de dosis más allá de la acumulación de la región. Este efecto se explica por el hecho de que las áreas bajo las dos curvas tomadas hasta el infinito debe ser la misma.

B. Efecto del tamaño del campo y Forma

El tamaño del campo puede ser especificado o dosimetricado geométricamente. El tamaño del campo geométrico se define como "la proyección, en un plano perpendicular al eje del haz de rayos, del extremo distal del colimador, visto desde el centro delantero de la fuente" (15). Esta definición se corresponde normalmente con el campo definido por el localizador de luz, dispuesto como si de una fuente puntual de luz se encuentra en el centro de la superficie frontal de la fuente de radiación. El dosimétrico, o el tamaño del campo es la distancia interceptada por una curva de isodosis (normalmente isodosis 50%) en un plano perpendicular al eje del haz de radiación a una distancia indicada de la fuente.

A menos que se indique lo contrario, la dimensión del campo de término en este libro indica el tamaño del campo geométrico. Además, el tamaño del campo sera definido a una distancia predeterminada como la fuente a la superficie a distancia (SSD) o de la fuente al eje de distancia (SAD). Este último término es la distancia desde la fuente al eje de rotación de pórtico conocido como el isocentro.

Figura 9.4. Esquema gráfico de dosis absorbida, así como funciones de kerma de profundidad.

Por un campo suficientemente pequeño se puede suponer que la dosis de profundidad en un punto es efectivamente el resultado de la radiación primaria, es decir, los fotones que han atravesado el medio que cubre sin interactuar. La contribución de los fotones dispersados a la dosis de profundidad en este caso es despreciable o 0. Pero a medida que el tamaño del campo se incrementa, la contribución de la radiación dispersada a los incrementos de dosis absorbida. Debido a que este aumento de la dosis dispersa es mayor a mas profundidad que en la profundidad de Dmax, el porcentaje dosis en profundidad aumenta cuando el tamaño del campo se hace cada vez mayor.

El aumento del porcentaje de dosis en profundidad causado por el aumento de tamaño del campo depende de la calidad del haz de radiación. Dado que la probabilidad de dispersión o la disminución con el aumento de la sección transversal de la energía y los fotones de alta energía se dispersan más predominantemente en la dirección de avance, la dependencia del tamaño del campo del porcentaje de dosis en profundidad es menos pronunciada para la energía más alta que para los rayos de energía inferior. Los datos del porcentaje de dosis en profundidad para la terapia de haces de radiación suele ser tabulados para campos cuadrados. Dado que la mayoría de los tratamientos en la práctica clínica requieren campos rectangulares y en forma irregular, requieren un sistema de comparación de campos cuadrados con formas diferentes. Métodos semiempíricos han sido desarrollados para relacionar datos de profundidad eje central de dosis para campos cuadrados, rectangulares, circulares, y de forma irregular. Aunque los métodos generales (en base a Clarkson en principios que se discutirán más adelante en este capítulo) se disponen de métodos más sencillos se han desarrollado específicamente para interrelacionar cuadrados, rectangulares, circulares y los datos de campo.

Día (16) y otros (17,18) han demostrado que, para la distribución de dosis en profundidad de eje central, un campo rectangular se puede aproximar por un cuadrado equivalente o por un círculo equivalente. Los datos de cuadrado equivalente, tomada de la Asociación de Físicos del Hospital (5), figuran en el cuadro 9.2. Como ejemplo, considere un campo de 10 × 20 cm. En la Tabla 9.2, el cuadrado es equivalente 13,0 × 13,0 cm. Así, los datos de porcentaje de dosis en profundidad para un campo de 13 × 13 cm (obtenido a partir de tablas estándar) se puede aplicar como una aproximación a lo dado 10 × campo de 20 cm.

Una simple regla de método y el pulgar ha sido desarrollado por Sterling et al. (19) para equiparar los campos rectangulares y cuadrados. De acuerdo a esta regla, un campo rectangular es equivalente a un campo cuadrado si tienen la misma área / perímetro (A / P). Por ejemplo, el campo de 10 × 20 cm, tiene un A / P de 3,33. El campo cuadrados que tiene la misma A / P es de 13,3 × 13,3 cm, un valor muy próximo a la dada en la Tabla 9.2.

Las siguientes fórmulas son útiles para el cálculo rápido de los parámetros de campo equivalente. Para los campos rectangulares:

Donde a es la anchura de campaña y b es la longitud de campaña. Para campos cuadrados, ya que a = b

donde a es el lado del cuadrado. De las ecuaciones 9.5 y 9.6, es evidente que el lado de un cuadrado equivalente a un campo rectangular es de 4 × A / P. Por ejemplo, un campo de 10 × 15 cm, tiene un A / P de 3,0. Su cuadrado equivalente es de 12 × 12 cm. Esto concuerda bastante bien con el valor de 11,9 en la Tabla 9.2.

Aunque el concepto de A / P no se basa en principios físicos sólidos, es ampliamente utilizado en la práctica clínica y se ha extendido como un parámetro de campo para aplicarlo a otras magnitudes como los factores de retrodispersión, relaciones aire-tejido, e incluso haz output en aire o en fantoma. El lector puede, sin embargo, ser advertido contra de un uso indiscriminado de A / P. Por ejemplo, la A / P de parámetros, como tal, no se aplica a los campos circulares o de forma irregular, aunque los radios de los círculos equivalentes puedan ser obtenidos por la relación:

La ecuación 9.7 puede obtenerse suponiendo que el círculo equivalente es el que tiene la misma área que el cuadrado equivalente. La validez de esta aproximación ha sido verificada en la tabla de los círculos equivalente dada por la Asociación de Físicos del Hospital (5). C. Dependencia en distancia Fuente - Superficie

El flujo de fotones emitidos por una fuente puntual de radiación varía inversamente con un cuadrado de la distancia de la fuente. Aunque la fuente clínica (fuente isotópica o punto focal) para la terapia de haz externo tiene un tamaño finito, la distancia de la fuente a la superficie suele elegirse grande (≥ 80 cm) de modo que las dimensiones de la fuente se hagan sin importancia en relación con la variación de la fluencia de fotones con la distancia. En otras palabras, la fuente puede ser considerada como un punto en la fuente a la superficie de grandes distancias. Así, la tasa de exposición o "tasa de dosis en el espacio libre" (capítulo 8) de una fuente varía inversamente con el cuadrado de la distancia. Por supuesto, la ley inversa de los cuadrados depende de la tasa de dosis asumiendo que se trata de un haz primario, sin dispersión. En una situación clínica dada, sin embargo, colimación u otro material de dispersión en el haz puede causar desviación de la ley inversa de los cuadrados.

El porcentaje de dosis en profundidad aumenta con la SSD debido a los efectos de la ley del cuadrado

inverso. Aunque la tasa de dosis real en un punto disminuye con un aumento de la distancia a la fuente, el

porcentaje de dosis de profundidad, que es una dosis relativa con respecto a un punto de referencia, se incrementa con la SSD. Esto se ilustra en la Figura 9.5 en el que la tasa de dosis relativa de una fuente puntual de radiación se representa gráficamente en función de la distancia de la fuente, siguiendo la ley inversa de los cuadrados. La gráfica muestra que la caída en la tasa de dosis entre dos puntos es mucho mayor a menor distancia de la fuente que a grandes distancias. Esto significa que el porcentaje dosis en profundidad, que representa la dosis de profundidad respecto a un punto de referencia, disminuye más rápidamente cerca de la fuente que lejos de la fuente.

En la radioterapia clínica, el SSD es un parámetro muy importante. Debido a que l porcentaje de

dosis en profundidad determina la cantidad de la dosis que se puede entregar en profundidad en relación a la dosis en la superficie o Dmax, el SSD debe ser lo más grande posible. Sin embargo, como la tasa de dosis disminuye con la distancia, el SSD, en la práctica, se fija en una distancia que proporciona un compromiso entre la tasa de dosis y el porcentaje de dosis en profundidad.

Para el tratamiento de lesiones profundas con rayos de megavoltaje, el mínimo recomendado es de

80 cm SSD.

Figura 9.5. Datos de la tasa de dosis relativa en función de la ley inversa de los cuadrados a distancia de una fuente puntual. Distancia de referencia = 80 cm.

Figura 9.6. Cambio del porcentaje de dosis en profundidad con la fuente a la superficie (a distancia (SSD)). Condiciones de irradiación (A) tiene SSD = f1 y condición (B) ha SSD = f2. Para ambas condiciones, el tamaño del campo en la superficie del fantoma, r × r, y la profundidad d son los mismos.

Las tablas del porcentaje de dosis en profundidad para el uso clínico generalmente se miden en un SSD estándar (80 o 100 cm para unidades de megavoltaje). En una situación clínica dada, sin embargo, el SSD situado en un paciente puede ser diferente de la SSD estándar. Por ejemplo, las grandes SSDs son necesarias para las técnicas de tratamiento que implican dimensiones de los campos más grandes que los disponibles en el SSD estándar. Por lo tanto, el porcentaje de dosis en profundidad para un SSD norma se debe convertir a las aplicables al tratamiento real SSD. A pesar de métodos más precisos disponibles (que se discutirá más adelante en este capítulo), se discute un método aproximado en esta sección: el factor F Mayneord (20). Este método se basa en una aplicación estricta de la ley del inverso del cuadrado, sin tener en cuenta los cambios en la dispersión, ya que el SSD es cambiado.

La figura 9.6 muestra dos condiciones de irradiación, que sólo difieren en cuanto a SSD. Sea P (d, r,

f) ser el porcentaje de dosis en profundidad a una profundidad d en los SSD = f r y un tamaño de campo (por ejemplo, un campo cuadrado de dimensiones r × r). Dado que la variación de la dosis con la profundidad se rige por tres efectos, la ley inversa de los cuadrados, la atenuación exponencial, y la dispersión.

Donde µ es el coeficiente de atenuación lineal para el primario y Ks es una función que representa el cambio en la dosis dispersa. Ignorar el cambio en el valor de Ks de una SSD a otro

Dividiendo la ecuación 9,9 por 9,8, tenemos:

Los términos en el lado derecho de la ecuación 9.10 se llama el factor F Mayneord. Por lo tanto:

Se puede demostrar que el factor F es mayor que 1 para f2> f1 y menos de 1 de f2 <f1. Por lo tanto, podemos repetir, que el porcentaje de dosis en profundidad aumenta con el aumento de SSD.

Ejemplo 1

El porcentaje de dosis en profundidad para un tamaño de 15 × 15 de campo, profundidad de 10 cm y 80 cm SSD es 58,4 (haz de Co60 ). Encontrar el porcentaje de dosis en profundidad para el tamaño y la profundidad de campo mismo de un SSD de 100 cm.

De la ecuación 9.11, suponiendo dm = 0,5 cm para el haz de Co60 γ:

De la ecuación 9.10:

Por lo tanto, el porcentaje de dosis en profundidad deseada es:

Métodos más precisos que tengan en cuenta el cambio de dispersión daría un valor cercano a 60,6. El método del factor F Mayneord funciona razonablemente bien para los campos limitados, ya que la

dispersión es mínima en estas condiciones. Sin embargo, el método puede dar lugar a errores significativos en condiciones extremas como la reducción de energía, campo grande, gran profundidad, y el cambio SSD de gran tamaño. Por ejemplo, el error en la dosis a una profundidad de 20 cm para un campo de 30 × 30 cm y 160 cm SSD (Co60) será de aproximadamente 3% si el porcentaje de dosis en profundidad se calcula a partir de las tablas de SSD de 80 cm.

En general, el factor F Mayneord sobreestima el aumento del porcentaje de dosis en profundidad con

el aumento del SSD. Por ejemplo, para los campos grandes y la radiación de baja energía, donde la proporción de la radiación dispersada es relativamente mayor, el factor (1 + M) / 2 se aplica con más precisión. Los factores intermedios entre F y (1 + M) / 2 también se han utilizado para ciertas condiciones (20). 9.4. Razón Tejido-aire

La razón tejido- aire (TAR) fue introducido por primera vez por Johns (6) en 1953, y originalmente fue llamada el "razón tumor-aire." En esa época, esta cantidad se destina específicamente para el cálculo de terapia de rotación. En la terapia de rotación, la fuente de radiación se mueve en un círculo alrededor del eje de rotación, que generalmente es colocada en el tumor. Aunque los SSD pueden variar dependiendo de la forma del contorno de la superficie, la distancia fuente-eje permanece constante.

Dado que el porcentaje de dosis en profundidad depende de la SSD (sección 9.3C), la corrección SSD

al porcentaje de dosis en profundidad tendrá que aplicarse para corregir la variable o variación SSD, un procedimiento que se vuelve muy complicado de aplicar rutinariamente en la práctica clínica. Es simple decir, que la cantidad TAR se ha definido para eliminar la dependencia SSD. Desde el momento de su introducción, el concepto de TAR ha sido refinado para facilitar los cálculos, no sólo para la terapia de rotación, sino también para la papelería de técnicas isocéntricas, así como campos irregulares.

La razón tejido-aire puede ser definida como la relación de la dosis (Dd) en un punto dado en el fantoma de la dosis en espacio libre (DFS) en el mismo punto. Esto se ilustra en la Figura 9.7. Para un haz de radiación de determinada calidad, TAR depende de la profundidad d y el tamaño del campo Rd a esa profundidad:

A. Efecto de la Distancia

Una de las propiedades más importantes atribuidas a TAR es que es independiente de la distancia a la fuente. Esto, sin embargo, es una aproximación que suele ser válida para una precisión superior al 2% en el intervalo de distancias utilizadas clínicamente. Este útil resultado se puede deducir de la siguiente manera.

Figura 9.7. Ilustración de la definición de la relación de los tejidos al aire (TAR). TAR (d, er) = Dd / DFS.

Porque TAR es la relación entre las dos dosis (Dd y DFS) en el mismo punto, la dependencia de la distancia de flujo de fotones se elimina. Así, el TAR constituye una modificación de la dosis en un punto, debido sólo a la atenuación y la dispersión del haz de radiación en el fantoma en comparación con la dosis en el mismo punto en el minifantoma (o equilibrio fantoma) colocado en el aire libre. Dado que el haz primario se atenúa de forma exponencial con la profundidad, el TAR para el haz de radiación principal es únicamente una función de la profundidad, no de SSD. El caso del componente de dispersión, sin embargo, no es evidente. Sin embargo, Johns et al. (21) demostraron que la contribución fraccional de dispersión a la dosis de profundidad es casi independiente de la divergencia del haz y sólo depende de la profundidad y el tamaño de campo a esa profundidad. Por lo tanto, la razón de tejidos-aire, que implica tanto el principal componente de dispersión y de la dosis de profundidad, es independiente de la distancia de la fuente. B. Variación con energía, profundidad y tamaño de campo La razón tejido-aire varía con la energía, la profundidad y el tamaño del campo (muy parecida al porcentaje de dosis en profundidad). Para el haz de megavoltaje, la razón tejidos-aire se acumula hasta un máximo en la profundidad de la dosis máxima (dm) y luego disminuye con la profundidad más o menos de forma exponencial. Para un haz estrecho o un campo de 0 × 0 en el que se desprecia la contribución de dispersión de la dosis, el TAR además del dm varía exponencialmente con la profundidad:

¿Dónde está el coeficiente de atenuación medio ( ) del haz para el fantoma dado. A medida que el tamaño del campo es mayor, el componente de dispersión de los incrementos de la dosis y la variación con la profundidad de la TAR se vuelve más complejo. Sin embargo, para los rayos de megavoltaje de alta energía, para los cuales la dispersión es mínima y se dirige más o menos en la dirección avanzada, la variación con la profundidad TAR todavía se puede aproximar por una función exponencial, con la condición de que un coeficiente de atenuación efectiva (µeff) para el tamaño de campo dado se utilize.

B.1. Factor de retrodispersión

El término factor de retrodispersión (BSF) es simplemente la razón aire-tejido en la profundidad de dosis máxima sobre el eje central del rayo. Puede ser definido como la razón de la dosis sobre el eje central en la profundidad de dosis máxima a la dosis en el mismo punto en el espacio libre. Matemáticamente:

O:

Donde rdm es el tamaño de campo en la profundidad dm de dosis máxima.

El factor de retrodispersión, al igual que la razón tejidos-aire, es independiente de la distancia de la fuente y sólo depende de la calidad de la luz y el tamaño del campo. Figura 9.8 muestra los factores de retrodispersión para diferentes haces de calidad y áreas de campo. Considerando que aumenta con el tamaño del campo de BSF, su valor máximo se obtiene de los rayos con una capa media-valor entre 0,6 y 0,8 mm de Cu, dependiendo del tamaño del campo. Así, para el rayo de ortovoltaje con la filtración de costumbre, el factor de retrodispersión puede ser tan alto como 1,5 para los tamaños de campo grande. Esto equivale a un aumento del 50% de la dosis de cerca de la superficie en comparación con la dosis en el espacio o, en términos de exposición, un incremento del 50% en la exposición de la piel en comparación con la exposición en el aire.

Para los rayos de megavoltaje (Co60 y energías más elevadas), el factor de retrodispersión es mucho

menor. Por ejemplo, BSF para un campo de 10 × 10 cm para Co60 es 1.036. Esto significa que la Dmax será 3,6% superior a la dosis en el espacio libre. Este aumento de la dosis es el resultado de la radiación dispersa alcanzando el punto de Dmax de la unidad suprayacente y los tejidos subyacentes. A medida que la energía del haz se incrementa, la dispersión se reduce aún más y ese es el factor de retrodispersión. Por encima de unos 8 MV, la dispersión en la profundidad de Dmax se convierte en despreciable y el factor de retrodispersión se aproxima a su valor mínimo de la unidad.

C. Relación entre el TAR y porcentaje de dosis de profundidad

La razón tejido-aire y el porcentaje de dosis en profundidad están relacionadas entre sí. La relación puede deducirse de la siguiente manera: Teniendo en cuenta la figura 9.9a, deje al TAR (d, rd) ser la razón tejido-aire en el punto Q de un tamaño de campo rd en profundidad d. Sea r el tamaño del campo en la superficie, F el SSD, y dm se la profundidad de referencia de la dosis máxima en el punto P. Sea DFS (P) y DFS (Q) se las dosis en el espacio libre en los puntos P y Q, respectivamente (Fig. 9.9b, C). DFS (P) y DFS (Q) están relacionados por la ley del cuadrado inverso:

Figura 9.8. La variación de los factores de retrodispersión con calidad del haz (valor capa media). Los datos corresponden a los campos circulares. (Datos de la Asociación de Físicos del Hospital. Eje central de datos de sonda para su uso en dosis de radioterapia. Br J Radiol. 1978; supl [11], y el Excmo Johns, JW Hunt, SO Fedoruk. Espalda superficie de dispersión en los 100 kV a 400 kV área de distribución. Br J Radiol. 1954; 27:443.)

El campo tamaño r y rd están relacionados por:

Por definición del TAR:

Figura 9.9. Relación entre la razón tejido-aire y el porcentaje de dosis en profundidad. (Ver el texto.)

O:

Dado que:

Y, por definición, el porcentaje de profundidad dosis de P (d, r, f) está dado por:

que tenemos, de las ecuaciones 9.19, 9.20, y 9.21:

De las ecuaciones 9.16 y 9.22:

C.1. La conversión del porcentaje de dosis en profundidad de un SSD a otro método de TAR

En la sección 9.3C, hablamos de un método de conversión del porcentaje de dosis en profundidad de un SSD a otro. Este método utiliza el factor F Mayneord, que se deriva exclusivamente de la ley del cuadrado inverso. Otro método más preciso se basa en la interrelación entre el porcentaje de dosis en profundidad y del Tíbet. Este método TAR puede derivarse de la ecuación 9.23 de la siguiente manera.

Supongamos que la F1 es el SSD para los cuales se conoce el porcentaje de dosis en profundidad y f2

es el SSD para los que el porcentaje de dosis en profundidad está por determinar. Sea r el tamaño del campo en la superficie y la profundidad d ser, para ambos casos. Refiriéndose a la Figura 9.6, permiten rd,f1 y rd,f2

ser el tamaño de los campos previstos en la profundidad d en la figura 9.6A y B, respectivamente:

De la ecuación 9.23:

Y:

De las ecuaciones 9.26 y 9.27, el factor de conversión está dada por:

El último término en el paréntesis es el factor Mayneord. Así, el método TAR corrige el factor F Mayneord por la razón de TAR de los campos previstos en la profundidad para los dos SSDs. Burns (22) ha desarrollado la siguiente ecuación para convertir un porcentaje de dosis en profundidad de un SSD a otro:

donde F es el factor F Mayneord dada por:

La ecuación 9.29 se basa en el concepto de que TAR son independientes de la distancia de la fuente. La ecuación de Burns se puede utilizar en una situación en que las TAR no están disponibles, pero en su lugar una tabla de porcentaje de profundidad está disponible en dosis de una norma SSD junto con los factores de retrodispersión para diferentes tamaños de campo.

Como se mencionó anteriormente, para rayos X de alta energía, es decir, por encima del 8 MV, la

variación del porcentaje de dosis a fondo con el tamaño del campo es pequeño y la retro-reflexión es insignificante. Las ecuaciones 9.28 y 9.29 a continuación, para simplificar el uso de un factor F Mayneord.

Ejemplos prácticos

En esta sección, voy a presentar ejemplos de los cálculos de tratamiento típico que utiliza los

conceptos del porcentaje de dosis en profundidad, el factor de retrodispersión, y la razón tejido-aire. Aunque un sistema más general de los cálculos dosimétricos se presentará en el próximo capítulo, estos ejemplos se presentan para ilustrar los conceptos presentados hasta el momento.

Ejemplo 2

Un paciente debe ser tratado con un haz de ortovoltaje con un manto de medio valor de 3 mm de Cu.

Suponiendo que la máquina está calibrada en términos de tasa de exposición en el aire, encontrar el tiempo necesario para entregar 200 cGy (rad) a 5 cm de profundidad, teniendo en cuenta los siguientes datos: tasa de exposición = 100 R / min a 50 cm, tamaño del campo = 8 × 8 cm, SSD = 50 cm, profundidad = dosis por ciento 64,8, el factor de retrodispersión = 1,20, y rad / R = 0,95 cheque (datos de referencia 5).

Ejemplo 3

Un paciente debe ser tratado con radiación de Co60. Suponiendo que la máquina se calibra en el aire en términos de tasa de dosis en espacio libre, encontrar el tiempo de tratamiento para entregar 200 cGy (rad) a una profundidad de 8 cm, teniendo en cuenta los siguientes datos: espacio libre de tasa de dosis = 150 cGy / min a 80,5 cm para un tamaño de campo de 10 × 10 cm, SSD = 80 cm, profundidad = dosis por ciento 64,1, y el factor de retrodispersión = 1,036.

Ejemplo 4

Determine el tiempo requerido para entregar 200 cGy (rad) con un haz de rayos γ Co60 en el isocentro (un punto de intersección del eje del colimador y el eje pórtico de rotación), que se coloca a una profundidad de 10 cm en un paciente , teniendo en cuenta los siguientes datos: SAD = 80 cm, tamaño del campo = 6 × 12 cm (en el isocentro), el espacio libre de tasa de dosis en el SAD para este campo = 120 cGy / min, y TAR = 0,681.

Desde TAR = Dd / DFS:

Figura 9.10. Contorno de pacientes con radios trazados o dibujados desde el isocentro de rotación en intervalos de 20 grados. La duración de cada radio representa una profundidad para el que se determina razón tejido-aire para el tamaño del campo en el isocentro. (Véase la Tabla 9.3.)

D. Cálculo de la dosis en la terapia de rotación

El concepto de la razón aire-tejido es más útil para los cálculos relativos a las técnicas isocéntricas de la irradiación. La rotación o la terapia de arco es un tipo de radiación isocéntrica en el que la fuente se mueve continuamente en torno al eje de rotación.

El cálculo de la dosis de profundidad en la rotación de la terapia consiste en la determinación del TAR

en el isocentro. El contorno del paciente se dibuja en un plano que contiene el eje de rotación. El isocentro se coloca dentro del contorno (por lo general en el centro del tumor o de unos pocos centímetros más allá de él) y los radios se han extraído de este punto en determinados intervalos angulares (por ejemplo, los grados 20) (Fig. 9.10). Cada radio representa una profundidad de TAR que se puede obtener de la tabla de TAR, por la energía del haz dado y el tamaño del campo definido en el isocentro. Los TARs se suman y promedian para determinar, como se ilustra en la Tabla 9.3.

Ejemplo 5

Por los datos que figuran en la tabla 9.3, determine el tiempo de tratamiento para entregar 200 cGy

(rad) en el centro de rotación, teniendo en cuenta los siguientes datos: el espacio libre para la tasa de dosis de 6 × 6 cm de campo en el SAD es de 86,5 cGy / min.

