MX9900117

ler CONGRESO IBEROLATINOAMERICANOY DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

emorias

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Consejos Ejecutivos

Asociación Latinoamericanade Física Médica (ALFIM)

Presidente Fis. Enrique Gaona, MéxicoVicepresidente Fís. Diana Beatriz Felá, Argentina

Secretario Fís. Víctor M. Tovar Muñoz, MéxicoSíndico Fis. Jorge L. Morales López, Cuba

Socidad Españolade Física Médica (sefin)

Presidente Dr. Bartolomé BallesterMollVicepresidente Dr. Roberto Martín OlivaSecretario Dra. Natividad Ferrer García

Tesorero Dr. Bonifacio Tobarra GonzálezVocales Dra. Teresa Eudaldo Puell

Dra Esther Millón CebriánDr. Juan José Peña Bernal

Organizaciones Afiliadas

Sociedad Argentina de Física MédicaAsociación Brasileña de Física MédicaSociedad Colombiana de Física Médica

Sociedad Cubana de Física MédicaSociedad Ecuatoriana de Física Médica

Asociación Mexicana de Física MédicaSociedad Panameña de Física MédicaSociedad Peruana de Física Médica

Sociedad Venezolana de Física MédicaRepresentantes en: Bolivia, Costa Rica, Nicaragua, Paraguay

Miembros Honorarios del Congreso

Dr. Juan Ramón de la Fuente, secretario de Salud, MéxicoDr. Jaime G. de la Garza Solazar, director del Instituto Nacional de Cancerología, MéxicoDr. José Luis Vázquez Mateos, rector de la Universidad Autónoma Metropolitana, México

Dr. Miguel José Yacamán, director del Instituto Nacional de Investigaciones Nucleares, MéxicoM. en A. Uriel Galicia Hernández, rector de la Universidad Autónoma del Estado de México, México

Dr. José Luis Zeballos, representante de la Organización Panamericana de la Salud, MéxicoDr. Francisco Bolivar Zapata, coordinador de la Investigación Científica de la UNAM, México.

Consejo Ejecutivo del CongresoMéxico

Presidente Fis. Enrique Gaona, Universidad Autónoma MetropolitanaVicepresidenta Dra. Maricela Verdejo Silva, Dirección de Riesgos Radiológicos, SSA

Secretario Fis. Miguel Ángel Pérez Pastenes, Instituto Nacional de CancerologíaTesorero Dr. Jesús Gabriel Franco, Universidad Autónoma Metropolitana

Vocal M. en C. Elena Mitsoura, Universidad Autónoma delEstado de México

EspañaDr. Bartolomé Ballester MollDr. Juan José Peña BernalDra. Esther Millón Cebrián

Región SudamericanaFís. Lila Carrizales, Sociedad Venezolana de Física Médica

Comités Organizadores del Congreso

Comité NacionalDr. Ernesto Gómez González, Sociedad Mexicana de Radioterapeutas

Fís. Felipe Flores Franco, Sociedad Mexicana de Física MédicaDr. Jesús de la Torre Beltrán, Federación Mexicana de Sociedades de Radiología e Imagen de México

Dr. Ramón Ponte, Federación Mexicana de Sociedades de Radiología e Imagen de México

Comité InternacionalDr. Arturo Becerril Vilchis, Instituto Nacional de Investigaciones Nucleares, México

FÍS. ValdemarZ. González Villarreal, Centro Universitario Contrae! Cáncer, UANL, MéxicoDr. Jaime G. de la Garza Solazar, Instituto Nacional de Cancerología, México

Profr. Dr. Pedro Andreo, Organización Internacional de Energía AtómicaDra. Caridad Borras. Organización Panamericana de la Salud

M. en C. Raúl Ortiz Magaña, Comisión Nacional de Seguridad Nuclear y Salvaguardias, MéxicoDr. Bartolomé Ballester Moll, Sociedad Española de Física Médica

Dra. Mónica Bruneto, presidenta de la Sociedad Argentina de Física MédicaDr. Sergio Querino Brunetto, presidente de la Sociedad Brasileña de Física Médica

Dra. María Esperanza Castellanos, presidenta de la Sociedad Colombiana de Física MédicaFís. Jorge L. Morales. Sociedad Cubana de Física Médica

Fís. Nixon Gutiérrez, presidente de la Sociedad Ecuatoriana de Física MédicaFís. Alvaro Mejía. Sociedad Panameña de Física Médica

Fis. César Picón Chávez, presidente de la Sociedad Peruana de Física