9.5. Razón Dispersión - aire

Los coeficientes de dispersión de aire se utilizan para el cálculo de la dosis dispersas en el medio. El cómputo de la primaria y la dosis dispersa por separado es particularmente útil en la dosimetría de campos irregulares.

La razón dispersión-aire puede ser definida como la relación de la dosis dispersa en un punto dado en el fantoma de la dosis en el espacio libre en el mismo punto. La razón de dispersión-aire, al igual que la proporción de tejidos al aire libre, es independiente de la fuente a la superficie de la distancia, pero depende de la energía del haz, la profundidad y el tamaño del campo.

Debido a que la dosis dispersa en un punto en el fantoma es igual a la dosis total menos la dosis

primaria en ese punto, la razón dispersión-aire es matemáticamente dada por la diferencia entre el TAR para el campo dado y el TAR para el campo 0 × 0:

Aquí TAR (d, 0) representa el principal componente del haz de radiacón.

Debido a razones de dispersión-aire (SAR) se utilizan principalmente para el cálculo de dispersión en un campo de cualquier forma, el SARs se tabulan en función de la profundidad y el radio de un campo circular a esa profundidad. Además, debido a los datos SAR son sacados de los datos para los campos de TAR cuadrada o rectangular, los radios de círculos equivalente se puede obtener de la tabla en orden 5 o por la ecuación 9.7.

A. Método de Clarkson para cálculo de dosis en campos irregulares

Cualquier campo que no sea el campo rectangular, cuadrada o circular, pueden ser denominadas irregulares. Los campos de forma Irregulares se encuentran en la terapia de radiación cuando las estructuras sensibles a la radiación están protegidos del haz principal o cuando el campo se extiende más allá de la irregular forma de contorno corporal del paciente. Ejemplos de tales campos son la capa y la los campos de “Y invertida” utilizados para el tratamiento de la enfermedad de Hodgkin. Dado que los datos básicos (porcentaje de dosis en profundidad, razón aire-tejido o razón máxima de tejidos que veremos más adelante) están disponibles por lo general para los campos rectangulares, los métodos están obligados a utilizar estos datos para los casos generales de formas de campos irregulares. Uno de estos métodos, propuesto originalmente por Clarkson (23) y más tarde desarrollado por Cunningham (24,25), ha demostrado ser el más general en su aplicación.

El método Clarkson se basa en el principio de que el componente de dispersión de las dosis de

profundidad, que depende del tamaño del campo y la forma, se puede calcular por separado del componente principal, que es independiente del tamaño del campo y la forma. La cantidad específica, SAR, se utiliza para calcular la dosis dispersa. Este método ha sido discutido en detalle en la literatura (26,27) y sólo una breve discusión se presenta aquí.

Consideremos un campo de forma irregular como se muestra en la Figura 9.11. Suponga que este

campo de corte transversal está en la profundidad d y perpendicular al eje de la haz de radiación. Sea Q el punto de cálculo en el plano del campo de corte transversal. Los radios se han extraído de Q para dividir el campo en los sectores elementales. Cada sector se caracteriza por su radio y se puede considerar como parte de un campo circular de ese radio. Si suponemos que el ángulo del sector es de 10 grados, entonces la contribución de dispersión de este sector será de 10 ° / 360 = 1 / 36, de la aportada por un campo circular de ese radio y con centro en P. Por lo tanto, la contribución de dispersión de todos los sectores se puede calcular y se suman al considerar cada sector representa una parte de su propio círculo, la razón de dispersión-aire de los cuales ya se conoce y tabulados.

Utilizando una tabla de SAR para campos circulares, los valores de SAR para los sectores se calculan

y después se suman para dar la razón media de dispersión de aire, para los campos irregulares en el punto Q. En los sectores que pasa por un área bloqueada, la tasa neta se determina restando la contribución de dispersión por la parte bloqueada del sector. Por ejemplo, neto (SAR) QC = (SAR) de control de calidad - (SAR) QB + (SAR) de control de calidad. El cálculo SAR es convertido para hacer un promedio de la razón tejido-aire TAR mediante la siguiente ecuación

Donde TAR (0) es la razón tejidos-aire de campo 0 × 0, es decir:

Donde está el promedio de coeficiente de atenuación lineal del haz de radiación y d es la profundidad del punto Q.

El porcentaje de dosis en profundad % DD) en Q se puede calcular en relación con Dmax en el eje

central, utilizando la ecuación 9.23:

Donde BSF es el factor de retrodispersión para el campo irregular y se puede calcular por el método de Clarkson. Esto incluye la determinación de TAR en la profundidad dm sobre el eje central, con el contorno del campo o radios proyectados durante la profundidad dm.

Figura 9.11. Esquema del campo de la capa en un plano perpendicular al eje del haz y a una profundidad determinada. Los radios se dibujan desde el punto de Q, el punto de cálculo. Sector = ángulo de 10 grados. (Reproducido de la Asociación Americana de Físicos en Medicina. Taller de Dosimetría: enfermedad de Hodgkin. Chicago, IL, el MD Anderson Hospital, Houston, TX, radiológica del Centro de Física, 1970.)

En la práctica clínica, las correcciones adicionales suelen ser necesarias, tales como la variación de

los SSD en el campo y el perfil de haz primario. Los detalles de estas correcciones se debatirán en el próximo capítulo.

Puntos clave • Tejido equivalente

Los materiales de tejido-equivalente o fantomas (con respecto a la atenuación del haz de fotones y la distribución de la dosis de profundidad) deben tener el mismo número atómico efectivo y la misma densidad de electrones (número de electrones por cm3) como las de los tejidos blandos. Agua, espuma de poliestireno, y plásticos sintéticos como el agua en estado sólido son ejemplos de materiales que son casi tejido equivalente. fantomas antropomórficos como Alderson Rando Phantom incorporan materiales para simular los tejidos del cuerpo, músculo, hueso, pulmón, y las cavidades de aire.

• Porcentaje de dosis en profundidad El porcentaje de dosis de profundidad (PDD) para haces de fotones en el agua (o partes blandas),

más allá de la profundidad de la dosis máxima (Dmax), disminuye casi exponencialmente con la profundidad. Aumenta con un aumento de la energía del haz (mayor penetración), tamaño del campo (dispersión aumenta), y el SSD (efecto de ley del cuadrado inverso). Mayneord explica el factor F para el cambio en la PPD con SSD, pero no para el cambio de la dispersión (por ejemplo, por tamaño de los campos grandes y grandes profundidades). En general, se sobreestima el aumento de la PDD con el aumento de SSD.

• Razón tejido-aire

TAR, como el PDD, depende de la profundidad, la energía del haz, tamaño del campo, y la forma de campo, pero es casi independiente de SSD.

El TAR se ha utilizado tradicionalmente para la participación de cálculo de dosis de rayos de baja energía (por ejemplo, el cobalto-60) y la geometría del haz isocéntrico (por ejemplo, la terapia de rotación o estacionaria técnicas SAD). Los métodos corrientes de cálculo de dosis usan proporciones de fantoma de tejido (TPRs) o proporciones máximas de tejido (TMRs), que no tiene ninguna limitación de energía del haz y se puede medir con más precisión (que se discutirá en el capítulo 10).

El TAR de rayos de energía baja (hasta el cobalto-60) se puede medir directamente o calcularse a partir de PDD.

El BSF o factor de la dispersión máxima (PSF) es la TAR en dmáx. Es un factor importante del haz en el rango de ortovoltaje (valores más altos son de haz de ~ 0,6 mm cúbicos de valor de capa media y puede ser hasta un 20% -40%, dependiendo del tamaño del campo). BSF se reduce a unos pocos centésimos de cobalto-60 y acerca a la unidad (0%) para los haces de rayos X de mayor energía.

El BSF, al igual que la TAR, ya no se utiliza en la dosimetría de haces de megavoltaje a excepción de unas pocas instituciones donde todavía se utiliza como una variable "dummy" (que se discutirá en el capítulo 10).

La SAR representa el componente de dispersión de TAR. Es un concepto útil para la dosimetría de campos de forma irregular (por ejemplo, la técnica Clarkson). Al igual que el TAR, esta cantidad puede ser utilizado para el cobalto-60 o en rayos de energía inferior. Una cantidad más universal es la SPR (el componente de dispersión de TPR) o el SMR (el componente de dispersión de TMR).

• Campo de equivalencia Rectangulares, cuadradas, circulares y los campos de haces de fotones pueden asimilarse

aproximadamente en términos de producción de dosis y distribución de la dosis de profundidad utilizando tablas publicadas o igualando A / P (área sobre perímetro). Por ejemplo, para un determinado campo rectangular de área A y el perímetro P: Lado del cuadrado equivalente a 4 = A / P Radio del círculo equivalente = (4 / √ π) A / P El método A / P no es válida para los campos de forma irregular. 2 es el coeficiente medio de la atenuación del haz heterogéneo.

CAPÍTULO 10 - Physics of Radiation Therapy Un sistema de cálculos dosimétricos

Existen muchos métodos para calcular la dosis absorbida en un paciente. Dos de estos métodos usados son el porcentaje de profundidad de dosis y TAR, que se discutieron en el capitulo 9. Sin embargo, existen algunas limitaciones de estos métodos. Por ejemplo, la dependencia del porcentaje de profundidad de dosis en la fuente de superficie de entrada (SSD) hace una cantidad inadecuada de las técnicas isocéntricas. Aunque TAR y SAR, eliminan este problema, su aplicación con un haz de alta energía a cobalto 60 ha sido seriamente cuestionado (1, 2, 3), ya que requieren la medición de dosis libre en el espacio. A medida que el haz de energía aumenta, el tamaño de la tapa de la camara Buildup para las mediciones en el aire tiene que ser mayor y cada vez es más difícil calcular la dosis en el espacio libre de tales mediciones. Además, el material de la tapa del buildup suele ser diferente a la del fantoma y esto introduce un sesgo o la incertidumbre en las mediciones de TAR.

Con el fin de superar las limitaciones del TAR, Karzmark et al. (1) introdujo el concepto TPR. Esta unidad conserva las propiedades del TAR, pero limita las mediciones para el fantoma en lugar del aire. Unos años más tarde, Holt et al. (4) estableció una nueva cantidad, TMR, que también limita las mediciones en el fantoma.

En este capitulo, se desarrolla un sistema dosimétrico basado en el concepto TMR, aunque un sistema similar también puede derivarse del concepto TPR (5).

10.1. parámetros de calculos de dosis.

La dosis en un punto medio puede ser analizada en sus componentes primarios y dispersos. La dosis principal es aportada por los fotones iniciales u originales emitidos por la fuente y la dosis dispersada es el resultado de los fotones dispersados. La dosis dispersada se puede analizar en el colimador y en los componentes del fantoma, porque los dos se pueden variar de forma independiente por el bloqueo. Por ejemplo, el bloqueo de una parte del campo no ha modificado significativamente la producción o la exposición en la parte abierta del haz (6,7), pero puede reducir considerablemente la dispersión al fantoma. El análisis anterior presenta una dificultad de orden práctico, a saber, la determinación de la dosis primaria en un fantoma que excluye tanto el colimador y dispersión del fantoma. Sin embargo, para haces de fotones de megavoltaje, es razonablemente preciso considerar el colimador de dispersión como parte del haz principal para que la dispersión del fantoma se pueda calcular por separado. Por lo tanto, definimos una dosis efectiva primaria como la dosis debida a los fotones primarios, así como los dispersos del sistema de colimación. La primaria eficaz en un fantoma puede ser pensada como la dosis a una profundidad de menos la dispersión fantoma. Alternativamente, la dosis primaria eficaz puede definirse como la dosis de profundidad esperada en el campo cuando el volumen de dispersión se reduce a cero, manteniendo la apertura del colimador constante.

Representación de la dosis primaria para la dosis en un campo 0 × 0 plantea problemas conceptuales debido a la falta de equilibrio electrónico lateral en ámbitos reducidos de haces de fotones de megavoltaje Esta tema ha sido debatido en la literatura (8, 9, 10), pero las soluciones prácticas aún no están de acuerdo. Los sistemas que utilizan el transporte de electrones sería apropiado en el cálculo de los componentes primarios y dispersos de la dosis, pero no están aún plenamente desarrollados e implementados. Hasta entonces, el concepto de un campo de 0 × 0 para representar los haces principales con la suposición implícita de que el equilibrio electrónico lateral existe en todos los puntos seguirá siendo utilizado en la dosimetría de rutina.

A pesar de la debilidad de la hipótesis anterior, la distribución de dosis de profundidad para un campo de 0 × 0, en la práctica, se obtiene por extrapolación. Los datos para campos pequeños, hasta un tamaño suficiente para proporcionar el equilibrio electrónico lateral (por ejemplo, 3 × 3 a 5 × 5 cm para la mayoría de las energías), se extrapolan a tamaño de campo 0 × 0.

Figura 10.1. Acuerdo para la medición de Sc y Sc,p. A: Cámara con tapón buildup en el aire para medir la producción en relación a un campo de referencia para determinar el tamaño de campo Sc. B: Las mediciones efectuadas en un fantoma a una profundidad de referencia fijado para la determinación de Sc,p en función del tamaño de campo. SAD, fuente al eje de distancia. (De Khan FM, W Sewchand, Lee J, et al. Revisión de la relación de los tejidos y los conceptos de máxima proporción de dispersión, de cobalto 60 y mayor energía haces de rayos X. Phys Med. 1980; 7:230, con permiso.)

A. Factor de dispersión del Colimador

La salida del haz (tasa de exposición, tasa de dosis en el espacio libre, o la tasa de flujo de energía), medido en el aire depende del tamaño de campo. A medida que el tamaño del campo aumenta, la producción se incrementa debido al aumento de la dispersión del colimador, que se agrega al haz principal.

El factor de dispersión del colimador (Sc) que comúnmente se llama el factor del rendimiento, puede ser definido como la proporción del rendmiento en el aire para un determinado campo a la de un campo de referencia (por ejemplo, 10 × 10 cm). Sc puede medir con una cámara de ionización con una tapa del buildup de un tamaño lo suficientemente grande como para proporcionar la acumulación de dosis máxima para el haz de energía dada. La configuración de la medición se muestra en la Figura 10.1a. Las lecturas son registradas en el tamaño del campo (lado del cuadrado equivalente o área / perímetro [A /] P) y los valores están normalizados al campo de referencia (10 × 10 cm).

En la medición de Sc, el campo debe cubrir totalmente la tapa del buildup de todos los tamaños de campo, si las mediciones van a reflejar influencias relativas de fotones. Para los campos pequeños, uno puede tomar las mediciones a grandes distancias de la fuente para que el cuerpo más pequeño cubra la tapa del buildup. Normalmente, los factores de dispersión colimador se miden en la fuente al eje de distancia (SAD). Sin embargo, las grandes distancias se pueden utilizar siempre que el tamaño de los campos estén definidos en el SAD.

B. Factor de dispersión del fantoma

El factor de la dispersión fantoma (Sp) tiene en cuenta la variación de la radiación dispersa originada en los fantomas, a una profundidad de referencia como el tamaño del campo es cambiado. Sp. puede ser definido como el cociente entre la tasa de dosis para un campo determinado, a una profundidad de referencia (por ejemplo, la profundidad de dosis máxima) a la tasa de dosis a la misma profundidad para el tamaño de campo de referencia (por ejemplo, 10 × 10 cm), con la misma apertura del colimador. En esta definición, hay que señalar que el Sp se relaciona con los cambios en el volumen irradiado del fantoma a una apertura

colimador fijo. Así, se pudo determinar Sp, al menos en concepto, mediante el uso de un gran campo incidente al fantoma de varios tamaños de corte transversal.

Para haces de fotones cuyos factores de retrodispersión se puede medir con precisión (por ejemplo, hasta el cobalto-60), el factor de Sp en la profundidad de la dosis máxima puede ser definida simplemente como la relación del factor de retrodispersión (BSF) para el campo dado que para el campo de referencia (véase el apéndice, sección A). Matemáticamente:

Donde r0 es el lado del tamaño del campo de referencia (10 × 10 cm).

Un método más práctico de medir el Sp, que puede ser utilizado para todas las energías del haz, se compone de la determinación indirecta de la siguiente ecuación (para la derivación, véase el apéndice, sección A):

Donde Sc, p (r) es el factor de dispersión tal como se define la tasa de dosis a una profundidad de referencia para un campo de tamaño r dividido por la tasa de dosis en el mismo punto y la profundidad para el tamaño de campo de referencia (10 × 10 cm) ( la figura. 10.1B). Por lo tanto, Sc, P (R) contiene la dispersión del colimador y la dispersión del fantoma y cuando se divide por Sc (r) se obtiene SP (r).

Donde Sp y Sc, p se definen en la profundidad de referencia de la Dmax, la medida real de estos factores a esta profundidad puede causar problemas debido a la posible influencia de los electrones incidentes contaminantes en el fantoma. Esto se puede evitar mediante mediciones a mayor profundidad (por ejemplo, a10 cm) y la conversión de las lecturas de la profundidad de referencia de Dmax utilizando datos del porcentaje de profundidad de dosis , probablemente medido con una cámara de pequeño diámetro. La justificación de este procedimiento es el mismo que el de las profundidades de calibración recomendadas (11).

C. Relación tejido- fantoma y tejido- maximo

El TPR se define como el cociente de la dosis en un punto dado del fantoma con la dosis en el mismo punto a una profundidad fija de referencia, por lo general de 5 cm. Esto se ilustra en la Figura 10.2. La cantidad correspondiente para el cálculo de dosis dispersa se denomina relación de dispersión-fantoma (SPR), que es análogo en uso a la relación de dispersión al aire discutido en el capítulo anterior. Los detalles de TPR y conceptos SPR se han discutido en la literatura (1,3,5).

TPR es una función general que puede ser normalizada a cualquier profundidad de referencia. Pero no hay un acuerdo general sobre la profundidad que se utilizará para esta cantidad, aunque una profundidad de 5 cm es la opción habitual para la mayoría de las energías del haz. Por otro lado, el punto del eje central Dmax es de una simplicidad que es muy conveniente en los cálculos de dosis. Si se adopta como una profundidad fija de referencia, la cantidad de TPR da lugar a la TMR. Por lo tanto, TMR es un caso especial de TPR, y puede ser definido como la relación de la dosis en un punto dado del fantoma con la dosis en el mismo punto en la profundidad de referencia de la dosis máxima (Fig. 10.2).

Para haces de megavoltaje del rango de 20 a 45 MV, la profundidad de la dosis máxima (dm) se ha descubierto que depende significativamente del tamaño de campo (12,13), así como del SSD (14,15). Para que las funciones del cálculo sean de parámetros independientes de la máquina, no debe implicar mediciones en la región buildup. Por lo tanto, la profundidad de referencia deberá ser igual o superior al mayor dm. dm tiende a disminuir con el tamaño del campo (12) y a aumentar con SSD (14), uno debe elegir un (dm) para el campo más pequeño y el mayor SSD. En la práctica, uno puede calcular [(% DD) × (SSD + d) 2] como una función de la profundidad d encontrar dm (15). Esto elimina la dependencia de

SSD. La dm máxima puede ser obtenida mediante el trazado de dm, como función del tamaño de campo y extrapolar el tamaño de campo 0 × 0.

La profundidad de referencia de la dosis máxima (t0), según lo explicado anteriormente, se debe utilizar para el porcentaje de profundidad de dosis , TMR, y los factores de Sp, con independencia del tamaño del campo y SSD.

C.1 Propiedades de TMR

El concepto de TMR se basa en el supuesto de que la contribución fraccional de dispersión de la dosis de profundidad en un punto es independiente a la divergencia del haz y sólo depende del tamaño de campo en un punto y la profundidad del tejido que recubre. Esto se ha demostrado en esencia verdadera por Johns et al. (16).Este principio, que también subyace en TAR y TPR, hace todas estas funciones prácticamente independiente de la fuente a la superficie de la distancia. Por lo tanto, una única tabla de TMR se puede utilizar para todos los SSD para cada calidad de radiación.

Figura 10.2. Diagrama que ilustra las definiciones de TPR y TMR. TPR (d, er) = Dd/Dt0, donde t0 es una profundidad de referencia. Si t0 es la profundidad de referencia de la dosis máxima, a continuación, TMR (d, er) = TPR (d, rd).

Figura 10.3. Gráfico de TMR con rayos X de 10-MV, como una función de la profundidad de una selección de tamaños de campo.

La figura 10.3 muestra los datos de TMR con haces de rayos X de 10-MV, como un ejemplo. La curva de tamaño de campo 0 × 0 muestra la mayor caída con profundidad y se debe en su totalidad por el haz primario. Para haces de megavoltaje, la atenuación del haz primario puede ser representada aproximadamente:

Donde µ es el coeficiente de atenuación lineal y t0 es la profundidad de referencia de la dosis máxima. µ se puede determinar a partir de datos mediante el trazado de TMR µ en función del tamaño del campo (lado del cuadrado equivalente) y la extrapolación de nuevo a campo 0 × 0.

TMR y el porcentaje de dosis de profundidad P están relacionadas entre sí por la siguiente ecuación (véase el apéndice, sección B, para la derivación):

Aquí el porcentaje de profundidad de dosis se hace referencia en contra de la dosis en profundidad t0 tal que P (t0, r, f) = 100 para todos los tamaños de campo y SSD.

Aunque TMR se puede medir directamente, también se puede calcular el porcentaje de profundidad de dosis, como se muestra en la ecuación 10.4. Para cobalto 60, las ecuaciones 10.2 y 10.4 se pueden utilizar para calcular TMR. Además, TMR se puede derivar de los datos de TAR en esos casos, como el cobalto 60, donde TAR se conoce con precisión:

D.- Relación dispersión máxima

La relación de dispersión-máxima (SMR), al igual que el SAR es una cantidad diseñada específicamente para el cálculo de la dosis dispersa en un medio. Puede definirse como la relación entre la dosis dispersa en un punto dado del fantoma y la dosis primaria eficaz en el mismo punto en la profundidad de referencia de la dosis máxima (5). Matemáticamente:

Por derivación de la ecuación anterior, véase el apéndice, sección C.

De las ecuaciones 10.1, 10.5, y 10.6, se puede demostrar que para los rayos γ 60Co, SMR son aproximadamente las mismas como el SAR. Sin embargo, para energías más altas, SMR se calculará a partir de TMR utilizando las ecuaciones 9,7 y 10,6.

Otra relación interesante se puede obtener en la profundidad de referencia de la dosis máxima (t0). Donde TMR en profundidad t0 es la unidad, por definición. La ecuación se convierte en 10,6:

Esta ecuación se utilizará en la sección 10.2C.

10.2. Aplicaciones prácticas

Las instituciones de Radioterapia varían en sus técnicas de tratamiento y las prácticas de calibración. Por ejemplo, algunos se basan exclusivamente en el SSD o tipo de técnicas SAD (isocéntrico), mientras que otros utilizan ambas. En consecuencia, las unidades están calibradas en el aire o en el fantoma a una profundidad de referencia adecuada. Además, los campos clínicos, aunque básicamente rectangular o cuadrados, son a menudo de forma irregular para proteger las regiones críticas o normales del organismo. Por lo tanto, un sistema de cálculo debe ser de aplicación general a las prácticas anteriores, con una precisión aceptable y la sencillez de uso rutinario.

A. Los cálculos del Acelerador

A.1. Técnica SSD

Porcentaje de profundidad de dosis es una cantidad adecuada para los cálculos relativos a las técnicas de SSD. Las máquinas son generalmente calibradas para suministrar 1 rad (0.01 Gy) por unidad de monitor (UM) a la profundidad de referencia t0, para un tamaño de campo de referencia de 10 cm × 10 y una fuente de calibración de la distancia del punto de SCD. Suponiendo que los factores Sc refieren a tamaño de los campos definidos en el colimador del SAD, las unidades de monitor necesarias para administrar una dosis a un tumor determinado (TD) a una profundidad d para un tamaño del campo r en la superficie en cualquier SSD, están dadas por:

Donde K es de 1 rad por UM, Rc es el tamaño del campo del colimador, dada por:

Y

Hay que recordar que, mientras el tamaño del campo para Sc se define en el SAD, Sp. se relaciona con el campo irradiado del paciente.

Ejemplo 1

Un acelerador lineal de 4-MV está calibrado para dar a 1 rad (0,01 Gy) por UM en el fantoma a una profundidad de referencia de la dosis máxima de 1 cm, SSD de 100 cm y 10 × 10 de tamaño de campo. Determinar el valor de UM para entregar 200 rads a un paciente con SSD de 100 cm, la profundidad de 10 cm y 15 ×15 de tamaño de campo, dado Sc (15 × 15) = 1,020, Sp. (15 × 15) = 1.010 y % DD = 65,1. De la ecuación 10.8:

Una forma para los cálculos de tratamientos se muestra en la figura 10.4 con los cálculos anteriores llenados.

Figura 10.4. Hoja de cálculo para acelerador.

Ejemplo 2

Determinar la UM para las condiciones de tratamiento que se da en el Ejemplo 1, excepto que el tratamiento es con SSD de 120 cm, dado Sc (12,5 × 12,5) = 1,010 y el %DD para el nuevo SSD es de 66,7.

A.2. Técnica Isocéntrica

TMR es la unidad elegida para los cálculos dosimétricos con técnicas isocéntricas. Dado que la unidad es calibrada para dar 1 rad (0,01 Gy) / UM en la profundidad de referencia t0 y calibración de distancia SCD y para el campo de referencia (10 × 10 cm), entonces las UM necesarias para entregar la dosis en el isocentro (ID) a una profundidad d vienen dadas por:

Donde

Ejemplo 3

Una dosis en tumor de 200 rads será entregada en el isocentro, que se encuentra a una profundidad de 8 cm, teniendo en cuenta un haz de rayos X de 4-MV, el tamaño del campo en el isocentro es 6 × 6 cm, Sc (6 × 6 ) = 0,970, Sp (6 × 6) = 0,990, calibrado del equipo en SCD = 100 cm, y TMR (8, 6 × 6) = 0.787. Desde el punto de calibración se encuentra el SAD, el factor SAD = 1. Por lo tanto, utilizando la ecuación 10.9:

Ejemplo 4

Calcular el valor de UM para el ejemplo 3, si la unidad calibrada no es isocentrica (es decir, la fuente de calibración en un punto la distancia es 101 cm):

Así

B. Cálculos para cobalto -60 El sistema de cálculo anterior es lo bastante general que puede aplicarse a cualquier generador de radiación, incluyendo el cobalto 60. En este último caso, la máquina puede ser calibrada ya sea en el aire o en el fantoma de la siguiente manera: (a) la dosis D0 (t0, r0, f0) en fantoma a una profundidad de dosis máxima t0 para un tamaño de campo de referencia r0 y nivel SSD f0; (b) Sc, (c) Sp.; (d) porcentaje de profundidad de dosis y (e) los valores de TMR. Si se utilizan los datos universales de profundidad de dosis para cobalto 60 (16, entonces el Sp y TMR se puede obtener utilizando las ecuaciones 10.1 y 10.5. además, la SSD utilizada en estos cálculos debe ser confinada a un rango para el cual el output (salida) en aire obedezca a la ley inversa de los cuadrados para una apertura constante de colimador

Una fórmula para los cálculos de cobalto se presenta en la figura 10.5.

Ejemplo 5

Una dosis para tumor de 200 rads será entregada a una profundidad de 8 cm, con un tamaño de campo de 15 × 15 cm, SSD de 100 cm, y una penumbra de trimmers up. La unidad está calibrada para dar 130 rads / min en fantoma a una profundidad de 0,5 cm para un campo de 10 × 10 cm con trimmers up y SSD = 80 cm. Determinar el tiempo de irradiación, teniendo en cuenta el Sc (12 × 12) = 1,012, Sp. (15 × 15) = 1,014, y %DD (8, 15 × 15, 100) = 68,7.

C. Los campos irregulares

Dosimetría de campos irregulares utilizando TMR y SMR es análoga al método que emplea TAR y SAR (sección 9.5). Donde la lógica matemática del método ha sido discutida en detalle en la literatura (5), sólo un esbozo breve se presentará aquí para ilustrar el procedimiento.

Un campo irregular en la profundidad d se puede dividir en sectores elementales n con campos que comienzan desde el punto Q del cálculo (Fig. 9.10). Se puede realizar una integración de tipo Clarkson (capítulo 9) para dar un promedio del coeficiente de dispersión-máximo ((smr, d, rd)) para el tercer campo irregular rd:

Figure 10.5. Hoja de cálculo para cobalto 60

Donde ri es el campo del sector Sc en profundidad d y n es el número total de sectores (n = 2π/∆θ, donde es el ángulo ∆θ sector). El dato SMR (d, rd) entonces se convertirá a TRM (d, rd) utilizando la ecuación 10.6:

Donde Sp (Rd) es el promedio (Sp) para el campo irregular y Sp. (0) es el Sp para el tamaño de campo 0 × 0.

La ecuación anterior es estrictamente válida sólo para los puntos a lo largo del eje central de un haz que incide normalmente sobre una fantoma infinito con superficie plana. Para los puntos del haz fuera de eje con un perfil no uniforme de dosis primaria, uno debe escribir:

Donde Kp es la relación fuera del eje que representa la dosis primaria en un punto relativo a Q en el eje central.

TMR (d, rd) se puede convertir en el porcentaje de profundidad de dosis P (d, r, f) utilizando la ecuación 10.4:

De las ecuaciones 10.7 y 10.13 se obtiene la expresión final:

Así, el cálculo del porcentaje de profundidad de dosis para un campo irregular requiere una integración Clarkson sobre la función SMR tanto en el punto de cálculo Q, así como en la profundidad de referencia (t0) del eje central.

C.1. Variación en el campo con SSD

El porcentaje de profundidad de dosis en Q se normaliza con respecto a la Dmax en el eje central a una profundidad de t0. Dejando f0 con SSD nominal a lo largo del eje central, la distancia g con apertura vertical (es decir, la "apertura" entre la superficie de la piel sobre Q y el plano nominal SSD), y d la profundidad de Q de la superficie de la piel. El porcentaje de profundidad de dosis dado por:

El signo γ debe establecerse como positivo o negativo, dependiendo de si el SSD sobre Q es mayor o menor que el SSD nominal.

C.2. Programa de ordenador

Un algoritmo computacional que contiene el principio de Clarkson y coeficientes de dispersión del aire, fue desarrollado por Cunningham et al. (17) en el Hospital Princess Margaret, de Toronto, y publicado en 1970. Otro programa, basado en el mismo principio, fue desarrollado por Khan et al. (18) en la Universidad de Minnesota. Escrito originalmente para el CDC-3300 equipo con SAR y posteriormente reescrita para la Artronix PC-12 y para computadores PDP 11/34. Se utilizan las últimas versiones de SMR en lugar de las de SAR.

Los siguientes datos se almacenan permanentemente en este programa de ordenador: (a) una tabla de SAR con funciones de los campos circulares y (b) las relaciones fuera del eje Kp, derivados de los perfiles de dosis a profundidades seleccionadas. Estos datos se almacenan en forma de una tabla de Kp en función de λ / L, donde λ es la distancia lateral de un punto del eje central y L es la distancia en la misma línea hasta el borde geométrico del haz. Por lo general, se utilizan grandes campos para estas mediciones.

Los siguientes datos se proporcionan a un paciente en particular:

- Puntos del contorno: el contorno del campo irregular se puede extraer desde el campo de la película con bloques reales o marcadores en lugar de definir el campo. El campo de contorno se digitaliza y las coordenadas se almacenan en el ordenador.

- Las coordenadas (x, y) de los elementos de cálculo también son introducidos, incluyendo el punto de referencia, generalmente en el eje central, sobre el cual se calcula el porcentaje de dosis en profundidad.

- Mediciones del paciente: espesor del paciente en diversos puntos de interés, los SSD, y la fuente para calcular la distancia son medidos y registrados, como se muestra en la figura 10.6 para campo de manto a modo de ejemplo.

La figura 10.7 muestra una tabla diaria calculada por el ordenador para un campo de manto típico. Esta tabla es útil en los tratamientos programados para que la dosis a diversas regiones del campo pueda ser ajustada. Las áreas que reciben las dosis prescritas después de un cierto número de tratamientos están blindadas para las sesiones restantes.

D. Campos Asimétricos

Muchos de los aceleradores lineales modernos están equipados con colimadores de rayos X (o mandíbula) que se puede mover independientemente para permitir campos asimétricos con campos centrales en posición alejada del verdadero eje central del haz. Por ejemplo, una mandíbula independiente se puede mover para bloquear la mitad del campo a lo largo del eje central para eliminar la divergencia del haz. Esta función es útil para los campos adyacentes. Aunque esta función también se puede realizar por divisores de haz o bloqueos secundarios en una bandeja de sombra, una característica de la mandíbula independiente es que reduce el tiempo de instalación y la manipulación de las piezas de bloques pesados por el terapeuta.

El efecto de la colimación del haz asimétrico en distribución de la dosis se ha discutido en la literatura (19,20). Cuando un campo es colimado de forma asimétrica, es necesario tener en cuenta los cambios en la dispersión del colimador, dispersión de fantoma, y la calidad del haz fuera del eje. Este último efecto se produce como consecuencia del uso de filtros de aplanamiento de haz (flattening filters ) (más grueso en el centro y más delgada en la periferia), que se traduce en un mayor endurecimiento del haz cerca del eje central en comparación con el haz de la periferia (21,22).

Un formalismo de cálculo de dosis para los campos asimétricos se ha desarrollado y se describe a continuación.

Para un punto en el centro de un campo asimétrico y una distancia lateral X lejos del haz del eje central, el factor de la dispersión del colimador se puede aproximar a un campo simétrico de la apertura del mismo colimador que el del campo asimétrico dado. En otras palabras, el Sc dependerá de la apertura del colimador real, haciendo ignorar los pequeños cambios en el flujo de fotones dispersos que puede ocurrir debido al cambio en el ángulo de las mandíbulas asimétricas en relación al haz. Esta aproximación es razonable siempre y cuando el punto de cálculo de dosis tenga una ubicación céntrica, es decir, alejado de los bordes de campo.

Figura 10.6. Formulario para el registro de pacientes y datos dosimétricos para campo de manto. Teniendo en cuenta que los puntos de medición están estandarizados por referencias anatómicas.

La dispersión del fantoma también se puede suponer que es igual para un campo asimétrico como para un campo simétrico de la misma dimensión y forma, siempre que el punto de cálculo se encuentre lejos de los bordes de los campos para evitar los efectos de penumbra.

La distribución de la dosis primaria se ha demostrado que varían con la distancia lateral del eje central por el cambio en la calidad del haz, como se mencionó anteriormente. Por lo tanto, el porcentaje de profundidad de dosis o la distribución TMR a lo largo del rayo central de un campo asimétrico no es lo mismo que a lo largo del eje central de un campo simétrico del mismo tamaño y forma. Además, el flujo del haz incidente principal en puntos fuera del eje varía en función de la distancia desde el eje central, según el diseño de filtros de aplanamiento. Estos efectos no se enfatizaron en la dosimetría de campos simétricos, ya que las dosis de destino se suele especificar en el haz de eje central y las distribuciones de dosis fuera del eje se consideran en las curvas de isodosis. En los campos asimétricos, sin embargo, el destino o el punto de interés no reside en el haz del eje central, por lo tanto, una corrección de la dosis fuera del eje puede ser necesaria en el cálculo objetivo de la dosis. Esta corrección dependerá de la profundidad y la distancia desde el eje central del punto de interés.

Figura 10.7. Hoja informática output que demuestra la dosis acumulativa de grosor medio para un campo de manto. La dosis total a varios puntos es programada por una línea trazada a través de la tabla. Tan pronto como una zona determinada alcanza su dosis prescrita, esta protegerá durante los tratamientos posteriores. No es necesario volver a calcular en la tabla cuando se cambien los bloques, ya que sólo unos pocos tratamientos se ven afectados.

Donde el haz aplanado en la zona central el 80% del tamaño máximo de campo se especifica una tolerancia de ± 3% a una profundidad de 10 cm, haciendo caso omiso de la corrección de la dosis fuera del eje en los campos asimétricos, se introducen errores de esa magnitud en estas condiciones. Por lo tanto, la corrección de la dosis fuera del eje seguirán los cambios del haz primario aplanado como una función de la profundidad y la distancia desde el eje central.

En vista de lo expuesto, las siguientes ecuaciones se proponen para el cálculo de las unidades de monitor para los campos asimétricos.

Para los tipos de tratamiento con SSD, la ecuación 10.8 se modifica para:

Donde OARd (x) es la razón principal fuera de eje a una profundidad d, es decir, la proporción de la dosis primaria en el punto fuera del eje de interés para la dosis primaria en el eje central a la misma profundidad de un amplio campo abierto simétricamente. Primero, se puede extraer campos fuera del eje de los perfiles de dosis en profundidad del campo más grande disponible, restando la dispersión. Un método directo consiste en medir los perfiles de dosis a través de la transmisión de diferentes espesores de un absorbente en condiciones de "buena geometría" (haz estrecho y un detector de gran absorción de distancia) (23). Otro método directo pero aproximado es medir perfiles en función de la profundidad de un campo alargado estrecho (por ejemplo, 5 × 40 cm). Dado que el perfil de dosis primaria es creado por el filtro de aplanamiento, que tiene campo simétrico, los datos primarios OAR pueden ser tabulados en función de la profundidad y la distancia del campo desde el eje central.

Para los tipos de tratamientos isocéntrico, la ecuación 10.9 se modifica para:

La fórmula anterior es general y puede ser utilizada para el cálculo de dosis en un punto fuera del eje en los campos simétricos o asimétricos generados por bloques o colimadores, incluyendo los colimadores de multiláminas. Para los campos de forma irregular el tercer parámetro es el tamaño de campo equivalente, determinada por la técnica de Clarkson o aproximación geométrica (art. 10,3). El parámetro Rc es el tamaño de la abertura del colimador proyectado en la SSD estándar.

10.3. Otros métodos útiles para calcular la distribución de dosis de profundida.

A. Campos irregulares

Técnica de Clarkson es un método general del cálculo de distribución de la dosis de profundidad en un campo de forma irregular, pero no es práctico para la rutina de los cálculos manuales. Incluso cuando son computarizados, que llevan mucho tiempo ya que una cantidad considerable de datos de entrada es requerido por el ordenador del programa. Sin embargo, con la excepción del manto, Y invertida, algunos otros campos complejos, los cálculos razonablemente exactos se puede hacer para la mayoría de los campos bloqueados utilizando un método aproximado (18), que se discutirá.

La figura 10.8 muestra un número de campos bloqueados encontrado en la radioterapia. Se puede establecer que los rectángulos aproximados contienen el punto de cálculo para incluir la mayor parte de la zona irradiada en torno al punto y excluir sólo aquellas áreas que están alejadas del punto. De este modo, un área bloqueada puede ser incluida en el rectángulo, siempre que esta área sea pequeña y esté localizada a distancia, en relación con ese punto. El rectángulo así formado puede ser llamado campo efectivo, mientras que el campo desbloqueado, definido por el colimador, puede llamarse campo del colimador.

Una vez que el campo efectivo ha sido determinado, se puede proceder a los cálculos habituales como se discutió en la sección 10.2. Sin embargo, es importante recordar que, mientras que el Sc se relacionó con el campo del colimador, el porcentaje de profundidad de dosis, TMR o Sp corresponde al campo eficaz.

B. El punto fuera del Eje

Es posible calcular la distribución de la profundidad de dosis en cualquier punto dentro del campo o fuera del campo mediante la técnica de Clarkson. Sin embargo, como se dijo anteriormente, no es práctico para los cálculos manuales. Día (24) ha propuesto un método de cálculo particularmente simple para los campos rectangulares. En este método, el porcentaje de profundidad de dosis se puede calcular en cualquier punto dentro del medio utilizando los datos del eje central.

Para calcular la dosis en cualquier punto Q, el campo se imagina dividido en cuatro secciones (Fig. 10,9) y su contribución se calcula por separado. Por lo tanto, la dosis a una profundidad d a lo largo del eje que pasa por Q está dada por ¼ (suma de la dosis eje central a una profundidad d en los campos de 2 a × 2b, 2a × 2c, 2d × 2b y 2d × 2c).

Supongamos que la dosis en el espacio libre del eje central a través de P en SSD dm + es de 100 cGy (rad) y su valor en el punto correspondiente sobre Q es KQ × 100, donde KQ es la relación fuera del eje en el aire determinada por el perfil del haz primario. Si el BSF y eje central % DD para campos rectangulares disponibles, la dosis a una profundidad d a lo largo del eje que pasa por Q será igual a:

Donde la Dmax en P es de 100 × BSF [(a + d) × (b + c)], el porcentaje de profundidad de dosis a lo largo de la profundidad d eje que pasa por Q, en relación con Dmax en P, se dará por:

Figura 10.8. Ejemplos de campos de forma irregular. Se muestran rectángulos equivalentes de dosis en los puntos de interés con líneas discontinuas. Puntos contra rectángulos equivalentes (A) 1, GHKL, 2, ABEJ; (B) 1, AGHD, 2, LIJK; (C) 1, EFGH, (D) 1, KLGH. (De Levitt SH, FM Khan, Potish RA, eds. Tecnológico Base de la Terapia de Radiación: Práctica y aplicaciones clínicas. 2nd ed. Philadelphia: Lea & Febiger; 1992:73, con permiso.)

Figura 10.9. Método Día de cálculo de dosis en cualquier punto Q en un campo rectangular. (Ver el texto.)

Ejemplo 6

Supongamos que en la figura 10.9 el tamaño del campo en general es de 15 × 15 cm. Encontrar el porcentaje de profundidad de dosis en el punto Q a una profundidad de 10 cm, dado a = 10, b = 5, c = 10, y d = 5. Suponga que el haz de cobalto 60 con KQ = 0,98 y SSD = 80 cm.

Usando el procedimiento anterior y consultando la tabla A.9.1 en el Apéndice del libro, el porcentaje de profundidad de dosis requerida es igual a:

O:

En el ejemplo anterior, si el perfil de haz primario se mantiene estable, es decir, Kq = 1, el porcentaje de profundidad de dosis en Q sería de 56,9, que sigue siendo inferior a el porcentaje de profundidad de dosis en P de 58,4. Esta disminución de la dosis fuera del eje se debe a la dispersión reducida en el punto Q en comparación con el punto P. Del mismo modo, se puede demostrar que la magnitud de la reducción de la dispersión depende de la distancia de Q y P, así como la profundidad. Así, el perfil de dosis en profundidad a través del campo es una función no sólo de la haz aplanado en el aire, sino también de la profundidad del fantoma.

Para haces de mayor energía (≥ 8 MV), el procedimiento anterior puede simplificarse aún más, asumiendo BSF = 1 para todos los tamaños de campo. Además, el método de Día puede ser aprobado con el uso de valores de Sp en lugar de BSF, ya que las dos cantidades están relacionadas por la ecuación 10.1.

C. El punto fuera del campo

El método Día se puede extender también al caso de la determinación de la distribución de dosis en los puntos fuera de los límites del campo. En la Figura 10.10, se muestra un campo rectangular de dimensiones a × b con el eje central que pasa por P. Supongamos que Q es un punto situado fuera del campo en una distancia c del borde del campo. Imagina un rectángulo adyacente al campo de forma que contenga el punto Q, y sus dimensiones 2c × b. Colocar otro rectángulo de dimensiones axb en el otro lado de Q tal que el campo de la derecha de Q es una imagen especular del campo de la izquierda, como se muestra en la figura. La dosis en el punto Q a una profundidad d viene dado por, restando la dosis de profundidad en Q para el campo 2c × b de la de campo (2a + 2c) b × y dividiendo por 2. El procedimiento se ilustra en el siguiente ejemplo.

Figura 10.10. Cálculo de la dosis de profundidad fuera de un campo rectangular. (Ver el texto.)

Ejemplo 7

Supongamos que se requiere determinar el porcentaje de profundidad de dosis en Q (en relación con Dmax en P) fuera de un campo de 15 × 10 cm a una distancia de 5 cm del borde del campo. En la figura 10.10, entonces, a = 15, b = 10, y c = 5. Supongamos que Q está en el centro del rectángulo de dimensiones medias 2c × b. A continuación, la dosis DQ a 10 cm de profundidad está dada por:

Si Dq se normaliza a Dmax en P, se obtiene el porcentaje de profundidad de dosis en Q o % DQ.

Así, para un haz de cobalto 60 con SSD = 80 cm:

De nuevo, para haces de mayor energía, el procedimiento anterior se simplifica suponiendo BSF = 1. Además, si se conocen los valores de Sp en vez de BSF, el cálculo anterior se puede realizar mediante la sustitución de Sp por BSF.

D. Punto bajo los bloques

Como se señaló anteriormente, la distribución de dosis en un campo bloqueado se determina mejor por el método de Clarkson de la dosimetría de campo irregular. Sin embargo, si la parte bloqueada de la materia se aproxima a un rectángulo, se puede utilizar un método más simple conocido como método de campo negativo. El concepto de campo negativo ha sido descrito en la literatura (25,26). En este método, la dosis en cualquier punto es igual a la dosis total (desbloqueado) menos el campo con la dosis esperada si todo el campo fue bloqueado, dejando el volumen blindado abierto. En otras palabras, la parte bloqueada de la materia se considera un campo negativo y su contribución se resta de la distribución del campo de dosis total.

Un método computarizado de campo negativo no sólo es un método rápido para calcular la distribución de isodosis en los campos bloqueados, sino también muy conveniente para el cálculo manual de dosis en un punto. Su utilidad práctica se ilustra con el ejemplo 8.

Ejemplo 8

Un paciente es tratado con un campo de división con superficie total de 15 × 15 cm, bloqueado en el centro para proteger a una región del tamaño de 4 × 15 cm en la superficie (fig. 10.11). Calcular (a) el tiempo de tratamiento para entregar 200 cGy (rad) a una profundidad de 10 cm del punto P en la parte abierta del campo y (b) ¿qué porcentaje de esa dosis se recibe en el punto Q en el centro bloqueado del sector, dado una haz de cobalto 60, SSD = 80 cm, tasa de dosis en el espacio libre para un campo de 15 × 15 cm a 80,5 cm = 120 rads / min, espesor de bloque de plomo = 5 cm, con la transmisión del haz primario de 5%, y la bandeja ( o bloquear la bandeja) de transmisión = 0,97.

- Campo equivalente aproximado en el punto P - 5,5 × 15, suponiendo que la contribución de dispersión significativa a P de la sección abierta del campo en todo el área bloqueada.

Figura 10.11. Ejemplo de cálculo de la dosis en profundidad de un bloque.

Aunque la transmisión primaria a través del bloque de plomo es sólo el 5%, la dosis a una profundidad de 10 cm por debajo del medio del bloque es de aproximadamente el 20% de la dosis en la parte abierta. Este aumento de la dosis es el resultado de la dispersión interna aportados por las áreas abiertas del campo en el punto P. Por supuesto, la dosis en el marco del bloque depende de la extensión de la zona bloqueada, tamaño del campo total, espesor de bloque, la profundidad y la localización del punto P.

Apéndice del Capítulo

A. Derivación de Sp.

Sp (r), tal como se define en la sección 10.1B, es la relación entre la tasa de dosis para el campo dado (r) a una profundidad de referencia a la tasa de dosis en el mismo punto para el tamaño de campo de referencia (r0), con la misma apertura del colimador. Esto se ilustra en la Figura 10.12. El campo en la Figura 10.12A se bloquea hasta el tamaño del campo de referencia en la Figura 10.12B sin cambiar la apertura del colimador. Por lo tanto, ambas medidas tienen el factor de dispersión del mismo colimador, Sc (r), pero con distinta dispersión del fantoma. Donde Dfs y Dmax será el tipo de tasa de dosis en espacio libre y Dmax, respectivamente. Luego, en la profundidad de referencia de la dosis máxima:

Es la misma que la ecuación 10.1.

La ecuación A1 también se puede escribir como:

Donde Sc,p (r) es el factor de corrección de dispersión total se define como el cociente entre la tasa de dosis Dmax para un campo determinado de la tasa de dosis Dmax para el campo de referencia (Fig. 10.1B).

Figura 10.12. Diagramas para ilustrar la definición de Sp. A: la dosis en fantoma en profundidad de referencia para un campo determinado. B: la dosis en el mismo punto de un campo de referencia con la misma apertura del colimador. (De Khan FM, W Sewchand, Lee J, et al. Revisión de la relación máxima de los tejidos y los conceptos de proporción máxima de dispersión, de cobalto 60 y para haces de rayos X de mayor energía. Med Phys. 1980; 7:230, con permiso.)

B. Obtención de TMR

En la Figura 10.2, vemos D1 y D2 como dosis a una profundidad d y t0 (profundidad de referencia de la dosis máxima), respectivamente. Sea r, rt0, y tercero el tamaño de los campos a distancias f, f + t0, y f + d desde la fuente, respectivamente. Entonces, por definición:

Y

Donde D (t0, rt0, f) es la dosis a una profundidad de t0, tamaño del campo rt0, y SSD = f:

Combinando las ecuaciones A4, A5 y A6:

C. Derivación de SMR

Refiriéndose a la figura 10.2, vemos D1 (d, rd) siendo la dosis en el punto 1 y D1 (t0, rd) la dosis en el punto 2 para el tamaño del campo Rd. Donde D1 (d, 0) y D2 (t0, 0) siendo la dosis correspondiente para campos 0 × 0 con la misma apertura del colimador. Entonces:

Donde r0 es el campo de referencia (10 × 10 cm) para normalizar Sp. Dado que:

Y

La ecuación A9 será la siguiente:

Puntos clave

- TAR y BSF (o el peak de los factores de dispersión (PSF)) se pueden usar para haces de baja energía (hasta el cobalto-60) pero no pueden medirse con precisión para haces de alta energía. Que se sustituye por TMR (o TPR) y los factores relacionados con la producción Sc y Sp, que no tienen limitaciones de energía.

- Cantidades dosimétricas para el cálculo de dosis /UM, se incluye el porcentaje de profundidad de dosis (PDD), TMR (o TPR), Sc, Sp, y factores relativos a la distancia si el haz tiene una calibración SSD o calibración SAD. Suponiendo SAD = 100 cm, la calibración SSD en la superficie del fantoma de 100 cm, en este caso el punto de calibración se encuentra en (100 + dmáx). En la calibración SAD, el punto de calibración es de 100 cm, mientras que en la superficie del fantoma está en (100 - dmáx).

- Sc y Sp, respectivamente, pertenecen al campo definido por el colimador y el campo del fantoma recientemente irradiado.

- TMR es un caso especial de TPR, en el que la profundidad de referencia es una dmáx fija para todos los tamaños de campo. La dmáx de referencia es elegida para formar un tamaño de campo pequeño (por ejemplo, 5 × 5 cm) para minimizar la influencia de la contaminación de electrones.

- Considerando que los PDD dependen de SSD, TMR es casi independiente de SSD. - Los TMR se pueden medir directamente en un fantoma de agua o calculado con la medición del

porcentaje de profundidad de dosis. - Los SMR representan la parte de dispersión de los TMR y se pueden utilizar para calcular la dosis

dispersada en un campo de forma irregular mediante la técnica de Clarkson. - Cálculo de la dosis en un punto fuera del eje o en un campo asimétrico requerido con campos fuera del

eje (también llamado relación fuera del centro).

CAPÍTULO 11 - Physics of Radiation Therapy Planificación de Tratamiento I: Distribución de Isodosis

El eje central de distribución de dosis en profundidad no es suficiente por sí sola para caracterizar un haz de radiación que produce una distribución de dosis en un volumen tridimensional. Con el fin de representar la variación volumétrica o plana de la dosis absorbida, las distribuciones se representan por medio de curvas de isodosis, que son líneas que pasan por los puntos iguales de dosis. Las curvas se dibujan generalmente a intervalos regulares de la dosis absorbida y se expresa como un porcentaje de la dosis en un punto de referencia. Por lo tanto, las curvas de isodosis representan los niveles de dosis absorbida de la misma manera que los isotermos son utilizados para el calor y los isóbaros, para la presión.

11.1.- Gráfico de Isodosis

Un gráfico de isodosis para un haz dado consiste en una familia de curvas de isodosis generalmente dibujadas en incrementos iguales del porcentaje de dosis en profundidad, lo que representa la variación de la dosis en función de la distancia de profundidad y transversal del eje central. Los valores de dosis en profundidad de las curvas están normalizados ya sea en el punto de dosis máxima en el eje central o a una distancia fija a lo largo del eje central en el medio irradiado. Las tablas en la primera categoría son aplicables cuando el paciente es tratado en una Distancia Fuente-Superficie constante (SSD) con independencia de la dirección del haz. En la segunda categoría, las curvas de isodosis se normalizan a una cierta profundidad más allá de la profundidad de dosis máxima, que corresponde al eje de rotación de una unidad de terapia isocéntrico. Este tipo de representación es especialmente útil en la terapia de rotación, pero también puede ser usado para los tratamientos isocéntricos estacionarios. La figura 11.1 muestra los dos tipos de cartas de isodosis para un haz de rayos Gamma y Co60.

El examen de las cartas de isodosis revela algunas propiedades generales de distribución de dosis en

Rayos X y Rayos Gamma.

• La dosis a cualquier profundidad es mayor en el eje central del haz y disminuye gradualmente hacia los bordes de este, con la excepción de rayos X de algunos aceleradores lineales, donde las áreas de exhibición de la dosis alta o "cuernos" cerca de la superficie en el periferia del campo. Estos cuernos son creados por el filtro de aplanamiento, que suele ser diseñado para compensar el exceso cerca de la superficie con el fin de obtener curvas de isodosis plana a mayores profundidades.

• Cerca de los bordes del haz de radiación (región de penumbra), la tasa de dosis disminuye rápidamente en función de la distancia lateral del eje de este. Como se discutió en el capítulo 4, el ancho de penumbra geométrica, que existe tanto dentro como fuera de los límites geométricos del haz, depende del tamaño de fuente, distancia a la fuente y de la distancia fuente diafragma.

• Cerca del borde del haz, la caída de esta es causada no sólo por la penumbra geométrica, sino también por la dispersión lateral reducida. Por lo tanto, la penumbra geométrica no es la mejor medida de la nitidez del haz cerca de los bordes. En cambio, el término penumbra física se puede emplear. El ancho de penumbra física se define como la distancia lateral entre dos curvas de isodosis especificado a una profundidad especificada (por ejemplo, la distancia lateral entre el 90% y 20% las líneas de isodosis a una profundidad Dmax).

• Fuera de los límites geométricos del haz y la penumbra, la variación de dosis es el resultado de la dispersión lateral del campo como de la filtración y dispersión del sistema de colimación. Más allá de esta zona del colimador, la distribución de dosis se rige por la dispersión lateral desde el medio y las fugas de la cabeza de la máquina (llamado a menudo la vivienda terapéutica u otra fuente de la vivienda).

La figura 11.2 muestra la variación de la dosis a través del campo a una profundidad

especificada. Tal representación del haz se conoce como “perfil del haz”. Cabe señalar que el tamaño del campo se define como la distancia lateral entre el 50% de las líneas de isodosis para una profundidad de referencia. Esta definición es prácticamente garantizada mediante un procedimiento llamado la alineación del haz en el que se haga la luz sobre el terreno para que coincida con la definición del 50% de las líneas de isodosis de la radiación de haz proyectado sobre un plano perpendicular al eje del haz y en el SSD estándar o distancia fuente eje (SAD).

Figura 11.1. Ejemplo de un gráfico de isodosis. A: Fuente distancia a la superficie (SSD) de tipo, el haz de 60Co, SSD = 80 cm, tamaño del campo = 10 × 10 cm en la superficie. B: Fuente de distancia del eje (SAD) tipo, haz 60Co, SAD = 100 cm, profundidad del isocentro = 10 cm, tamaño del campo en el isocentro = 10 × 10 cm. (Datos de la Universidad de Minnesota Hospitales, Eldorado 8 Unidad de cobalto, tamaño fuente = 2 cm.)

Otra forma de representar la variación de dosis en todo el campo es para trazar curvas de isodosis en

un plano perpendicular al eje central del haz (Fig. 11.3). Este tipo de representación es útil para la planificación del tratamiento en el que el tamaño de los campos se determinan sobre la base de una curva de isodosis (por ejemplo, el 90%) que cubra adecuadamente el volumen de destino.

Figura 11.2. Dosis perfil en variación de la profundidad que muestra la dosis a través del campo. Haz de 60Co, fuente a la superficie a distancia = 80 cm, profundidad = 10 cm, tamaño del campo en la superficie = 10 × 10 cm. La línea de puntos indica límite del campo geométrico a una profundidad de 10 cm.

Figura 11.3. Distribución de isodosis transversal en un plano perpendicular al eje central del haz. Los valores de isodosis se normalizan al 100% en el centro del campo. La línea punteada muestra el límite del campo geométrico.

11.2.- Mediciones de curvas de Isodosis

Las cartas de isodosis se pueden medir por medio de cámaras de ionización, detectores de estado sólido, o películas radiográficas (capítulo 8). De estos, la cámara de ionización es el método más fiable, sobre todo debido a su respuesta de energía relativamente precisa y plana. Aunque ninguno de los fantomas descritos en el capítulo 9 puede ser usado para las mediciones de isodosis, el agua es el medio elegido para las mediciones ionométricas. La cámara se puede impermeabilizar mediante una funda de plástico delgada que cubre la cámara, como también la porción del cable sumergida en el agua.

Como la medición de las cartas de isodosis se ha discutido en detalle en la Comisión Internacional de

Unidades y Medidas Radiológicas (ICRU) (1), sólo algunos puntos importantes serán discutido aquí. La cámara de ionización utilizada para la medición de isodosis debe ser pequeña para que las mediciones se puedan realizar en las regiones de gradiente de altas dosis, como cerca de los bordes del haz. Se recomienda que el volumen sensible de la cámara de ser inferior a 15 mm de largo y un diámetro interior de 5 mm o menor. La independencia energética de la cámara es otro requisito importante. Debido a que el espectro de Rayos X cambia en lo que refiere a dispersión con la posición de este en el fantoma, la respuesta de la energía de la cámara debe ser lo más plana posible. Esto se puede comprobar mediante la obtención de la calibración de la exposición de la cámara para ortovoltaje (1-4 mm Cu) y haz de radiación de Co60. Una variación de aproximadamente el 5% en respuesta a lo largo de este rango de energía es aceptable.

Se han desarrollado para un rápido mapeo de las curvas de isodosis algunas máquinas de medición

de curvas de isodosis automáticas. Estos sistemas están diseñados para ser independientes o conducido por un equipo. Básicamente, el aparato (Fig. 11,4) se compone de dos cámaras de ionización, denominado Un detector (o sonda) y el monitor B. Considerando que la sonda está dispuesta a moverse en el tanque de agua a la muestra la tasa de dosis en varios puntos, el monitor se fija en algún punto en el campo para determinar la intensidad del haz con el tiempo. La relación entre el detector y la respuesta del monitor (A / B) registra cómo la sonda se mueve en el fantoma. Así pues, la respuesta final A / B es independiente de las fluctuaciones de la producción. En el sistema independiente, las búsquedas de puntos de la sonda en los que A / B es igual a un valor de porcentaje preestablecido de A / B en una profundidad de referencia o la profundidad de dosis máxima.

En los modelos impulsados por el ordenador, el movimiento de cámara de la sonda es controlado por

un programa informático. La relación sonda a monitor muestra como se mueve la sonda a través del campo en incrementos preestablecidos. Estos perfiles de haz se miden a una serie de fondo, determinado por el programa de ordenador. Los datos así medidos se almacenan en el ordenador en forma de una matriz, que luego se puede transformar en curvas de isodosis o en otros formatos permitidos por el programa de ordenador.

A. Cartas de Fuentes de isodosis

La adquisición de las cartas de isodosis ya se ha discutido (1). Están disponibles en enumeradas fuentes en la literatura ciertos atlas de cartas de isodosis previamente medidos para una amplia gama de

equipos de radioterapia (2, 3, 4). Además, las distribuciones de isodosis también se pueden obtener de los fabricantes de generadores de radiación o de otras instituciones que tienen la misma unidad. Sin embargo, se advierte al usuario en contra de aceptar las cartas de isodosis de cualquier fuente y usarlos como base para el tratamiento del paciente sin una verificación adecuada. La primera y más importante de verificación para llevar a cabo es para verificar que el eje central de datos de profundidad dosis corresponden con los datos de dosis en profundidad por porcentaje medido de forma independiente en un fantoma de agua. Una desviación del 2% o menos en dosis local es aceptable hasta una profundidad de 20 cm. Los bordes de la distribución deben verificarse midiendo los perfiles del haz para los tamaños y profundidades de campo seleccionados. Un acuerdo de 2 mm en la región de penumbra es aceptable.

Figura 11.4. Fotografía de un fantoma de agua.

Además de las mediciones directas, las cartas de isodosis también pueden ser generados por cálculos

utilizando varios algoritmos de planificación del tratamiento (5, 6, 7, 8, 9). Los algoritmos mas frecuentes son discutidos en la Parte III de este libro. Algunos de estos programas están disponibles en el mercado con las computadoras de planificación del tratamiento. Una vez más, la aplicabilidad de las curvas de isodosis generados por computadora para la máquina del usuario deben ser cuidadosamente controlados.

11.3.- Parámetros de las curvas de isodosis

Entre los parámetros que afectan la distribución de isodosis de un haz de radiación son calidad de la luz, el tamaño de fuente, colimación del haz, tamaño del campo, SSD, y la fuente de diafragma distancia (SDD). Una discusión de estos parámetros se presenta en el contexto de la planificación del tratamiento. A. Calidad del haz

Como se ha dicho, el eje central de distribución de la dosis de profundidad depende de la energía del haz. Como resultado, la profundidad de una curva de isodosis dada aumenta con la calidad del rayo. La energía del haz también influye en forma de la curva de isodosis cerca de los bordes del campo. Una mayor dispersión lateral asociado con un menor haz de energía hace que la curva de isodosis fuera del campo sobresalga. En otras palabras, la dosis absorbida en el medio fuera del haz primario es mayor para los de baja energía que para los de alta energía.

La penumbra física depende de la calidad del haz como se ilustra en la Figura 11.5. Como era de esperar, la curva de isodosis fuera del haz central (por ejemplo, el 10% y 5%) es muy distendida en el caso de la energía ortovoltaje. Por lo tanto, una desventaja de la energía ortovoltaje es el aumento de la dosis dispersa en el tejido fuera de la región de tratamiento. Para energía megavoltaje, por el contrario, la dispersión fuera del campo se reduce al mínimo como resultado de la predominante dispersión y se vuelve más una función de la colimación que de la energía.

Figura 11.5. Distribución de Isodosis de radiaciones de diferente calidad. A: fuente de 200 kVp, la distancia a la superficie (SSD) = 50 cm, capa media-valor = 1 mm de Cu, tamaño del campo = 10 × 10 cm. B: 60Co, SSD = 80 cm, tamaño del campo = 10 × 10 cm. C: 4-MV rayos X, SSD = 100 cm, tamaño del campo = 10 × 10 cm. D: 10-MV rayos X, SSD = 100 cm, tamaño del campo = 10 × 10 cm.

B. Tamaño Fuente, Distancia Fuente Superficie y Distancia Fuente Diafragma - El efecto Penumbra

El Tamaño de fuentes, SSD, y el SDD afectan a la forma de las curvas de isodosis en virtud de la penumbra geométrica, discutido en el capítulo 4. Además, el SSD afecta el porcentaje de profundidad de dosis y por lo tanto la profundidad de las curvas de isodosis.

Como se ha dicho, la variación de dosis en todo el borde del campo es una función compleja de penumbra geométrica, de dispersión lateral y colimación. Por lo tanto, la nitidez en la profundidad de campo no es simplemente determinada por la fuente o el tamaño del punto focal. Por ejemplo, mediante el uso de reductor de penumbras o el bloqueo secundario, la nitidez de isodosis a una profundidad para un haz de

Co60 con el tamaño de una fuente menos de 2 cm de diámetro, pueden ser comparables con el haz de un acelerador lineal de alta energía, aunque el tamaño del punto focal de estos haces es por lo general menos de 2 mm. La comparación de las curvas de isodosis para Co60, 4 MV y 10 MV en la figura 11.5 ilustra el punto de que el ancho de penumbra física para estaos haces es más o menos similar. C. Colimación y filtros de aplanamiento.

El término colimación se utiliza aquí para designar no sólo los bloques colimadores que dan la forma y el tamaño al haz de radiación, sino también el filtro de aplanamiento y otros absorbentes o dispersores en el haz entre el objetivo y el paciente. De estos, el filtro de aplanamiento, que se utiliza para haces de rayos X de alto megavoltaje, tiene la mayor influencia en la determinación de la forma de las curvas de isodosis. Sin este filtro, las curvas de isodosis serán de forma cónica, mostrando un marcado aumento de la intensidad de rayos X a lo largo del eje central y una rápida reducción en sentido transversal. La función del filtro de aplanamiento es hacer que la distribución de la intensidad del haz sea relativamente uniforme a través del campo (es decir, "plano"). Por lo tanto, el filtro es más grueso en el centro y disminuye hacia los bordes.

La variación de la sección transversal del espesor del filtro provoca una variación en el espectro de

fotones o haz de calidad a través del campo, debido al endurecimiento selectivo del haz por el filtro. En general, la energía media del haz es algo menor para las zonas periféricas en comparación con la parte central del haz. Este cambio en la calidad a través del haz hace que el plano cambie con la profundidad. Sin embargo, el cambio de plano con la profundidad es causada no sólo por el endurecimiento selectivo del haz a través del campo, sino también los cambios en la distribución de la radiación dispersa a medida que aumenta la profundidad.

Lo plano del haz se suele especificar a una profundidad de 10 cm con los límites máximos fijados por

la profundidad de dosis máxima. Mediante un diseño cuidadoso del filtro y la colocación exacta del haz, es posible lograr un aplanamiento de ± 3% del valor de dosis del eje central a una profundidad de 10 cm. Este grado de aplanamiento debe extenderse sobre el área central delimitado por al menos 80% de las dimensiones del campo a la profundidad especificada o de 1 cm del borde del campo. La especificación anterior es satisfactoria para la precisión requerida en la terapia de radiación.

Para obtener un aplanamiento aceptable a 10 cm de profundidad, tiene que ser aceptada una zona de altas dosis de cerca de la superficie. Aunque la extensión de las regiones de alta dosis, o cuernos, varía con el diseño del filtro, los haces de menor energía presentan una variación más grande que los haces de mayor energía. En la práctica, es aceptable tener estas curvas de isodosis "Súper planas" cerca de la superficie prevista, no tiene sentido recibir una dosis superior a 107% del valor del eje central en cualquier plano paralelo a la superficie (10).

D. Tamaño del campo

El tamaño del campo es uno de los parámetros más importantes en la planificación del tratamiento. Una cobertura dosimétrica adecuada del tumor requiere una determinación del tamaño de campo correspondiente. Esta determinación debe tomarse siempre en lugar de geométricamente disimétrico. En otras palabras, una determinada curva de isodosis (por ejemplo, el 90%) que encierra el volumen de tratamiento debe ser la guía en la elección de un tamaño de campo en lugar de las dimensiones geométricas del campo.

Debe existir un gran cuidado en el uso de tamaños de campo menores de 6 cm en la que una parte

relativamente grande del campo se encuentra en la región de penumbra. Dependiendo del tamaño de la fuente, colimación, y el diseño del filtro de aplanamiento, las curvas de isodosis para campos de pequeño tamaño, en general, tienden a ser en forma de campana. Por lo tanto, la planificación del tratamiento con las curvas de isodosis debería ser obligatoria para los tamaños de campo pequeños. La curvatura de isodosis para Co60 aumenta a medida que el tamaño del campo se convierte demasiado grande a menos que el haz es aplastado por un filtro de aplanamiento. La razón de este efecto es la reducción progresiva de la radiación dispersa al aumentar la distancia desde el eje central, así como la oblicuidad de los rayos primarios. El efecto es particularmente grave, con campos como el cráneo alargado espinal utilizados en el tratamiento del meduloblastoma. En estos casos, es necesario calcular las dosis en varios puntos fuera del eje o utilizar un compensador de haz aplanamiento.

11.4.- Filtros de Cuña

Con frecuencia, los filtros especiales o bloques de absorción se colocan en el camino de un haz para modificar su distribución de isodosis. El dispositivo más comúnmente usado para modificar el haz es el filtro de cuña. Este es un absorbente en forma de cuña que provoca una disminución progresiva de la intensidad en el haz, dando lugar a una inclinación de la curva de isodosis de sus posiciones normales. Como se muestra en la Figura 11.6, las curvas de isodosis se inclinan hacia el extremo fino, y el grado de inclinación depende de la pendiente del filtro de cuña. En el diseño real del filtro de cuña, el plano inclinado que se haga ya sea directamente o en forma sigmoide, el diseño de este último se utiliza para producir curvas de isodosis más rectas.

Figura 11.6. Isodosis curvas para un filtro de cuña. A: Normalizado con Dmax. B: Dmax sin normalizar con la cuña. Co60, el ángulo de la cuña = 45 grados, tamaño del campo = 8 × 10 cm, fuente a la superficie a distancia = 80 cm.

La cuña se hace generalmente de un material denso, como el plomo o acero, y está montada sobre

una bandeja de plástico transparente, que se puede insertar el haz a una distancia concreta de la fuente (Fig. 11.7). Esta distancia se organiza de tal manera que la bandeja de la cuña está siempre a una distancia de al menos 15 cm de la superficie de la piel, a fin de evitar la destrucción de la piel el efecto de preservación del haz de megavoltaje.

Otra clase de cuñas (no es discutido aquí) son las cuñas dinámicas. Estas cuñas se generan

electrónicamente mediante la creación de perfiles de cuña a través de un movimiento dinámico de la mandíbula independiente dentro del haz de tratamiento. Las cuñas dinámicas no ofrecen importantes ventajas clínicas sobre las cuñas de metal tradicional. Además, todas las cuñas y compensadores han sido sustituidos ahora por la nueva tecnología que utiliza colimadores multilaminares dinámicos en relación con la radioterapia de intensidad modulada (IMRT).

A. Cuña de Ángulo de isodosis

La cuña de ángulo de isodosis (o simplemente ángulo de cuña) se refiere a "el ángulo donde una curva de isodosis es marcada en el rayo central de un haz a una profundidad determinada" (11). En esta definición, hay que señalar que el ángulo de la cuña es el ángulo entre la curva de isodosis y la normal al eje central, como se muestra en la Figura 11.6. Además, la especificación de la profundidad es importante ya que, en general, la presencia de radiación dispersa hace que el ángulo de inclinación de isodosis disminuya al aumentar la profundidad en el fantoma. Sin embargo, no existe un acuerdo general en cuanto a la elección de la profundidad de referencia. Algunos optan por la profundidad en función del tamaño del campo (por ejemplo, la mitad o dos tercios de la anchura del haz), mientras que otros definen ángulo de cuña como el ángulo entre el 50% de la curva de isodosis y el normal al eje central. Esta última posibilidad, sin embargo, es un procedimiento práctico de mayor energía cuando se usan rayos. Por ejemplo, el eje central de la profundidad de la curva de isodosis en su 50% para un haz de 10 MV se encuentra a unos 18 cm para un campo de 10 × 10 cm y 100 cm SSD. Esta profundidad es demasiado grande en el contexto de la mayoría de las aplicaciones de la cuña del filtro. Como se verá en la sección 11.7, los filtros de cuña se utilizan sobre todo para el tratamiento de tumores superficiales, por ejemplo, no más de 10 cm de profundidad. Por lo

tanto, la recomendación actual es utilizar una profundidad de referencia única de 10 cm para la especificación del ángulo de cuña (11).

Figura 11.7. Fotografía de un filtro de cuña de 45 grados para un acelerador lineal 4-MV rayos X (ATC 400).

B. Factor de Transmisión de Cuña

La presencia de un filtro de cuña disminuye la producción de la máquina, que debe ser incluido en los cálculos de tratamiento. Este efecto se caracteriza por el factor de transmisión de cuña (o simplemente factor de cuña), definido como la relación de dosis con y sin la cuña, en un punto del fantoma a lo largo del eje central del haz. Este factor se debe medir en fantoma a una profundidad adecuada más allá de la profundidad de la dosis máxima (por ejemplo, 10 cm).

En teleterapia de cobalto-60, el factor de cuña se incorporan a veces en las curvas de isodosis, como

se muestra en la figura 11.6b. En este caso, la distribución de dosis de profundidad se normaliza respecto a la Dmax sin la cuña. Por ejemplo, la curva de isodosis a una profundidad de Dmax es de 72%, lo que indica que el factor de cuña ya se tiene en cuenta en la distribución de isodosis. Si tal ha sido utilizado para la planificación de isodosis, se debe aplicar a la salida sin corrección adicional. En otras palabras, debe ser utilizada la salida de la máquina correspondiente al haz abierto.

Un enfoque más común consiste en normalizar la relación con las curvas de isodosis el eje central

Dmax con la cuña en el haz. Como vemos en la figura 11.6a, la dosis de 100% se indica en la profundidad de Dmax. Con este enfoque, la salida del haz debe ser corregido utilizando el factor de cuña. C. Sistemas de cuña

Los filtros de cuña son de dos tipos principales. La primera puede ser llamada el sistema de cuña

individualizado, el cual requiere de una cuña para cada ancho de haz, un diseño óptimo para reducir al mínimo la pérdida de la producción del haz. Se proporciona un mecanismo para alinear el extremo fino de la cuña con el borde del campo de luz (Fig. 11,8). El segundo sistema utiliza una cuña universal, es decir, una cuña solo sirve para todos los anchos de haz. Este filtro se fija en el haz central, mientras que el campo se puede abrir a cualquier tamaño. Como se ilustra en la Figura 11.8B, sólo una pequeña parte de esta cuña (es decir, ABC) es eficaz para producir el ángulo de la cuña dado. El resto (ACDE), siendo no acuñada, no contribuye a la inclinación de isodosis, pero innecesariamente reduce la intensidad del haz. Dado que el sistema individualizado economiza la salida de haces, se prefiere para su uso en teleterapia de cobalto. La cuña universal, en cambio, es útil para acelerador lineal donde la salida de haces es abundante. Desde la configuración y los puntos de vista de planificación de tratamiento, la cuña universal es fácil de usar que el filtro individualizado.

Figura 11.8. Representación esquemática de A: una cuña individualizada para un ancho de campo específico en el que es siempre el extremo fino de la cuña alineado con el borde del campo y B: una cuña universal en la que se fija el centro del filtro de cuña en el eje de la viga y el campo puede ser abierto a todo ancho.

D. Efectos sobre la Calidad del Haz

En general, el filtro de cuña altera la calidad del haz de forma preferente atenuando los fotones de baja energía (endurecimiento del haz) y, en menor medida, por la dispersión Compton, lo que resulta en la degradación de la energía (ablandamiento del haz). Para el haz de Co60, ya que el haz primario es esencialmente monoenergético, la presencia del filtro de cuña no altera significativamente el porcentaje distribución de dosis en profundidad para el eje central. Para los rayos X, por el contrario, puede haber algún endurecimiento del haz (12), y, en consecuencia, la distribución de dosis de profundidad puede ser un poco alterado, especialmente a grandes profundidades.

Aunque los filtros de cuña producen algún cambio en la calidad del haz, como se señaló

anteriormente, el efecto no es lo suficientemente grande como para alterar otros parámetros de cálculo, como el factor de retrodispersión o el cuadrado equivalente, lo que puede suponerse que lo mismo que por los correspondientes haces abiertos. Incluso porcentaje de dosis en profundidad en el haz central, relaciones tejido-aire o coeficientes de tejidos máximos pueden ser asumidos sin cambios para profundidades pequeñas (por ejemplo, <10 cm). El error causado por este supuesto se minimiza si el factor de transmisión de la cuña se ha medido a una profundidad de referencia cerca del punto de interés. E. Diseño de filtros de cuña

El diseño de filtros de cuña para haces de megavoltaje han sido descrito por muchos autores (13, 14, 15, 16). Aquí me referiré brevemente a la actualidad del diseño de un filtro de cuña universal siguiendo la técnica de Aron y Scapicchio (16). El principio de este método consiste en determinar la proporción de porcentaje de dosis de profundidad en varios puntos de la cuña y en campos no acuñados. El grosor del material del filtro de cuña en estos puntos se determina entonces a partir de estas relaciones y el conocimiento del valor de la capa media o el coeficiente de atenuación del haz dado para el material del filtro.

La figura 11.9 ilustra el diseño de un filtro de cuña. Se traza una línea a una profundidad seleccionada a través del campo no acuñado en ángulo recto con el eje central. Esta profundidad debe corresponder a la profundidad de referencia utilizado para la definición ángulo de cuña. Las líneas de fans, representan los rayos de la fuente, se dibujan a intervalos fijos (por ejemplo, 1 cm) en ambos lados del eje central. Una serie de líneas paralelas se dibuja formando un ángulo con el eje central igual al complemento del ángulo dado y la cuña de intersección del eje central en los mismos puntos de intersección de las líneas de isodosis no acuñadas. Una tabla construida incluye el porcentaje de dosis de profundidad en los puntos de intersección de las líneas del ventilador y la línea de profundidad de referencia para las curvas de isodosis no acuñadas y las líneas de isodosis con cuña (pendiente líneas). La relación de los valores de cuña vs. valores no acuñados se calcula como se muestra en la Tabla 11.1. Estas relaciones están normalizadas al valor más alto en el campo (con exclusión de la región de penumbra) para dar la relación de transmisión relativa a lo largo de las líneas de fans. Un filtro de cuña de un determinado material puede ser diseñado para proporcionar estos ratios de transmisión.

Figura 11.9. Nuevas líneas de 45 grados construidos paralelos entre sí, se cruzan el eje central en los mismos puntos de intersección como líneas de isodosis no acuñadas. (Reproducido de Aron BS, Scapicchio M. Diseño de un sistema universal de filtro de cuña para una unidad de cobalto 60. Am J Roentgenol. 1966; 96:70.)

11.5.- La combinación de campos de radiación

El tratamiento por un solo haz de fotones se utiliza raramente, excepto en algunos casos en los que el tumor es superficial. Los siguientes criterios de aceptabilidad puede ser usado para un tratamiento de único campo: (a) la distribución de dosis en el volumen del tumor es bastante uniforme (por ejemplo, una tolerancia de ± 5%), (b) la dosis máxima a los tejidos en el haz no es excesiva (no más de 110% de la dosis prescrita) y (c) estructuras críticas normales en el haz no reciben las dosis cercanas o más allá de la tolerancia. Considerando que los campos individuales de rayos X superficiales se utilizan habitualmente para el tratamiento de cánceres de piel que se limitan a una profundidad de unos pocos milímetros, se usan rayos de megavoltaje sólo en raros casos para los cuales una combinación de haces sea técnicamente difícil o resulta en innecesaria o irradiación excesiva de los tejidos normales. Ejemplos de algunos tratamientos que utilizan haces de megavoltaje solo incluyen la región supraclavicular, ganglios mamarios internos (campo anterior), y la médula espinal (campo posterior). Aunque la distribución de dosis no es lo ideal, la técnica de campo único en estos casos, los resultados en la simplicidad de la instalación sin violar los mencionados criterios de aceptabilidad.

Para el tratamiento de la mayoría de los tumores, sin embargo, se requiere una combinación de dos o más haces para una distribución aceptable de la dosis en el tumor y los tejidos circundantes normales. A pesar de campos de radiación se puede combinar de muchas maneras, la discusión aquí se limita a los principios básicos que son útiles en el tratamiento de los tumores que afectan los diferentes sitios. A. Campos paralelos Opuestos

La combinación más sencilla de dos campos es un par de campos dirigido a lo largo del mismo eje de los lados opuestos del volumen de tratamiento. Las ventajas de los campos paralelos opuestos son la simplicidad y la reproducibilidad de la instalación, dosis homogénea al tumor, y menos probabilidad de perderse geométricamente (en comparación con las haces en ángulo), dado que el tamaño del campo es lo suficientemente grande como para proporcionar una cobertura lateral adecuada del volumen del tumor. Una

desventaja es el exceso de dosis en los tejidos normales y los órganos críticos por encima y por debajo del tumor.

Una distribución de isodosis sencilla para un par de campos paralelamente opuestos puede ser

obtenida adicionando la contribución de porcentaje de dosis por cada campo (Fig. 11.10). El procedimiento manual consiste en unir los puntos de intersección de las curvas de isodosis para los campos individuales que se suma al valor de la dosis total misma. La distribución resultante muestra la distribución de isodosis combinado normalizado a los pesos de haz individual. Los haces son usualmente ponderados de la dosis de 100 unidades a una profundidad de Dmax en el caso de las técnicas de SSD o en el isocentro en las técnicas isocéntricas. Para el ejemplo se muestra en la Figura 11.10A, el porcentaje mínimo de isodosis alrededor del tumor es de 110. Esto significa que la dosis mínima en el tumor (con un margen amplio) es de 110 rads si 100 rads se entregan a la profundidad de Dmax por cada campo. Así, la dosis al tumor que se especificaran en este nivel de isodosis, se podría calcular la dosis de Dmax y el tiempo de tratamiento para cada campo. Para el plan de isocéntrico muestra en la Figura 11.10B, el haz de pesos se refieren a las dosis entregada al isocentro. Así, la curva de isodosis 190% representa el nivel especificado dosis mínima, si cada haz entregado 100 rads a su isocentro. Una vez que la dosis isocentro se calcula, se puede determinar el tiempo de tratamiento o vigilar las unidades tal como se describe en la sección 10.2.

A.1. Espesor de paciente versus uniformidad de la dosis

Una de las ventajas de los haces opuestamente paralelos es que la distribución de dosis en el

volumen irradiado puede ser uniforme. Sin embargo, la uniformidad de distribución depende del espesor del paciente, haz de energía, y la llanura del haz. En general, a medida que aumenta espesor del paciente o disminuye la energía del haz, el eje central de la dosis máxima cerca de la superficie aumenta en relación con el punto medio de la dosis. Este efecto, llamado efecto tisular lateral, se muestra en la figura 11.11 en la que dos haces que se opongan se colocan a 25 cm de separación, con el punto medio de la dosis normalizada a 100. Las curvas de cobalto-60 y MT 4 muestran que para un paciente de este espesor de haces opuestamente paralelos daría lugar a una dosis demasiado alta para el tejido subcutáneo en comparación con la dosis al tumor en el punto medio. Como la energía se incrementa a 10 MV, la distribución se convierte en casi uniforme y en un 25 MV muestra significativa de ahorradores de los tejidos superficiales en relación con las estructuras de la línea media.

Figura 11.10. Compuesto de distribución de isodosis por un par de campos paralelos opuestos. A: Cada viga se le asigna un peso de 100 a una profundidad de Dmax. B: Plan de isocéntrica con todas las varas ponderada 100 en el isocentro.

Figura 11.11. Profundidad de las curvas de dosis para los campos paralelos oposición normalizado al punto medio de valor. Paciente espesor = 25 cm, tamaño del campo = 10 × 10 cm, fuente a la superficie de distancia = 100 cm.

Figura 11.12. Relación entre la dosis periférica a la dosis máxima del punto medio representa en función del espesor del paciente para una calidad de haz diferente. Paralelo campos opuestos, el tamaño del campo = 10 × 10 cm, fuente a la superficie de distancia = 100 cm.

La proporción de la dosis máxima periférica al punto medio de la dosis se representa en la figura

11.12 en función del espesor del paciente para una serie de haces de energía. Estos datos son útiles en la elección de la energía del haz apropiado para un paciente de determinado espesor utilizando campos paralelos opuestos. Por ejemplo, la homogeneidad de la dosis aceptable, es decir, una tolerancia de ± 5%, se puede lograr con haces de cobalto-60 o 4 - a 6-MV para un grosor de unos 15 cm o menos (por ejemplo, cabeza, cuello y extremidades). Sin embargo, para espesores de 20 cm o más (por ejemplo, tórax, abdomen y pelvis), 10-MV o energías más altas deben usarse para ahorrar el tejido subcutáneo normal.

A.2. Efecto de borde (Daño Tisular Lateral)

Al tratar con varios haces, la pregunta que surge es si uno debe tratar a un campo por día o todos los

campos por día. Wilson y Hall (17) han discutido este problema en términos de las curvas de supervivencia celular y la fórmula de Ellis tiempo fraccionamiento de la dosis (18,19).Para vigas paralelas oposición, que han demostrado que el tratamiento con un campo por día produce mayor daño biológico al tejido normal subcutánea que el tratamiento con dos campos por día, a pesar del hecho de que la dosis total es el mismo. Al parecer, el efecto biológico en el tejido normal es mayor si recibe alterna de alta y de las fracciones de dosis baja en comparación con las fracciones iguales pero de mediano tamaño de la dosis resultante de tratamiento tanto de los campos diarios. Este fenómeno se ha llamado el efecto de borde, o el daño en el tejido lateral (20). El problema se torna más grave cuando espesores mayores (por ejemplo, ≥ 20 cm) se tratan con un campo por día, utilizando un haz de baja energía (por ejemplo, ≤ 6 MV). En tales casos, la dosis por fracción de los tejidos subcutáneos, aunque entregado en días alternos, se convierte en prohibitivo.

A.3. Dosis Integral Una forma de comparar las distribuciones de dosis para los diferentes haces de calidad consiste en

calcular la dosis integral para una dosis al tumor dado. Dosis Integral es una medida de la energía total absorbida en el volumen tratado. Si una masa de tejido recibe una dosis uniforme, entonces la dosis integral es simplemente el producto de la masa y la dosis. Sin embargo, en la práctica, la dosis absorbida en el tejido no es uniforme lo que en vez de fórmulas matemáticas complejas están obligados a calcular.

Para un solo haz de radiación X o γ, Mayneord (21) formuló la siguiente expresión:

Donde Σ es la dosis integral, D0 es el pico de dosis a lo largo del eje central, A es el área geométrica

de la esfera, D es el espesor total del paciente en la trayectoria del haz, D1/2 es la profundidad media de valor o la profundidad de la dosis de 50% de profundidad, y el SSD es la fuente a la superficie de la distancia. El término es una corrección geométrica para la divergencia del haz.

Figura 11.13. Dosis Integral en función de la energía del haz de fotones, cuando 1.000 rad se entregan en un punto medio de una paciente de 25 cm de espesor. El tamaño del campo, 10-cm de diámetro a una fuente a la superficie una distancia de 100 cm. (Reproducido de Podgorsak EB, JA Rawlinson, Johns Excmo. Dosis de rayos X de profundidad para los aceleradores lineales en el rango de energía 10 a 32 MeV. Am J Roentgenol. 1975; 123:182.)

Debido a que la dosis integral es básicamente el producto de la masa y la dosis, su unidad es el rad-

gramo o gray-kilogramo o simplemente Joule (desde el 1 Gy = 1 J/kg). La figura 11.13 muestra la dosis integral como una función de la energía de la radiación de una dosis al tumor de 1.000 rad (1 rad = 10-2 Gy) a una profundidad de 12,5 cm en el paciente de 25-cm de espesor tratados con haces paralelamente opuestos (22). La curva muestra un resultado útil, es decir, cuanto mayor es la energía del fotón, menor será la dosis integral.

Aunque en general se cree que la probabilidad de daño a los tejidos normales aumenta con el

aumento de la dosis integral, esta cantidad no se suele emplear clínicamente la dosis plan o predecir el resultado del tratamiento. Sin embargo, proporciona las directrices para planificar el tratamiento cualitativo de selección de energía del haz, tamaño de los campos, y la multiplicidad de campos. Como regla general, se debe mantener la dosis integral al mínimo, siempre que la adecuación de la irradiación del tumor y la preservación de los órganos críticos no se comprometen.

B. Múltiples Campos

Uno de los objetivos más importantes de la planificación del tratamiento es suministrar la dosis

máxima en el tumor y la dosis mínima a los tejidos circundantes. Además, la uniformidad de dosis en el volumen tumoral y escaso de los órganos críticos son consideraciones importantes para juzgar un plan. Algunas de las estrategias útiles en el logro de estos objetivos son: (a) con el tamaño apropiado, (b) aumentar el número de campos o portales, (c) la selección de las direcciones apropiadas de haz, (d) ajuste del peso del haz (contribución de la dosis de los campos individuales), (e) uso apropiado de la energía del haz, y (f) uso de un haz de modificadores, como los filtros de cuña y compensadores. Aunque la obtención de

una combinación de estos parámetros que los rendimientos de un plan óptimo es mucho tiempo si se hace manualmente, la planificación del tratamiento ordenadores están ahora disponibles que pueden hacer el trabajo con rapidez y precisión. Algunos de estos sistemas son altamente interactivos para que el usuario pueda modificar casi al instante, calcular y analizar los diferentes planes para seleccionar uno que sea clínicamente superior.

En la sección 11.5A, se discutió el caso de dos campos paralelos opuestos. Aunque los resultados de

la técnica de irradiación uniforme del tumor, hay poco parco en el tejido normal circundante. De hecho, la dosis a los tejidos periféricos puede ser significativamente superior a la dosis línea media. La reducción de la dosis en el tejido subcutáneo y el tejido normal alrededor del tumor se puede lograr mediante una combinación de tres o más campos. La figura 11.14 ilustra los diversos acuerdos de varios campos en los que el rayo entra en el paciente de varias direcciones, siempre dirigida a un tumor. Así, mediante el uso de múltiples campos, la relación entre la dosis al tumor con la dosis se aumenta el tejido normal. Figura 11.15A, B muestra ejemplos típicos de varios campos, que se usa para el tratamiento del esófago y el otro, por la glándula prostática. Figura 11.15C muestra una técnica de tipo SSD fija en la que el peso del haz se entregan a los puntos Dmax. En la práctica, uno puede usar una combinación de campos paralelos opuestos y varios campos para lograr la distribución de la dosis deseada.

Aunque varios campos pueden proporcionar una buena distribución, hay algunas limitaciones clínicas

y técnicas a estos métodos. Por ejemplo, ciertos ángulos de haz están prohibidos debido a la presencia de los órganos críticos en esas direcciones. Además, la exactitud de instalación de un tratamiento puede ser mejor con diferencia que en paralelo con el acuerdo de haz angular múltiple. Es, por tanto, es importante darse cuenta de que la aceptabilidad de un plan de tratamiento no sólo depende de la distribución de dosis en el papel, sino también de la viabilidad práctica, la exactitud de configuración, y la reproducibilidad de la técnica de tratamiento.

Figura 11.14. Diagrama esquemático que muestra ejemplos de varios campos. A: Dos pares de opuestos en ángulo recto. B: Dos pares opuestos a 120 grados. C: tres campos: uno anterior y posterior dos oblicuos, a 45 grados con la vertical.

11.6.- Técnicas Isocéntricas

La mayoría de las máquinas modernas se construyen de manera que la fuente de radiación puede girar sobre un eje horizontal. El pórtico de la máquina es capaz de girar hasta 360 grados con el colimador eje se mueve en un plano vertical. El isocentro es el punto de intersección del eje del colimador y el eje de rotación de pórtico.

A. Haz Estacionario

La técnica de la irradiación isocéntrica consiste en colocar el isocentro de la máquina a una profundidad dentro del paciente y dirigir los rayos desde distintas direcciones. La distancia de la fuente desde el isocentro, o SAD, sigue siendo constante, independientemente de la dirección del haz. Sin embargo, la SSD en este caso puede cambiar, dependiendo de la dirección del haz y la forma del contorno del paciente. Para cualquier dirección del haz, la relación se cumple que:

Donde d es la profundidad del isocentro. Conociendo la profundidad y la posición del isocentro de una

dirección como la parte posterior anterior, el SSD se puede calcular según la ecuación 11.2 y crearse a partir de esa dirección. Entonces, el posicionamiento de los campos siguientes sólo se requiere un avance del pórtico, y no el paciente.

A pesar de todas las técnicas para las que SSD ≤ SAD pueden llevar a cabo isocentricamente, la

principal ventaja de este método es la facilidad con que varias instalaciones de campo (tres o más) se pueden tratar todos los campos cuando se tratan el mismo día. Esta técnica no sólo prescinde de la creación de SSD para cada dirección del haz, pero también se basa principalmente en la exactitud isocéntrica de la máquina y no en las marcas de la piel, que son puntos de referencia fiables en la mayoría de los casos.

Los cálculos de tratamiento para los tratamientos isocéntrico se han presentado en la sección

10.2A.2. La figura 11.15A, B muestra ejemplos de la distribución de isodosis para las técnicas de isocéntrico. Figura 11.15. Ejemplos de los planes de ámbito múltiple. A: Tres técnica de campo isocéntrico. Cada haz de entrega de 100 unidades de dosis en el isocentro, 4 MV, tamaño del campo = 8 × 8 cm en isocentro, fuente al eje de distancia (SAD) = 100 cm. B: Cuatro campo isocéntrico técnica. Cada haz de entrega de 100 unidades de dosis en el isocentro, 10 MV, tamaño del campo = 8 × 8 cm en isocentro, SAD = 100 cm. C: fuente de cuatro campos de distancia a la superficie (SSD) técnica en la que todas las vigas se ponderan 100 unidades en sus respectivos puntos de Dmax, 10 MV, tamaño del campo

= 8 × 8 cm en la superficie, SSD = 100 cm.

B. Terapia de rotación

La terapia de rotación es un caso especial de la técnica isocéntrico en el que el haz se mueve continuamente sobre el paciente o el paciente rota mientras que el haz se mantiene fijo. Aunque esta técnica se ha utilizado para el tratamiento de tumores de esófago, vejiga, próstata, cuello del útero y el cerebro, la técnica ofrece pocas ventajas sobre la técnica de isocéntrico uso de múltiples haces estacionarios. Por ejemplo, el esófago se pueden tratar igualmente bien con tres campos: la glándula de la próstata y la vejiga, con cuatro campos (a veces combinado con campos paralelos opuestos); y el cerebro, con dos o tres campos o con cuñas, dependiendo del tamaño y la ubicación del tumor. Muchas veces es una cuestión de preferencia individual, aunque una técnica puede ofrecer ventajas particulares con respecto al otro en lo que respecta a la colocación del paciente, el bloqueo, y el tamaño del volumen a irradiar. Sobre todo cuando se requiere el bloqueo de intrincados, la terapia de rotación no debe ser intentada.

La terapia de rotación es la más adecuada para los tumores pequeños, profundamente arraigados. Si el tumor está confinado a una región que se extiende no más de la mitad del centro de la sección transversal de contorno, la terapia de rotación puede ser una opción adecuada. Sin embargo, la terapia de rotación no se indica si (a) el volumen a irradiar es demasiado grande, (b) la superficie externa difiere notablemente de un cilindro, y (c) el tumor es demasiado lejos del centro.

Cálculo para la terapia de rotación se puede hacer en la misma forma que para los haces estacionarios isocéntricos, excepto que un número razonablemente grande de las haces, puede colocarse alrededor del contorno del paciente a intervalos fijos angular. La tasa de dosis en el isocentro está dada por:

Donde [D con un punto por encima de ref] es la tasa de dosis de referencia relacionado con la

cantidad [T con barra de arriba], que puede ser la relación tejido-aire (TAR) o la relación de tejido-máximo (TMR) (media de todas las profundidades en el ángulo seleccionado). En el caso de alquitranes, [D con un punto por encima de ref] es la tasa de dosis en el espacio libre para el campo dado en el isocentro. Un método de cálculos manuales basados en este sistema se discutió en la sección 9.4D. Si el TMRs se utiliza, [D con un punto por encima de ref] es la tasa de dosis Dmax para el campo dado en el SAD. Utilizando el sistema de TMR en el capítulo 10:

Donde [D con un punto por encima de 0] es la tasa de dosis Dmax para un campo de 10 × 10 cm en

el SAD, y Sc y Sp son el colimador y el fantasma factores de corrección de dispersión para el tamaño del campo dado en el isocentro. En el caso de un acelerador lineal, [D con un punto por encima de0] es la unidad del monitor (MU) (suponiendo 1 MU = 1 rad [cGy] en el isocentro de una profundidad de Dmax de 10 × 10 cm sobre el terreno).

Ejemplo

Un paciente va a recibir 250 rad en el isocentro por la terapia de rotación, utilizando 4-MV rayos X, campo de 6 × 10-cm en el isocentro, y una TAE de 100 cm. Si se calcula de acuerdo al procedimiento establecido en el artículo 9.4D es 0,746, calcular el número de unidades de seguimiento que se fijará en el equipo si el rendimiento de la máquina se ha fijado en 200 MU / min y dado Sc (6 × 10) = 0,98 y Sp (6 × 10) = 0,99. De la ecuación 11.4:

La velocidad de rotación del Gantry es regulada de manera que 345 MU se entregan al final de la rotación. Algunas máquinas de realizar sólo una rotación, mientras que otros pueden realizar un número determinado de arcos o rotaciones en forma de péndulo. La mayoría de las máquinas modernas permiten el ajuste automático de la velocidad de rotación de entregar un número predeterminado de unidades de monitor para el final de una sola rotación. La determinación de las curvas de isodosis completa para la terapia de rotación por medios manuales es mucho tiempo. Es básicamente el mismo procedimiento que se utiliza en múltiples haces fijos, pero con un gran número de haces. El cuadro de isodosis isocéntrico (Fig. 11.1B) en el que la isodosis se normaliza a un punto en la profundidad en el eje central se utiliza con el isocentro colocado en el punto de normalización. Sumando los valores de isodosis en los puntos seleccionados, mientras que la tabla se coloca en diferentes ángulos, la distribución de dosis se puede determinar en relación con el isocentro. Por el tedio intervenido en el procedimiento, esta tarea es ideal para aplicaciones informáticas. Estos programas están disponibles con las computadoras comerciales con planificación del tratamiento.

Figura 11.16 se muestran tres ejemplos de la distribución de isodosis para la terapia de rotación: (a) 100 grados de rotación del arco, (b) la rotación de 180 grados de arco, y (c) la rotación completa de 360 grados. Cabe señalar que, mientras que la dosis máxima para la rotación de 360 grados se produce en el isocentro, por los arcos parciales que se desplaza hacia los sectores irradiados. Esto ilustra un importante principio de que en la terapia de arco o cuando los campos se dirigen de manera oblicua a un lado del paciente, deben tener por objeto una distancia adecuada más allá del área del tumor. Esto se refiere a un punto pasado. La medida del pasado que apunta necesaria para que la dosis máxima al sitio del tumor dependa del ángulo del arco y se determina, para un caso concreto, a la planificación de isodosis real.

Figura 11.16. Ejemplos de distribución de isodosis para la terapia de rotación. A: Arco = ángulo de 100 grados. B: El ángulo del arco = 180 grados. La rotación C: completa de 360 grados, 4 MV, tamaño del campo = 7 × 12 cm en isocentro, fuente de la distancia del eje = 100 cm.

11.7.- Técnica Campo de Cuña

Los tumores relativamente superficiales, que se extienden desde la superficie hasta una profundidad de varios centímetros, pueden ser irradiados por dos haces de "cuña" dirigidos desde el mismo lado del paciente. La figura 11.17A muestra la distribución de isodosis de dos haces en ángulo sin cuña en estos. Se ve que en la región de solapamiento de los haces, la distribución de dosis es bastante uniforme. La dosis es mayor en la región superficial o proximal de la superposición y se cae a valores más bajos hacia las zonas más profundas. Mediante la inserción de filtros cuña apropiados en el haz y el posicionamiento con los extremos adyacentes el uno al otro, la distribución del campo en ángulo se pueden hacer bastante uniforme (Fig. 11.17B). Cada haz encajado en este caso tiene una dosis reducida de la región superficial en relación con la región más profunda de manera que el gradiente de dosis en la región de superposición se reduce al mínimo. La dosis disminuye rápidamente más allá de la región de superposición o la “región de meseta”, el cual una característica está clínicamente deseable.

Hay tres parámetros que afectan a la región de la meseta en cuanto a su profundidad, forma y distribución de la dosis: θ, Φ, y S, donde θ es el ángulo de cuña (artículo 11.4A), Φ es el ángulo de la bisagra, y S es la separación. Estos parámetros se muestran en la Figura 11.18. El ángulo de bisagra es el ángulo entre los ejes centrales de los dos haces y la separación S es la distancia entre los extremos de espesor de los filtros de cuña como se había proyectado en la superficie. Cohen y Martin (3) han discutido en detalle cómo θ, Φ, y S pudiendo ser ajustada para alcanzar una meseta que desee.

Figura 11.17. Distribución de isodosis por dos haces en ángulo. A: Sin cuñas. B: Con cuñas, 4 MV, tamaño del campo = 10 × 10 cm, fuente a la superficie de distancia = 100 cm, el ángulo de la cuña = 45 grados, y todas las varas ponderada 100 a una profundidad de Dmax.

Existe una relación óptima entre la θ ángulo de cuña y la bisagra Φ ángulo que proporciona la

distribución más uniforme de la dosis de radiación en la meseta:

Esta ecuación se basa en el principio que para un determinado ángulo del ángulo de bisagra de cuña

debe ser tal que las curvas de isodosis de cada campo son paralelas a la bisectriz del ángulo de la bisagra (Fig. 11.18). En estas condiciones, cuando la isodosis se combina, la distribución resultante es uniforme.

La ecuación 11.5, aunque es útil en la planificación del tratamiento, no puede dar un plan óptimo

para un contorno determinado en el paciente. La relación se supone que las curvas de isodosis con cuña no son modificadas por el contorno de la superficie. En la práctica, sin embargo, los contornos suelen ser curvo o de forma irregular y por lo tanto modificar la distribución de isodosis para los haces. Como resultado, la isodosis curvas para los campos individuales que ya no son paralelos a la bisectriz del ángulo de la bisagra, lo que daría lugar a una distribución no uniforme en la región de superposición. Este problema se puede resolver mediante el uso de los compensadores (capítulo 12), que hacen que la superficie de la piel con eficacia plana y perpendicular al haz. Un enfoque alternativo es modificar el ángulo de cuña (utilizando un filtro de cuña de ángulo diferente de la dada por la ecuación 11.5), de modo que una parte de los actos del ángulo de cuña como compensador y el resto como un filtro de cuña real. El objetivo principal es hacer las curvas paralelas de isodosis a la bisectriz del ángulo de la bisagra. Aunque este último enfoque evita la necesidad de un compensador, la determinación de un ángulo de cuña óptimo no puede ser fácil si la planificación se hace a mano. El primer método, en cambio, es muy adecuado para los cálculos manuales ya

que todos los que se necesita es un compensador y un atlas de la distribución de isodosis precalculados para una variedad de θ, Φ, y los valores de S. Este método, sin embargo, sea técnicamente difíciles de aplicar si complicada secundaria bloqueo es requerida, además del compensador y el filtro de cuña.

Figura 11.18. Parámetros de la cuña de vigas: θ es el ángulo de la cuña, Φ es la bisagra ángulo, y S es la separación. Curvas de Isodosis para cada campo de cuña paralelos a la bisectriz.

La ecuación 11.5 indica que para cada ángulo de bisagra debe utilizar un ángulo de cuña

diferente. Sin embargo, en la práctica, seleccionados ángulos de cuña (es decir, 15 grados, 30 grados, 45 grados, y los grados 60) son suficientes en una amplia gama de ángulos de la bisagra.

En la radioterapia moderna, las técnicas complejas de tratamiento se utilizan con frecuencia, que

puede incluir filtros de cuña, compensadores, el campo de bloqueo, y la reducción de campo, todos para el mismo paciente. El Manual de planificación del tratamiento es difícil para estos casos. Por esta razón, en muchas instituciones, todos los tratamientos complejos, incluidos los campos de cuña, son planificados por computadora como parte de la práctica estándar.

A. Uniformidad de Distribución de dosis

Debido a la técnica par de cuña, normalmente se utilizan para el tratamiento de pequeños volúmenes

superficiales del tumor, una región de dosis altas (puntos calientes) de hasta un 10% en el volumen de tratamiento es generalmente aceptable. Estos puntos calientes se producen en los extremos de las cuñas delgadas y su magnitud aumenta con el tamaño del campo y el ángulo de cuña. Este efecto está relacionado con la atenuación diferencial del haz en el extremo grueso en relación con el extremo delgado.

En general, la técnica de filtro de cuña se recomienda cuando el tumor es de aproximadamente 0 a 7

cm de profundidad y cuando sea necesario para irradiar de un lado de la superficie de la piel. La característica distintiva de esta técnica es la caída rápida de la dosis más allá de la región de solapamiento. Esta caída puede ser explotada para proteger a un órgano crítico, como la médula espinal. Aunque los filtros de cuña son muy valiosos en la radioterapia, algunas de estas técnicas están siendo reemplazadas por técnicas de haz de electrones (capítulo 14).

B. Combinaciones de campos Abiertas y Enclavadas

Aunque los filtros de cuña se diseñaron originalmente para su uso en conjunto con el arreglo de cuña

par, es posible combinar abierto y haces de cuña para obtener una distribución de dosis en particular. Un acuerdo de este tipo, que utiliza un campo abierto en sentido anterior y lateral de campo encajado en el tratamiento de algunos tumores, se muestra en la Figura 11.19A. El campo anterior es ponderado para

entregar 100 unidades a la lateral de 15 unidades a la isocentro (estos rayos podría ser ponderada en función de la técnica de DMAX en SSD). El peso y el ángulo de la cuña suelen ser ajustado para un caso concreto para obtener una distribución aceptable. El principio de esta técnica es que como la contribución de la dosis disminuye con la profundidad de campos anteriores, el haz lateral proporciona un impulso para compensar esta disminución. Como se observa en la Figura 11.19A, un haz con cuña y el extremo grueso posicionado superiormente proporciona la compensación deseada para la recepción de boletas de dosis. Así, dicha combinación de cuña abierta y haces dan lugar a una distribución que se mantiene constante con la profundidad dentro de ciertos límites.

La figura 11.19B muestra otra técnica en la que se combina el haz abierto anterior con los dos haces

laterales. Una vez más, los pesos y los ángulos de haz de cuña son escogidos para realizar la distribución del haz abiertas siguen siendo constante en todo el volumen del tumor.

11.8.- Especificación de la dosis del tumor para haces de fotones externos

Los resultados de los tratamientos pueden ser interpretados de manera significativa sólo si se

proporciona la suficiente información respecto a la técnica de irradiación y la distribución de la dosis en el espacio y el tiempo. En ausencia de esta información, el registro de sólo la dosis al tumor denominado sirve de poco. Desafortunadamente, este importante problema a menudo es ignorado. A menudo, los resúmenes de tratamiento y los registros son ambiguos e incluso incomprensibles para otras personas. Por lo tanto, uno no puede dejar de subrayar la necesidad de un sistema de registro de la dosis que sea lo suficientemente explícita y detallada para que otros centros de reproducir el tratamiento.

En 1978, la ICRU (23) reconoció la necesidad de un sistema general de especificación de dosis que

podrían ser adoptadas universalmente. Aunque el sistema propuesto por la ICRU no ha sido universalmente aplicado, no es una ventaja sustancial en la adopción de un método común de la especificación de dosis. En esta sección, se presentan los aspectos más destacados de la propuesta ICRU. Para más detalles, se remite al lector a los documentos actuales: Informe no.50 y 62 (24,25).

La figura 11.20 es una representación esquemática de varios volúmenes que el informe ICRU no. 50 (24) recomienda a ser identificada en un plan de tratamiento. Delimitación de estos volúmenes es facilitado en gran medida por imágenes 3D, pero el concepto es independiente de la metodología utilizada para su determinación.

Figura 11.19. Los planes de tratamiento con combinaciones de cuña abierta y campo. A: plan isocéntrica con el campo abierto anterior y lateral 100 ponderada de campo encajado ponderada de 15 en el isocentro. B: Una combinación de haz de rayo abierta anterior y dos laterales vigas de cuña; 4 MV rayos X de ATC-400 linac.

A.1. Volumen Bruto del tumor

El volumen de tumor macroscópico (GTV) es la medida en bruto demostrable y ubicación del tumor. Puede consistir de tumor primario, adenopatías metastásicas, o metástasis a otros. La delimitación de GTV (VBT) es posible si el tumor es visible, palpable o demostrable a través de imágenes. El GTV no se puede definir si el tumor ha sido extirpado quirúrgicamente, aunque un esquema de la base del tumor puede ser sustituida por el examen de las imágenes pre y postoperatorio.

A.2. Volumen de destino Clínico

El volumen de destino clínico (CTV) está formada por el tumor demostrado (s) presente si presume

cualquier otro tejido con tumor. Representa, por tanto, la verdadera extensión y localización del tumor. La delimitación de la CTV se supone que no hay células del tumor fuera de este volumen. La CTV debe recibir la dosis adecuada para alcanzar el objetivo terapéutico.

A.3. Volumen interno de destino

El reporte de la ICRU no. 62 (25) recomienda que un margen interno (MI) se añadirá a la CTV para

compensar los movimientos fisiológicos internos y variación en el tamaño, forma y posición de la CTV durante el tratamiento en relación con un punto de referencia interno y su sistema de coordenada correspondiente. El volumen que incluye CTV con estos márgenes se llama el volumen de destino interno (ITV).

Figura 11.20. Ilustración esquemática de la Comisión Internacional de Radiación unidades y los volúmenes de las medidas. (De la Comisión Internacional de Unidades y Medidas Radiológicas. Prescripción, registro y reporte Terapia Photon Beam. Informe ICRU 50. Bethesda, MD: Comisión Internacional de Unidades y Medidas Radiológicas, 1993.)

A.4. Planificación volumen de destino

El volumen que incluye CTV con un mensaje instantáneo, así como un margen de configuración (SM) para la circulación de los pacientes y las incertidumbres de configuración se llama el volumen blanco de planificación (PTV). Para delinear el PTV, mensajería instantánea y el SM no se agregan de forma lineal, sino más bien se combinan subjetivamente. El margen de alrededor de CTV en cualquier dirección debe ser lo suficientemente grande como para compensar los movimientos internos, así como el movimiento del paciente y las incertidumbres de instalación.

A.5. Órgano de Planificación en Volumen de riesgo

Así como el órgano (s) de riesgo (OR) necesita protección adecuada, la CTV necesita de un

tratamiento adecuado. Una vez se identifican el quirófano, los márgenes que haya que añadir en compensación por sus movimientos, tanto internos como de configuración. Así, en analogía con el PTV, se necesita un esquema de planificación de órganos a un volumen de riesgo (PRV) como protección o eficacia.

La figura 11.21 ilustra esquemáticamente el proceso de elaboración de PTV y VLP. Este proceso tiene por objeto hacer que el oncólogo de radiación piense metódicamente y analíticamente en la presentación de los objetivos y los órganos en situación de riesgo en lugar de tomar una suposición. Aunque la precisión absoluta en ambos casos no se puede asegurar, el objetivo de este enfoque es reducir al mínimo los errores, prestando atención a los detalles.

También es importante señalar que existe una tendencia común entre los profesionales para elaborar

los volúmenes de destino sobre la base de GTV con pocos márgenes para dar cuenta de la enfermedad subclínica, movimiento de órganos, o incertidumbres de instalación. La radioterapia llamada conformacional es una espada de doble filo, un alto grado de conformidad del plan puede crear una alta probabilidad de pérdida geográfica. Por lo tanto, mucha precaución en el diseño de PTV y VLP. Es igualmente importante conocer las limitaciones del sistema para conocer sus capacidades.

A.6. Volumen tratado

Los márgenes adicionales deben ser impartidos en todo el volumen de destino para permitir que las

limitaciones de la técnica de tratamiento. Por lo tanto, la dosis objetivo mínimo debe ser representado por una superficie de isodosis que cubra adecuadamente el PTV para proporcionar ese margen. El volumen encerrado por esta superficie de isodosis se llama el volumen tratado. El volumen tratado es, en general, mayor que el volumen de destino de planificación y depende de una técnica de tratamiento particular.

A.7. Volumen irradiado

El volumen de tejido que recibe una dosis significativa (por ejemplo, ≥ 50% de la dosis de destino

especificado) se llama el volumen irradiado. El volumen irradiado es mayor que el volumen tratado y depende de la técnica de tratamiento utilizado.

Figura 11.21. Representación esquemática de la Comisión Internacional de Unidades y Medidas Radiológicas (ICRU) Los volúmenes y márgenes. (De la Comisión Internacional de Unidades y Medidas Radiológicas. Prescripción, Registro y Notificación de haces de fotones complementar el tratamiento [de ICRU Report 50]. ICRU Report 62. Bethesda, MD: Comisión Internacional de Unidades y Medidas Radiológicas, 1999.)

A.8. Dosis máxima de destino

La dosis máxima en el área objetivo se llama la dosis objetivo máximo, siempre y cuando esta dosis en una superficie mínima de 2 cm2. Las zonas altas dosis de menos de 2 cm2 puede ser ignorado en la designación del valor de la dosis objetivo máximo.

A.9. Mínima dosis de la blanco

La dosis objetivo mínimo es la dosis mínima absorbida en el área objetivo.

A.10. La media de dosis de la blanco Si la dosis se calcula en un gran número de puntos discretos distribuidos uniformemente en el área

objetivo, la dosis diana media es la media de los valores de dosis absorbida en estos puntos. Matemáticamente:

Donde N es el número de puntos en la matriz y Di, j es la dosis en el punto de red i, j situada en la

zona de destino (AT).

Figura 11.22. Objetivo para el volumen de dosis curva de frecuencia. (Reproducido con permiso de Ellis M, Oliver R. La especificación de la dosis al tumor. Br J Radiol. 1961; 34:258.)

A.11. La mediana de dosis de la blanco

La mediana de dosis del blanco es simplemente el valor entre el máximo y el mínimo de los valores de dosis absorbidos dentro de la meta. A.12. Modal dosis diana

La dosis establecida entre modos de transporte es la dosis absorbida que se produce con mayor frecuencia dentro del área objetivo. Si la distribución de dosis más de una rejilla de puntos que cubre el área de destino se representa gráficamente en la frecuencia histográfica, el valor de dosis que muestran la frecuencia más alta se llama la dosis modal. En la Figura 11.22, la dosis modal se corresponde con el pico de la curva de frecuencia.

A.13. Los puntos calientes

Un punto caliente es una zona fuera de la meta que recibe una dosis superior a la dosis de destino especificado. Al igual que la dosis objetivo máximo, un punto se considera clínicamente significativa sólo si se cubre un área de al menos 2 cm2.

B. Especificación de la meta de dosis

La distribución de la dosis absorbida en el volumen de destino no suele ser uniforme. A pesar de una

especificación completa dosimétrica no es posible sin la distribución de dosis completa, hay un valor en tener una figura como el pliego de dosis de la blanco. No se recomienda el uso del término dosis tumor (23).

La cantidad máxima de dosis objetivo por sí solo no puede ser utilizada para la presentación de informes, ya que puede ocultar subdosis graves en algunas partes del volumen de destino. Aunque el control local del tumor depende de la dosis objetivo mínimo, dicha cantidad por sí sola no es recomendada por el ICRU (23), porque es difícil determinar la extensión del tumor, y por lo tanto, la selección de la dosis objetivo mínimo pasa de difícil, a arbitrario. Por otra parte, si la mayor parte del volumen de destino recibe una dosis que es sensiblemente diferente de la mínima, esto también puede reducir su significado clínico. Una declaración de ambos valores máximo y mínimo es útil, pero no siempre es representativo de la distribución

de dosis. Esto, además, acabar con la sencillez de tener una cantidad para la presentación de informes dosis del blanco.

La dosis media, la mediana y la moda generalmente no se recomiendan, ya que usualmente requieren cálculos complejos para su determinación exacta y puede no ser factible por instituciones que tienen posibilidades limitadas de computación. B.1. El punto de referencia ICRU • La dosis objetivo debería ser especificada y registrada en lo que se llama el punto de referencia

ICRU. Este punto debe cumplir los siguientes criterios generales (25):

• El punto se seleccionará de manera que la dosis en este punto es clínicamente relevante y representativa de la dosis en el PTV.

• El punto debe ser fácil de definir de manera clara e inequívoca.

• El punto donde se debe seleccionar la dosis se puede calcular con exactitud.

• El punto no debe recaer en la región de penumbra o cuando exista un gradiente de dosis empinadas.

• En la mayoría de los casos el punto de referencia ICRU debe recaer también en el PTV, siempre que por

lo general cumple con los criterios antes mencionados. Recomendaciones para los arreglos de haz simple se analizan a continuación como ejemplos.

B.1.1. Haz de fotones estacionarios • Para un solo haz, el objetivo de la dosis absorbida deberá ser especificado en el eje central del haz

colocado en el PTV.

• Para haces paralelamente opuestos, con igual ponderación, el punto de especificación de referencia de dosis debe estar en el eje central a medio camino entre la entrada del haz.

• Para haces paralelamente opuestos, con desigual ponderación, la dosis objetivo debe ser especificado en

el eje central colocado en el PTV.

• Para cualquier otro tipo de acuerdo de dos o más haces de intersección, el punto de especificación de referencia dosis debe ser en la intersección de los ejes centrales de los haces colocados en el PTV.

B.1.2. Terapia de rotación

Para la rotación completa o arcos de al menos 270 grados, la dosis objetivo debe ser especificada en el centro de rotación en el plano principal. Para los más pequeños arcos, la dosis objetivo debe figurar en el plano principal, por una parte, en el centro de rotación y, en segundo lugar, en el centro del volumen de destino. Esta especificación de doble punto es necesaria porque en una terapia de arco pequeño, las técnicas del pasado, señalando que se utilizan cerca de dar el máximo de la dosis absorbida en el centro de la zona objetivo. La dosis en el isocentro en estos casos, aunque es importante precisar, es algo menor. B.2. Información adicional

La especificación de la dosis objetivo sólo tiene sentido si se proporciona suficiente información sobre la técnica de irradiación. La descripción de la técnica debe incluir la calidad de la radiación, SSD o SAD, tamaño de los campos, los dispositivos de modificación del haz (cuñas y los bloques de protección, etc.), la ponderación del haz, la corrección de las heterogeneidades de tejidos, el fraccionamiento de la dosis y el posicionamiento del paciente. Muchos de los parámetros de tratamiento anterior se enumeran con el plan de tratamiento (patrón de isodosis) y se puede conectar a la ficha del paciente. En vivo mediciones de dosis absorbida también puede proporcionar información útil y debe registrarse en el gráfico.

Por último, los objetivos principales de una especificación de la dosis y sistema de información son

para conseguir una uniformidad de la dosis de información entre las instituciones, para proporcionar datos significativos para evaluar los resultados de los tratamientos y obtener el tratamiento que se repita en otros lugares sin tener que recurrir a la institución original para más información.

Puntos clave • La distribución de la dosis en la zona de penumbra se rige por la penumbra geométrica, penumbra de

transmisión y la dispersión lateral de fotones y electrones. La combinación de estos efectos está representada por lo que se denomina como la penumbra física.

• La dosis en los bordes del campo geométrico es aproximadamente el 50% de la dosis en el eje central a la misma profundidad.

• El ángulo de la cuña se define como el ángulo entre una curva de isodosis a una profundidad determinada (por ejemplo, 10 cm) y una línea perpendicular al eje central.

• Paralelamente se opuso vigas dar lugar al tejido efecto lateral (es decir, una mayor dosis de profundidad

superficial que en el punto medio). La proporción de la dosis máxima periférica al punto medio de la dosis es muy superior en inferior rayos de energía que para los rayos de alta energía.

• La dosis Integral es un concepto interesante, pero hasta ahora no se ha correlacionado con precisión a

los resultados del tratamiento. • Estratégicamente situado múltiples vigas (con o sin la intensidad de la modulación) son necesarias para

maximizar la dosis al objetivo y minimizar la dosis a las estructuras normales. • En una técnica de cuña par, existe una relación óptima entre θ ángulo de la cuña y la bisagra ángulo Φ

• La ecuación anterior no da cuenta de irregularidad de la superficie y, por tanto, debe ser modificada con

base en el plan de tratamiento emergente. • Un plan de tratamiento debe demostrar, como mínimo, PTV y órganos de riesgo, con márgenes

adecuados. Otros volúmenes como el GTV, CTV, y la ITV son útiles en la evaluación de un plan de tratamiento.

• Un sistema normalizado a nivel internacional de la especificación de dosis (por ejemplo, Informe ICRU 50

y 62) se deben seguir en la presentación de informes dosis en el historial del paciente, así como en la literatura.

CAPÍTULO 13 - Physics of Radiation Therapy

El blindaje de los órganos vitales dentro de un campo de radiación es una de las principales

preocupaciones de la radioterapia. Mucho tiempo y esfuerzo se invierten en la formación de los campos no

sólo para proteger los órganos críticos, sino también para evitar la irradiación innecesaria de los tejidos

circundantes normales. Operador a este problema es el efecto de la dosis de la piel y la acumulación de dosis

en el tejido subcutáneo. Skin sparing (efecto ahorrador de la piel) es una propiedad importante de los

fotones de haces megavoltaje, y todos los esfuerzos deben dirigirse a mantener este efecto cuando la irradia

la piel normal.

Otro problema frecuente en la radioterapia es la adecuación de los campos adyacentes. Esta situación

surge cuando los campos de radiación disponible con el equipo no son lo suficientemente grandes como para

abarcar todo el volumen de destino. En algunos casos, el volumen de destino se divide en dos partes para el

tratamiento de la segunda parte no se inicie hasta que el curso de tratamiento a la primera parte ha sido

completado. Este sistema está diseñado para evitar la toxicidad debido a la irradiación de un volumen

excesivo de los tejidos. Múltiples campos adyacentes también se utilizan cuando la distribución del tumor o la

anatomía del paciente no permite que los campos coplanares (campos con ejes centrales en el mismo

plano). El principal problema de estas técnicas es la posibilidad de falta de homogeneidad de dosis extrema

en la región de unión. Debido a que los haces de radiación son divergentes, los campos adyacentes pueden

solaparse en la profundidad y dan lugar a las regiones de las dosis excesivas o puntos calientes. Las

superposiciones se pueden evitar mediante la separación de los campos, pero esto a su vez puede dar lugar

a áreas de reducción de la dosis o "zonas frías".

Este capítulo sobre la planificación del tratamiento se centra en los problemas anteriores y se

analizan sus posibles soluciones.

13.1. Bloques de campo

La conformación de campos de tratamiento es principalmente dictado distribución del tumor-

extensión local, así como metástasis regionales. No sólo de debería evitar superar su tolerancia la dosis a

órganos vitales, sino también la dosis al tejido normal, en general, debe reducirse al mínimo. Mientras el

volumen de destino incluye, con márgenes adecuados, el tumor demostrado, así como su propagación oculta

presume, la irradiación significativa del tejido normal fuera de este volumen se debe evitar tanto como sea

posible. Estas restricciones pueden dar lugar a formas campo complejo, que requieren el bloqueo de

intrincados.

La frecuencia y la complejidad de la formación campo varían de institución a institución. Sin

embargo, si las técnicas de elaboración compleja que implica el bloqueo se usan a menudo, es necesario

establecer un sistema racional de la formación campo.

A. Grosor del bloque

Bloques de blindaje comúnmente son hechos de plomo. El espesor de plomo necesario para

proporcionar una protección adecuada de las áreas protegidas depende de la calidad del haz y permite la

transmisión a través del bloque. Una transmisión haz primario de 5% a través del bloque se considera

aceptable para la mayoría de situaciones clínicas. Si n es el número HVL para lograr esta transmisión:

Por lo tanto, un espesor de plomo de entre 4,5 y 5,0 capas valor medio-daría a menos del 5% de

transmisión del haz principal y, por tanto, se recomienda para la mayoría de protección clínica.

El blindaje contra la radiación superficial y primaria para ortovoltaje haces se realiza fácilmente por

hojas delgadas de plomo que se puede colocar o moldeada en la superficie de la piel. Sin embargo, a medida

que aumenta energía del haz a la gama de megavoltaje, el espesor de plomo necesario para blindaje

aumenta sustancialmente. Los bloques de plomo se coloca sobre el paciente apoyado en la haz en una

bandeja de plástico transparente, llamada bandeja sombra. Tabla 13.1 da el espesor de plomo recomendado

ara varias calidades del haz.

Aunque la transmisión del haz primario puede reducirse aún más mediante el uso de bloques extra

gruesa, la reducción de la dosis en la región protegida no podrá ser significativos debido a que el predominio

de la radiación difusa de las zonas limítrofes del campo abierto.

B. Divergencia de los bloques

Idealmente, los bloques deben ser en forma cónica o de modo que sus lados siguen la divergencia

geométrica del haz. Esto reduce al mínimo la penumbra de transmisión en bloque (transmisión parcial del

haz en los bordes del bloque). Sin embargo, los bloques divergentes ofrecen pocas ventajas para haces de

penumbra geométricas de gran tamaño. Por ejemplo, en el caso de Co-60, la nitidez de la corte de haz en el

borde del bloque no es significativamente mejor utilizando bloques divergentes. Además, para algunas

situaciones clínicas esta nitidez no es crítica o vale la pena el tiempo necesario para hacer los bloques

diferentes, lo cual tiene que ser invariablemente diseñados para una instalación de tratamiento dado. Por lo

tanto, la mayoría de instituciones mantienen un balance de los bloques de corte recto de varias formas y

dimensiones. Los bloques divergentes son más adecuados para haces con pequeños puntos focales. Debido a

los lados de estos bloques sigan la divergencia del haz, se pueden reducir las dimensiones laterales mediante

el diseño de los escudos para las pequeñas fuentes para bloquear distancias sin aumentar la penumbra de

transmisión bloque.

13.2. Conformación de campo

A. Bloqueo personalizado

Aunque un número de sistemas que se han utilizado para dar forma a campo (1, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8),

introducido por Powers et al. (1) es más comúnmente usado en la terapia de radiación. Este sistema utiliza

una aleación de bajo punto de fusión, metal Lipowitz (nombre de marca, Cerrobend), que tiene una densidad

de 9,4 g/cm3 a 20 ° C (~ 83% de la densidad del plomo). Este material se compone de 50,0% de bismuto, el

26,7% de plomo, el 13,3% de estaño, y 10,0% cadmio (1). La principal ventaja de Cerrobend sobre el

plomo es que se derrite a 70 ° C (frente a los 327 ° C para el plomo) y, por tanto, pueden ser fácilmente

moldeados en cualquier forma. A temperatura ambiente, es más difícil que el plomo.

El espesor mínimo de bloques Cerrobend necesarios para el bloqueo puede ser calculada a partir de

la tabla 13.1 utilizando su radio de densidad relativa al plomo (por ejemplo, multiplicar por 1,21 de espesor

de plomo). En el rango de megavoltaje de haces de fotones, el espesor de más uso es de 7,5 cm, lo que

equivale a cerca de 6 cm de plomo puro. El procedimiento para la construcción de bloques Cerrobend

comienza con una radiografía o una película simulador en el que el radioterapeuta dibuja el contorno del

campo de tratamiento que indican las áreas que se le proteja. La película se utiliza para construir cavidades

divergentes en un bloque de espuma de poliestireno que se utilizan para emitir bloques Cerrobend. La figura

13.1 muestra un dispositivo de corte de espuma de poliestireno, que consiste en un alambre calentado

eléctricamente que gira alrededor de un punto simulando la fuente o el destino de los rayos X. La película, el

bloque de espuma de poliestireno, y el aparato de alambre se regulará de modo que la geometría real de

tratamiento (misma fuente a la película y la fuente de bloquear las distancias) se obtiene. El extremo inferior

de las huellas de alambre del esbozo de la película.

Si un bloque positivo como el de pulmón se debe hacer, se cortan las cavidades en la espuma de

poliestireno con el segmento del cable de calefacción y, posteriormente, se llena con Cerrobend derretido. Si

se desea un bloque negativo con un are central abierta y áreas periféricas bloqueadas, un corte interno se

hace primero para delinear la apertura de campo. Un corte rectangular externa se hace entonces para definir

el campo con un colimador 1 - a 2 cm de margen. Las tres piezas de espuma de poliestireno que se hicieron

se colocan en un plato de Lucite y cuidadosamente alineado con respecto al eje central. La pieza intermedia,

que corresponde a las áreas a ser protegidos, entonces se quita y Cerrobend se vierte en la cavidad.

Es importante que el Cerrobend se vierta lentamente para evitar la formación de burbujas de

aire. Además, el bloque de espuma de poliestireno debe presionar firmemente contra una almohadilla de

goma en la parte inferior para evitar fugas del metal líquido. Las paredes interiores de la cavidad pueden ser

rociadas con silicona de la liberación de fácil acceso a las piezas de espuma de poliestireno del bloque.

Los bloques pueden ser montados sobre una placa de plexiglás o el bloqueo de la bandeja, la cual es

previamente marcada con el eje central de cruz. Los bloques también se pueden colocar en una plantilla que

consta de una película transparente, trazando el contorno del campo en la posición de la bandeja de sombra,

mientras que el esquema de película de puerto (Port film autline) se coloca en la distancia a la que se

tomó la radiografía.

B. Mandíbulas independientes (independent jaws)

Los campos asimétricos se utilizan a veces para bloquear una parte del campo, sin cambiar la

posición del isocentro.

Aunque el bloqueo es a menudo utilizad para generar formas irregulares de campo, el bloqueo de

forma rectangular se puede hacer fácilmente por colimadores independientes, o mandíbulas. Esta

característica es muy conveniente cuando los campos se enfrentan o se divide el haz. En este último caso, el

rayo es bloqueado en el eje central para eliminar las divergencias. Considerando que los bloques de haz de

media se han utilizado como divisores de haz en el pasado, esto ahora se puede hacer simplemente

moviendo en las mandíbulas independientes.

La mayoría de las máquinas modernas están equipadas con mandíbulas móviles. Algunas máquinas

tienen una mandíbula independiente, otros tienen dos pares independientes, y algunos tienen las cuatro

mandíbulas independientes. Operativamente, la opción de la mandíbula es entrelazada para evitar errores en

la configuración de campos simétricos, en cuyo caso los maxilares opuestos abren o cierran de forma

simétrica. Uno de los efectos de colimación asimétrica es el cambio en la penumbra física (definida en el) y la

inclinación de las curvas de isodosis hacia el borde bloqueado (Fig. 13.3). Este efecto es simplemente el

resultado de bloqueo, lo cual elimina la dispersión de fotones y electrones de la parte bloqueada de la

materia, lo que reduce la dosis cerca del borde. El mismo efecto se produciría en el caso de curvas de

isodosis si el bloqueo se hiciera con un bloque de plomo o Cerrobend.

Cuando los campos asimétricos se utilizan, las consideraciones especiales se deben dar a la región

plana del haz y los parámetros dosimétricos utilizados para calcular las unidades de monitor. Khan et al. (9)

han propuesto un sistema de cálculo de dosis para los campos generados por colimadores asimétrica, que se

discutió en el capítulo 10.

C. colimadores multiláminas

Un colimador multiláminas (MLC) para haces de fotones se compone de un gran número de bloques

comiladores u hojas que se pueden conducir de forma automática, independientes entre sí, para generar un

campo de cualquier forma (Fig. 13.4). Los sistemas típicos de MLC compuesto por 80 hojas (40 pares) o

más. La hoja individual tiene una anchura de 1 cm o menos, según lo previsto en el isocentro. Las hojas son

de aleación de tungsteno (ρ = 17,0-18,5 g / cm 3) y espesor, al igual que la dirección del haz que van de 6

cm a 7,5 cm, dependiendo del tipo de acelerador. El grosor de la hoja es suficiente para proporcionar una

transmisión de rayos X primarios a través de las hojas de menos del 2% (en comparación con

aproximadamente el 1% de las mandíbulas y el 3,5% para los bloques Cerrobend). Entre las hojas la

transmisión suele ser inferior al 3%. La transmisión del haz primario puede ser además minimizada por la

combinación de mandíbulas con el MCL en las áreas fuera de blindaje a la apertura de campo MLC.

Algunos sistemas MLC tienen hojas de doble centrado, es decir, las hojas forman un cono de sección

transversal irregular divergente desde la posición de la fuente y se mueven en una cáscara esférica centrada

en la fuente. La razón detrás de un doble centrado MLC es proporcionar un punto de corte rayo definido en el

borde. Sin embargo, para la alta energía de rayos este objetivo se logra sólo en una medida limitada, porque

la caída de dosis en el borde es determinado en gran medida por los fotones y los electrones

dispersos. Debido a MLC doble centrado son difíciles de fabricar, algunos sistemas se han diseñado con

bordes redondeados de la hoja y las direcciones de la viajan perpendicular al rayo central. El propósito de

bordes redondeados es proporcionar una transmisión de haz constante a través de un borde de la hoja, sin

importar su posición en el campo.

Figura 13.3. Comparación de distribución de isodosis con la mitad del haz bloqueado por una mandíbula independiente

versus un bloque sobre una bandeja. Notar el cierre del arreglo así como la inclinación de la curva de isodosis hacia el

borde bloqueado.

.

Figura 13.4. Colimador multilámina Varian: Arriba, ajustado al acelerador y abajo, la vista final.

Una consideración importante en el uso de MLC para los campos estacionario es la conformidad entre

la frontera de campo previstos, que es continua, y la frontera por pasos irregulares creados por el MLC. El

grado de conformidad entre los dos no sólo depende de la anchura de la hoja proyectada, sino también en la

forma del volumen de destino y el ángulo de rotación del colimador. Optimización de la rotación del MLC y el

establecimiento ha sido discutida por Brahme (10). Su análisis muestra que la mejor orientación del

colimador es cuando la dirección del movimiento de las hojas es paralela a la dirección en la que el volumen

de destino tiene la menor sección transversal.

La penumbra física (art. 11,1) con MLC es mayor que la producida por las mandíbulas del colimador o

los bloques Cerrobend (Fig. 13.5). Esto no suele ser un grave inconveniente, salvo para el tratamiento de

campos pequeños o cuando se requiere el bloqueo de cerca de estructuras críticas. Además, jaggedness de

los bordes de campo hace que sea difícil hacer coincidir los campos adyacentes.

Figura 13.5. Comparación de penumbra físicos asociados con colimador multiláminas A: y bloques Cerrobend B: El

tamaño del campo = 15 × 15, profundidad = 10 cm, y la energía = 6 MV. Distribución de la dosis normalizada al 100% al

eje central.

13.3. Dosis en la Piel

Cuando un paciente es tratado con un haz de megavoltaje, la dosis en la superficie o la dosis en la

piel puede ser sustancialmente menor que la dosis máxima que se produce en los tejidos subcutáneos. A

diferencia de los rayos de baja energía (por ejemplo, rayos x superficiales y ortovoltaje), que dan lugar a la

ionización máxima en o cerca a la superficie de la piel, los rayos de megavoltaje producir una acumulación

inicial electrónica con la profundidad, dando lugar a una reducción de la dosis en la superficie y la dosis

máxima en la profundidad de equilibrio. Este fenómeno de acumulación de dosis se discutió en el capítulo 9.

El ahorro de la piel (skin sparing) es una de las características más deseables de los haces de fotones

de alta energía. Sin embargo, este efecto puede ser reducido o incluso perderse si el haz está excesivamente

contaminado con electrones secundarios. En las secciones siguientes, las fuentes de esta contaminación y los

métodos utilizados para reducirla se discutirá.

A. La contaminación electrónica de haces de fotones

La Dosis en la superficie es el resultado de la contaminación de electrones del haz incidente, así como

la radiación retrodispersa (electrones y fotones) del medio. Es bien sabido que todos los rayos X y haces de

rayos gamma utilizadas en la terapia de radiación están contaminados con electrones secundarios. Estos

electrones surgen de las interacciones de fotones en el aire, en el colimador, y en cualquier otro material de

dispersión en el camino del haz. Si una bandeja de sombra se utiliza para apoyar bloques, los electrones

secundarios producidos por las interacciones de fotones en la bandeja y la columna de aire entre la bandeja y

la piel de la superficie aumentan significativamente la dosis de la piel. La bandeja suele ser lo

suficientemente gruesa como para absorber la mayor parte de los electrones que inciden sobre la bandeja.

Ha habido una controversia en cuanto a la contribución relativa de electrones secundarios de baja

energía en comparación con fotones dispersados a la dosis en la región de acumulación. Es bien sabido que a

medida que aumenta el tamaño del campo, la dosis de profundidad en la región de acumulación aumenta,

dando como resultado un cambio en la profundidad de dosis máxima, δmax, a profundidades cada vez más

superficial (12,13,14). En concreto, la causa del cambio δmax con el tamaño del campo ha sido estudiado

por varios investigadores (15,16,17). La evidencia actual favorece la hipótesis de que el efecto es causado

principalmente por los electrones secundarios.

B. Medición de la distribución de dosis en la región del buildup (acumulación)

Debido a la fuerte gradiente de dosis en la región de la acumulación, el tamaño del dosímetro a lo

largo de la dirección del haz debe ser lo más pequeño posible. Cámaras de extrapolación (véase el capítulo

6) son los instrumentos idóneos para estas mediciones. Sin embargo, pocas instituciones tienen estos

instrumentos de que dispone. En su lugar, fija la separación de las cámaras de ionización plano paralelo-son

los más comúnmente utilizados para este propósito. Aunque estas cámaras son muy adecuadas para las

mediciones en las regiones de gradientes de dosis grave, su respuesta depende, de una manera compleja, a

su diseño. Varios trabajos han discutido las inexactitudes en la medición de la dosis en la región de

acumulación utilizando las cámaras fijas de separación de plano paralelo. Estas imprecisiones surgen

principalmente como resultado de la dispersión de electrones de las paredes laterales de la cámara

(18,19,20). Estos pueden reducirse al mínimo mediante el uso de una placa de separación más pequeña y

más amplio anillo de guarda en el diseño de la cámara. Además, las cámaras pueden presentar un efecto

significativo en la polaridad de la región de acumulación, que puede ser corregida por un promedio de las

lecturas obtenidas con la polaridad positiva y negativa. Gerbi y Khan (21) han estudiado varias cámaras

plano paralelo disponibles en el mercado y encontró una sobre respuesta en la región de acumulación. Los

errores fueron más severos en la superficie y para las energías barra inferior (por ejemplo, Co-60). La

magnitud de sobrerespuesta en la superficie de un haz de Co 60 osciló entre 9% y el 20% para las cámaras

de estudio.

Las capas delgadas (<0,5 mm) del dosímetro termoluminiscente (DTL) material también se puede

utilizar para medir la distribución de dosis en la región de acumulación. El fósforo TLD (por ejemplo, LIF)

puede ser en forma de astillas, cristales incrustados en plástico, o capas de polvo (18,22,23). La dosis en la

superficie se puede obtener mediante la extrapolación de la curva dosis distribución en profundidad a cero

profundidad. En las mediciones in vivo de la dosis en la superficie también se puede realizar mediante la

colocación de chips de TLD fina directamente sobre la superficie de la piel. Estas mediciones son útiles para

el control de la dosimetría si un grado inaceptable de la reacción cutánea.

C. Ahorro de la piel (skin sparring) como una función de la energía de los fotones

Los estudios han demostrado que la distribución de dosis en la región de acumulación depende de

muchas variables, como la energía del haz, la SSD, tamaño del campo, y la configuración de la bandeja

secundaria de bloqueo (18,22,23,24,25,26). La tabla 13.2 da valores de diferentes energías. Estos datos se

presentan aquí como un ejemplo y no debe ser considerado universal para todas las máquinas,

especialmente para profundidades inferiores a 2 mm. Un acuerdo razonable entre diferentes máquinas se ha

demostrado que existe una mayor profundidad.

La examinación de la tabla 13.2 también indica que para todas las energías de la dosis se incrementa

rápidamente en el primero unos pocos milímetros y luego, gradualmente alcanza su valor máximo en la

profundidad de la dosis máxima. Por ejemplo, en el caso de 4 MV, que la profundidad aumenta por ciento de

la dosis del 14% al 74% en los primeros 2 mm, alcanza el 94% a una profundidad de 5 mm, y alcanza su

valor máximo a una profundidad de 10 mm. Una aplicación práctica de este fenómeno es el caso en que la

cual el bolus buildup (capítulo 12) se utiliza intencionalmente para maximizar la dosis en la piel (por ejemplo,

cubriendo una cicatriz con una tira de bolo). Un bolo equivalente de tejidos de 5 a 6 mm de espesor es

generalmente adecuado para 4 MV. Por lo tanto, el espesor de bolo necesaria para conseguir el 90% a 95%

la acumulación de la dosis es sustancialmente menor que el espesor de la dosis máxima.

Aunque el ahorro de la piel depende de muchas condiciones, como se mencionó anteriormente, el

efecto, en general, se vuelve más y más pronunciada a medida que aumenta la energía fotónica. Para rayos

de mayor energía, ahorros importantes se pueden lograr no sólo para la superficie de la piel, sino también

para los tejidos subcutáneos

D. Efectos de Absorber para la Distancia piel

La contaminación de electrones sin absorvente colocado en el haz es causada principalmente por la

emisión de electrones secundarios del colimador (incluidos los de la fuente, filtro aplanador y aire). Cuando

un absorbente de un grosor de la gama de electrones secundarios (espesor de equilibrio) se introduce en el

haz, los electrones del colimador se absorben casi por completo, pero el propio amortiguador se convierte en

la principal fuente de contaminación de electrones del haz. Al aumentar la distancia entre la bandeja y la

superficie, la fluencia de electrones incidente en la piel se reduce debido a la divergencia, así como la

absorción y dispersión de los electrones en el aire. Por lo tanto, el ahorrador de la piel se ve reforzada

mediante la colocación de la bandeja más lejos de la piel. En el caso de un haz de rayos γ de Co 60, se ha

demostrado (27,28) que para los campos pequeños un espacio de aire de 15 a 20 cm entre el dispersor y la

piel es adecuada para mantener la dosis en la piel a un nivel aceptable ( <50% de la Dmax). Esto se ha

encontrado ser verdad para las haces de mayor energía.

La figura 13.6 muestra el efecto sobre la distribución de dosis en la región de la acumulación cuando

la bandeja de Lucite se coloca en el haz a diferentes distancias de la superficie fantoma. No sólo la dosis en

la superficie aumenta con la disminución de la distancia de la bandeja a la superficie, sino también el punto

de acumulación de dosis máxima se acerca a la superficie.

La figura 13.6 ilustra también el principio de lo que se conoce como “beam spoiler.” Un absorbente

de bajo número atómico, como la bandeja Lucite, situado a una distancia apropiada de la superficie, se

puede utilizar para modificar la curva de acumulación. Doppke et al. (29) han discutido el tratamiento de la

cabeza y el cuello en determinados tipos de cáncer con rayos X de 10-MV usando un “beam spoiler aumenta la dosis a los ganglios superficiales del cuello.

E. Efecto de Tamaño del campo

La dosis relativa en la piel depende en gran medida del tamaño del campo. A medida que la dimensión del

campo es mayor, la dosis en la región de acumulación, aumenta. Este aumento de la dosis se debe al

aumento de emisión de electrones desde el colimador y el aire. La figura 13.7 es una gráfica de dosis relativa

en la superficie en función del tamaño de campo para Co 60, haces de 4-MV y 10-MV. Estos datos muestran

que el ahorro de la piel es significativamente reducido para campos más grandes.

Figura 13.6. Efecto de la bandeja de Lucite en la acumulación de dosis de ayos-X 10-M. PDD se traza para

varias distancias de la bandeja a la superficie (δ). 10-MV rayos X, el grosor bandeja = 1,5 g/cm2, tamaño del campo = 15

× 15 cm, SSD = 100 cm, y distancia de la fuente al diafragma= 50 cm.

Saylor y Quillin (24) han discutido la importancia relativa de tamaño del campo y la distancia de la

bandeja a la piel para rayos γ de Co60. Ellos han demostrado que el ahorro óptimo de la piel se produce

valor h / r de alrededor de 4, donde h es la distancia de la bandeja a la piel y r es el radio de un campo

circular equivalente. Esta relación se puede conseguir fácilmente para el campo 5 × 5 cm, debido a que

requiere una distancia de 12 cm, sin embargo, para el campo de 30 × 30 cm, la superficie de absorción

correspondiente a la distancia es de 67 cm, que es casi imposible para tratamientos isocéntricos.

Al utilizar campos grandes con una distancia de la bandeja a la piel de 15 a 20 cm, se hace

necesario utilizar filtros de electrones para mantener el efecto ahorrador de la piel. Estos son discutidos en la

próxima sección.

F. Filtros para electrones

La dosis de la piel puede ser reducida por el uso de absorbentes de rayos γ del número medio

atómico (Z en el rango de 30-80). Estos abosrventes son comúnmente conocidos como filtros de electrones,

ya que su introducción en el haz de fotones reduce la dispersión de electrones secundarios en la dirección de

avance. Hine (30,31) estudio la dispersión de electrones producidos por rayos γ en los materiales de los

diversos números atómicos. Demostró que los absorventes de mediano número atómico dan menos

dispersión de electrones en la dirección de avance que losmateriales de bajo o muy alto número

atómico. Khan (22) y Saylor y Quillin (24) aplicado los resultados de estudios de Hine para el diseño de

filtros de electrones con el fin de mejorar la dosis en la piel de teleterapia de Co-60. Más tarde se demostró

que no sólo estos filtros reducen la dosis en la superficie, sino también mejorar las características del buildup

de grandes campos (32).

La figura 13.8 es una gráfica de dosis relativa en la superficie en función de log (Z + 1). Estos datos se

representan de esta manera para mostrar acuerdo con la relación teórica discutido por Hine (30,31). A

medida que aumenta Z, la dosis en la superficie corresponde a un mínimo superficial debido a un aumento

de la dispersión de electrones en los absorventes. Los nuevos aumentos en el resultado Z en dosis en la

superficie aumentan debido a una mayor producción de fotoelectrones y pares de electrones, además de los

electrones Compton. El mínimo se produce en cerca de Z = 50, que es el número atómico del estaño. Estos

resultados cualitativamente de acuerdo con los obtenidos para rayos γ Co60 (24,30,31).

Figura 13.7. Porcentaje de dosis en la superficie en función del tamaño del campo. Co-60, Theratron 80, distancia de la

fuente a la superficie (SSD) = 80 cm, distancia diafragma a la superficie (SDD) = 59 cm. 4 MV, Clinac 4, SSD = 80 cm. 10

MV, LMR 13, SSD = 100 cm, SDD = 50 cm.

Figura 13.8. La variación porcentual de la dosis en la superficie con número atómico del absorbente. Cada absorvente

tenía un espesor de 1,5 g/cm2 y fue montado por debajo de una bandeja de Lucite. rayos X 10-MV, el tamaño del campo

= 15 × 15 cm y distancia del absorvente a la superficie=15 cm.

Eficacia de estaño en la reducción de dosis en la piel se muestra en la figura 13.9. Una reducción

mayor es posible mediante el aumento de la distancia del filtro a la piel como se discutió previamente.

Para preservar el campo de luz, Saylor y Quillin (24) han sugerido el uso de vidrio con plomo como

un filtro de electrones. Sin embargo, la vulnerabilidad del vidrio con plomo puede suponer un grave

problema. Hemos utilizado una hoja de estaño montado sobre una hoja de madera prensada que podrían ser

deslizado por debajo de la bandeja de plexiglás en la final de la configuración del tratamiento. En este

arreglo, el filtro de estaño debe hacer frente a la superficie del paciente.

El espesor de un filtro de electrones, en teoría, debería ser al menos igual a la distancia máxima de

electrones secundarios. Para 60Co, este espesor es de aproximadamente 0,5 g/cm2 o 0,9 mm de estaño

(suponiendo rSn = 5,75 g/cm3). Para energías más altas, espesores menores que el rango máximo de

electrones se pueden utilizar por razones prácticas.

Figura 13.9. Gráfico de porcentaje de dosis en la superfice en función del tamaño del campo para el haz abierto,

bandeja de Lucite, y el filtro de estaño montado por debajo de la bandeja. rayos X 10-MV, distancia de la bandeja a la

superficie=15 cm.

Figura 13.10. El uso de electrones en el rango de la superficie (ERS) para determinar la acumulación de dosis superficial

en el punto P. A: la incidencia del haz perpendicular. B: La incidencia oblicua del haz. C: La incidencia del haz tangencial.

G. Piel Ahorradores en incidencia oblicua

La dosis en la piel se ha demostrado que aumenta al aumentar el ángulo de incidencia

(33,34,35,36,37,38,39). Clínicamente, las reacciones a paso ligero se han observado en los pacientes cuando

el haz incide con ángulos de brillo cercano. Jackson (35) ha explicado el aumento de la dosis en la piel al

aumentar el ángulo de incidencia a través del concepto de electrones en gama de la superficie (ERS). El ERS

es una representación en 3-D de la gama de electrones secundarios y la distribución producida por un pencil

beam de fotones interactúan con el medio (Fig. 13.10). Los electrones generados dentro del volumen ERS

llegará a P y contribuir a la dosis de allí, mientras que generados por fuera, debido a su capacidad

inadecuada, no hacen ninguna contribución. El ERS para rayos γ Co60 es en la forma de un elipsoide de

dimensiones axiales de 5 × 2,4 mm (35). Como se ilustra en la Figura 13.10, el aumento en el ángulo de

incidencia de los resultados del haz de fotones de la dosis adicional de la superficie en P debido a la

contribución de electrones desde la parte de la ERS, que aparece debajo de la superficie fantosma (nacido

curva). Para la incidencia del haz tangencial, ya que la mitad de la ERS está por debajo de la superficie

fantosma, una estimación superior de la dosis a la piel se puede obtener mediante la relación siguiente

(35,39):

Cuando la dosis de entrada representa la dosis en la superficie de incidencia normal, expresado como

porcentaje de la Dmax. La dosis de la piel para otros ángulos de incidencia se encuentra entre los valores de

la normal y la incidencia tangencial.

Gerbi et al. (40) hizo un estudio sistemático de acumulación de dosis para haces que inciden

oblicuamente en función de la energía (6-24 MV), el ángulo, la profundidad, tamaño del campo y SSD. Una

cantidad factor de oblicuidad (DE) se define como la dosis en un punto del fantosma en eje central de un haz

incidente en el ángulo θ, con respecto a la perpendicular a la superficie, dividida por la dosis en el mismo

punto y la profundidad en el eje central con el haz incidente con un ángulo de 0 grados. El factor de

oblicuidad, por lo tanto, representa un aumento de las dosis por la oblicuidad del haz para la misma

profundidad. La figura 13.11 muestra que el factor de oblicuidad en la superficie aumenta con el aumento en

el ángulo de incidencia, lentamente al principio y luego dramáticamente más allá de 45 grados. Por lo tanto,

la dosis en la superficie en general ángulos oblicuos puede ser significativamente mayor que en incidencia

normal. En incidencia tangencial, la dosis en la superficie se aproxima al valor dado por la ecuación 13.1.

Figura 13.11. Factor de oblicuidad en la superficie representa en función del ángulo del haz de diferentes energías del

haz. Fórmula de Jackson para la incidencia del haz tangencial se basa en la ecuación 13.1.

Otro efecto importante asociado con ángulos oblicuos es que como la dosis en la superficie aumenta

con el ángulo de incidencia, disminuye la profundidad de la acumulación máxima. La dosis alcanza su valor

máximo más rápido en ángulos que mirando a una incidencia normal. Como resultado, la región de la

acumulación de dosis es comprimida en una región más superficial. En estas condiciones, una reacción en la

piel alta se vuelve mucho más probable. Jackson (35) ha discutido la posibilidad de que si la sensibilidad de

la piel se extiende hasta el primer o segundo milímetro por debajo de la superficie, a mirar los ángulos

ahorradores de la piel está prácticamente perdido para la unidad de cobalto y una gran reducción de rayos

de alta energía.

13.4. La separación de los campos adyacentes

Los campos adyacentes de tratamiento se emplean comúnmente en la terapia de radiación externa,

como campos “el manto "y" Y invertida " para el tratamiento de la enfermedad de Hodgkin. En algunos

casos, los campos adyacentes son ortogonales, como los campos craneoespinal utilizado en el tratamiento

del meduloblastoma. Otro ejemplo es la irradiación de tumores de cabeza y el cuello cuando los campos

laterales del cuello se colocan al lado del campo supraclavicular anterior. En cada una de estas situaciones,

existe la posibilidad de introducir errores de dosis muy grandes a través de la unión. En consecuencia, esta

región está en riesgo de recurrencia del tumor si se infradosifica o pueden haber severas compicaciones si se

sobredosifica.

El problema de los campos adyacentes ha sido ampliamente estudiada

(41,42,43,44,45,46,47,48,49,50,51,52,53). Un número de técnicas se han diseñado para conseguir una

uniformidad de dosis en la región de la unión de campo. Algunas de las técnicas más comúnmente utilizadas

se ilustra en la figura 13.12. Figura 13.12A ha sido descrito por Lance Morgan y (41), aquí los campos son

angulados lejos de una línea común de pilar para evitar la superposición de los campos debido a su

divergencia geométrica. La figura 13.12b muestra los métodos en que los campos están separados en la

superficie de la piel para proporcionar uniformidad de la dosis a una profundidad deseada. La separación o

distancia entre los campos se calcula sobre la base de la divergencia geométrica (53), o compatibles curva

de isodosis (42,43). Una técnica que utiliza rayos divididos (49,53) se ilustra en la Figura 13.12C. En este

método, el haz se divide a lo largo del plano que contiene el eje central mediante el uso de un divisor de haz,

eliminando así la divergencia geométrica de los haces de la línea divisoria. Figura 13.12D utiliza generadores

de penumbra o spoilers (46,47).Estas cuñas de plomo son diseñados personalizadamente para proporcionar

una distribución de la dosis satisfactoria través de la unión de campo.

En la práctica clínica, los campos suelen ser adosado a la superficie, si el tumor es superficial en el

punto de unión. Hay que tener cuidado, sin embargo, que el punto caliente creado debido a la coincidencia

de las vigas en la profundidad es clínicamente aceptable, considerando la magnitud de la sobredosis y el

volumen del punto caliente. Además, la dosis recibida por una estructura sensible, como la médula espinal no

debe exceder la dosis de tolerancia.

Figura 13.12. Representación esquemática de las diversas técnicas utilizadas para enfrentar campos. A: Angulando los

haces lejos el uno del otro de manera que los dos haces limiten y estén alineados verticalmente. B: Los campos separados

en la superficie de la piel. El punto de unión es a una profundidad donde la dosis es uniforme en toda la unión. C: técnica

isocéntrica de de división del haz para tumores de cabeza y cuello. D: la irradiación craneoespinal con generadores de

penumbra

Para el tratamiento de lesiones profundas, como en el tórax, el abdomen y la pelvis, los campos

pueden ser separados en la superficie. Se supone que en este caso los puntos fríos creados por el campo de

separación se encuentran superficialmente donde no hay tumor.

A. Métodos de Separación de campo

Como se dijo anteriormente, la separación de campos puede llevarse a cabo dosimétricamente o

geométricamente.

A.1. Geométrico

Si el límite geométrico del campo se define por 50% del detrimento de la línea (línea que une los

puntos en la profundidad donde la dosis es de 50% del valor de eje central a la misma profundidad), la dosis

en el punto de unión entre los haces suman el 100%. La distribución de dosis lateralmente a través de la

unión es más o menos uniforme, en función de la contribución de dispersión entre campos y las

características penumbra del haz.

Si los dos campos son incidentes de un solo lado y se hace la unión a una determinada profundidad

(Fig. 13.13), la dosis por encima de la unión será menor y por debajo de la unión superior a la unión de las

dosis. En el caso de cuatro campos cuando dos campos son incidentes de un lado y dos de la dirección

opuesta y paralela (Fig. 13.14), los campos se hacen generalmente de la unión a la profundidad en la línea

media (por ejemplo, el manto y la Y nvertida). Tal acuerdo puede ser usado para obtener casi una

distribución uniforme en la línea media, pero los puntos fríos se crean por encima y por debajo del punto de

unión.

La figura 13.13 muestra la geometría de dos haces adyacentes que pueden juntarse a una

determinada profundidad d. L1 y L2 son las longitudes de campo y SSD1 y SSD2 ser las distancias de la

fuente a la superficie. Desde triángulos ABC y CDE son similares:

O:

Dando:

Similarmente:

Entonces, la separación total S sobre la superficie está dado por:

Figura 13.14A muestra una geometría ideal en el que no hay solapamiento entre un campo y su vecino adyacente

opuestos. El arreglo se muestra en la Figura 13.14B, por otra parte, crea las regiones de "tres campos se superpuestos"

(áreas sombreadas) donde los campos más grandes divergen dentro de los campos opuestos más pequeños. En

consecuencia, la dosis total, podrían superar la dosis eje central a la misma profundidad. Esto será motivo de preocupación

que una parte significativa de la médula espinal se encuentra en la región de solapamiento de los tres campos.

Figura 13.13. Geometría de las dos haces adyacentes, separados por una distancia S1 + S2 en la superficie y la juntos en

la profundidad d. SSD, distancia de la fuente a la superficie.

Figura 13.14. Dos pares de campos opuestos paralelos. Los campos adyacentes están separados sobre la superficie de

modo que todos se unen en un punto de la línea media. A: geometría ideal en el que no hay tres campos siperpuestos. B:

Acuerdo en el que hay dos regiones (sombra) de tres campos superpuestos.

La longitud máxima de tres campos superpuestos (∆S) se produce en la superficie y está dado por:

∆S puede ser igual a cero si:

Así, si la longitud de los campos son diferentes, los SSD pueden ajustarse para eliminar los tres

campos superpuestos. Además, si la diferencia geométricamente calculado (S1 + S2) se incrementa en un

∆S, el solapamiento de los tres campos se elimina a expensas de un punto frío en la línea media. Como

compromiso, se podría aumentar la diferencia (S1 + S2) en una cantidad ∆S "sólo lo suficiente para eliminar

la superposición de los tres campos en una región específica, como la médula espinal. ∆S´ puede ser

calculado geométricamente:

Donde d´ es la profundidad de la médula de la superficie anterior y d es la profundidad de la línea media.

Los tres campos superpuestos en la Figura 13.14B también pueden evitarse mediante el uso de la

misma longitud y SSD para todos los cuatro campos y el bloqueo de la segunda pareja (por ejemplo, campos

paraortico o Y invertida) en sentido caudal cuando sea necesario. Esta técnica es más conveniente cuando el

acelerador está equipado con colimadores asimétricos que se pueden mover de forma independiente el uno

del otro.

Ejemplo 1

Un paciente es tratado con campos en mato opuestos paralelos y paraortico de longitudes de 30 y 15

cm, respectivamente. Calcular (a) la diferencia necesaria en la superficie de los haces que corte la línea

media, a una profundidad de 10 cm y (b) la brecha necesaria para eliminar sólo los tres campos

superpuestos sobre la médula suponiendo una profundidad de 15 cm de la superficie anterior, SSD = 100 cm

para todos los campos:

Diferencia total requerida = 1,5 + 0,75 = 2,3 cm

Longitud de los tres campos superpuestos sobre la médula:

A pesar de las consideraciones geométricas anteriores proporcionan criterios útiles para la separación

de los campos, uno debe ser consciente de sus limitaciones. Por ejemplo, la distribución de la dosis efectiva

puede presentar un cuadro diferente de las predicciones basadas en la geometría pura de la divergencia del

haz. La colocación del paciente, la alineación del haz, penumbra de campo y de dispersión de radiación son

todos los factores relevantes que hacen de este problema uno de los más complejos en la terapia de

radiación.

La figura 13.15 muestra la distribución de dosis compuesto para los casos expuestos en el ejemplo

1. Cada haz se le da un peso de 100 a una profundidad de Dmax. El lugar previsto de los tres campos en

caliente se ve en la Figura 13.15A cuando los haces se cruzan en la línea media. Este punto caliente se

elimina cuando la brecha es mayor de 2,3 cm a 3,0 cm (= S1 + S2 + ∆S) (fig. 13.15B). Sin embargo, la

dosis en la región de la unión se ha reducido considerablemente. Este procedimiento se justifica sólo si la

región de la unión está libre de tumores. La figura muestra la distribución 13.15C cuando la diferencia es

suficiente para eliminar los tres campos superpuestos en la médula (es decir, la brecha = 2,7 cm). Esto

reduce la dosis a la médula pero también enfría la zona a mitad de la unión en aproximadamente un 10%.

Figura 13.15. Separación Geométrica de campos con las cuatro haces que se cruzan en el punto medio. Tamaños de

campos adyacentes: 30 × 30 cm y 15 cm × 15: distancia fuente superficie (SSD) = 100 cm, espesor = 20 cm

anteroposterior; haces de rayos X de 4-MV, cada haz ponderado a 100 en su profundidad de Dmax. A: separación de

campo en la superficie = 2,3 cm. Tres campos superpuestos existen en este caso porque los campos tienen tamaños

diferentes, pero la misma SSD. B: Separación del campo adyacente mayor a 3 cm para eliminar los tres campos

superpuestos en la superficie. C: separación de campo ajustado 2,7 cm para eliminar los tres campos superpuestos ala

médula a una profundidad de 15 cm de la superficie anterior.

En la práctica, la elección entre las opciones que se muestran en la Figura 13,15 debería basarse en

la física, la clínica y consideraciones técnicas. Como de costumbre, las guías principales son que el tumor

debe recibir la dosis adecuada y las estructuras sensibles no deben ser tratados más allá de la tolerancia. Si

estas condiciones no se cumplen, otros métodos de enfrentar campos, en este capítulo, puede ser

considerado.

A.2. Dosimétrico

La separación de los campos se puede determinar mediante la optimización de la colocación de los

campos en el contorno de manera que la distribución de isodosis compuesto es uniforme a la profundidad

deseada y los puntos calientes y fríos son aceptables. La precisión de este procedimiento depende de la

precisión de las curvas de isodosis de campo individuales, especialmente en la región de penumbra.

B. Uniones de Campos ortogonales

Los campos ortogonal denotan un acuerdo en el que los ejes centrales de los campos adyacentes son

ortogonales (es decir, perpendiculares entre sí). Por ejemplo, los campos ortogonales se utilizan para el

tratamiento del meduloblastoma en el que se lleva a cabo la irradiación craneoespinal por campos paralelos

laterales opuestos del cerebro, junto con un campo de columna posterior. Otro ejemplo común es el

tratamiento del cuello por campos bilaterales, mientras que un campo anterior ortogonalmente adyacente es

usada para tratar las áreas supraclaviculares.

El problema de hacer coincidir los campos ortogonales se ha discutido por varios investigadores

(48,49,50,51,52). Para los tumores superficiales, como en la cabeza y el cuello, puede ser aconsejable para

separar los campos adyacentes a menos que el área de unión es más de una región libre de tumor. Si no es

posible la separación, uno puede usar divisores de haz y colindan con los campos a lo largo o cerca de sus

ejes centrales (50). La línea de enfrentamiento debe establecerse antes de cada tratamiento para evitar la

superposición de los campos. Si estructuras sensibles, tales como la médula espinal existe en la región de la

unión, además, uno puede bloquear un segmento apropiado del médula hacia delante o lateralmente,

siempre que no exista un tumor en la región protegida.

Como se dijo anteriormente, es posible separación de campos para tumores profundos si no hay

tumor en la región de la unión superficial. Un método geométrico de separación del campo ortogonal ha sido

descrito por Werner et al. (52). Según este método, un par de campos opuestos, que se define por la luz de

colimación, se permite para divergir sobre la piel y el punto de intersección de los bordes del campo está

marcado. Desde este punto, una distancia S se calcula para separar los campos ortogonales.

La separación S está dada por:

Donde d es la profundidad a la que los campos ortogonales permiten la unión. Un esquema general

separación de campos ortogonales se ilustra en la Figura 13.16A.

B.1. Campos cráneoespinales

La irradiación craneoespinal trata de una técnica compleja en la que se crean uniones ortogonales

entre los campos laterales del cerebro y un campo de columna posterior. El campo de la columna vertebral,

debido a su gran longitud, puede ser dividido en dos campos de la columna con una de las uniones

calculadas según la ecuación 13.5. La unión entre el cráneo y los campos de la columna vertebral se puede

lograr de varias maneras (48,49,50,52,54,55).

Técnica A

Figura 13.16B presenta un ejemplo que muestra campos craneales bilaterales adyacentes a un

campo de la columna vertebral. Los campos de luz craneales pueden diferir en la piel y sus bordes inferiores

se encuentran en un punto medio en la superficie posterior del cuello. Desde este punto, el campo de la

columna vertebral está separado por una distancia S, que se calcula de la ecuación 13,9 mediante la

sustitución de la profundidad de la columna (en la superficie posterior), longitud L, y SSD para el campo de

la columna vertebral. En este diagrama, la línea continua representa el campo de luz en la superficie. La

línea punteada muestra el campo previsto en la profundidad de la médula espinal. Figura 13.16C es la vista

lateral de la figura 13.16B.

Técnica B

El paciente se coloca en decúbito prono con la frente apoyada sobre un soporte rígido de cabeza y el

pecho y el abdomen apoyado en los bloques de espuma de poliestireno duro (Fig. 13.17A).Algunas

instituciones utilizan un molde de yeso del cuerpo del controno del marco del paciente para la inmovilización

de la cabeza y el cuello en relación con el tórax (54,55). El campo de la columna vertebral se simula con el

margen craneal sobre el cuello, pero sin salir por la boca. Al abrir el campo de luz, el límite divergente del

margen craneal del campo de la columna se muestra en la cara lateral del cuello. Este límite está marcado en

la piel del paciente para obtener una línea de altura de los campos laterales del cráneo. Los campos

craneales se establecerán de tal modo que sus márgenes caudales de campo son paralelas con el margen

craneal divergente del campo de la columna vertebral. Esto se logra girando el colimador de los campos

craneal a través de un ángulo θcoll (fig. 13.17B).

Figura 13.16. A: Un esquema general que muestra la separación de los campos ortogonales. B: Un ejemplo de los campos ortogonales utilizaría para la irradiación craneoespinal. C: Una vista lateral del B, que ilustra la geometría del campo ortogonal separación.

Si los campos craneales fueran no diveregentes, la rotación de los campos craneales a través θcoll

sería suficiente para proveer el enfrentamiento geométrico deseado entre el cráneo y los campos de la columna vertebral. Sin embargo, para que coincida con los campos divergentes craneales con el campo divergente espinal, the couch también debe ser girado θcouch además de la rotación de los campos craneal a través θcoll (fig. 13.17C). Los dos ángulos θcoll y θcouch y se puede calcular como:

Figura 13.17. técnica de irradiación Craneoespinal. A: configuración de Paciente que muestra los bloques de espuma de poliestireno y el Alpha cradle mold para proporcionar una posición estable para el abdomen, el pecho y la cabeza. B: vista lateral de los campos que muestran campo craneal gira para alinearse con el borde divergente del campo espinal. C: Couch rotado para proporcionar enfrentamiento entre el campo de la columna vertebral y la frontera divergente del campo craneal. D: Eliminación de divergencia campo craneal mediante el uso de una mandíbula independiente como un divisor de haz. Esto proporciona una alternativa a la rotación de couch en C.

Donde L1 es la longitud del campo espinales posteriores, L2 es la longitud del campo craneales laterales, SSD es la distancia de la fuente a la superficie para el campo de la columna vertebral, y el SAD es la distancia de la fuente al eje de los campos del cráneo, suponiendo que la técnica de SSD se utiliza para el campo de la columna vertebral y la técnica SAD para los campos del cráneo. El couch se gira hacia el lado del campo craneal que entra en la cabeza.

Un enfoque alternativo para girar el Couch es para eliminar las divergencias campo craneal mediante el uso de un bloque medio de haz o de una mandíbula independiente para dividir los campos de la línea de unión craneoespinal (Fig. 13.17D). El divisor de haz se coloca en el eje central o cerca de él, eliminando así la divergencia de los rayos en la línea de unión.El colimador de los campos del cráneo es todavía inclinado a través θcoll como se explica anteriormente.

La técnica de la utilización de la mandíbula independiente y θcoll para que coincida con los campos craneoespinal tiene dos ventajas: (a) enfrentando los campos ortogonales se consigue ningún solapamiento entre los campos del cráneo y la columna vertebral a cualquier profundidad, y (b) la mandíbula independientes pueden utilizarse convenientemente para mover la línea de unión craneoespinal caudal en aproximadamente un centímetro cada semana durante el curso de tratamiento para desprestigiar a cabo la distribución de dosis de unión. Mientras la mandíbula independiente divide los campos del cráneo a pocos centímetros del eje central, la divergencia de los campos del cráneo en el campo de la columna vertebral en la línea de juego será mínima. C. Directrices para campo coincidente El sitio de enfrentamiento de los campos debería ser elegido, en la medida de lo posible, en un área que no contiene un tumor o un órgano crítico sensible.

Si el tumor es superficial en el sitio de unión, los campos no deben ser separados por un punto frío en el tumor riesgo de recurrencia. Sin embargo, si la divergencia de los campos lindan en la superficie de la piel, que se solaparán en profundidad. En algunos casos, esto puede ser clínicamente aceptable, siempre que la dosis excesiva entregada a los tejidos subyacentes no exceda de la tolerancia. En particular, las tolerancias de las estructuras críticas como la médula espinal no deben ser excedido. En el caso de un tumor superficial con un órgano localizado en la profundidad crítica, uno puede colindar con los campos de la superficie, sino eliminar la divergencia del haz mediante un divisor de haz o por la inclinación de las vigas.

Para los tumores profundos, los campos pueden estar separados en la superficie de la piel para que el punto de unión se encuentra en la línea media. Una vez más, se debe tener cuidado en lo que se refiere a una estructura crítica, cerca de la zona de la unión.

La línea de enfrentamiento de campo debe ser elaborado en cada sesión de tratamiento sobre la base del primer campo tratado. No es necesario anatómicamente para reproducir esta línea todos los días ya que la variación en su ubicación sólo se manchará el punto de unión, que es deseable. Por la misma razón algunos abogan por mover el sitio de unión de dos o tres veces durante un ciclo de tratamiento.

Una técnica de campo de coincidencia debe ser verificada por las distribuciones de isodosis reales antes de que sea aprobado para uso clínico general. Además, la alineación del haz de luz con el campo y la precisión de las curvas de isodosis en la región de penumbra son requisitos esenciales.

Puntos clave

• Espesor de plomo requerido para dar el 5% de transmisión del haz primario es de 4,3 capa media-valor.

• El bloqueo del haz por la mitad da lugar a la inclinación de la curva de isodosis hacia el borde bloqueado. Este efecto es debido a la falta de electrones y fotones de dispersión de la parte bloqueada del campo en la parte abierta del campo.

• Penumbra física con CLM es más amplio que con las mandíbulas del colimador o bloques Cerrobend.

• Dosis en la superficie de haces de megavoltaje se debe principalmente a la contaminación de electrones del haz de fotones incidente.

• Dosis en la superficie o en la región de acumulación se mide mejor con una extrapolación o de una cámara en un plano paralelo.

• Dosis en la superficie depende de la energía del haz, tamaño del campo, SSD, y de la distancia de la bandeja a la superficie.

• Los filtros de electrones son absorbentes de número atómico medio (Z ~ 50) que reducen la dosis en la superficie por dispersión de electrones contaminante más de la generación de ellos.

• La dosis en la superficie aumenta al aumentar el ángulo de oblicuidad.

• La separación de los campos adyacentes, cuando sea necesario, se puede lograr geométricamente. Calientes y puntos fríos en la distribución de dosis resultante debe ser evaluada por ver las curvas de isodosis compuestos.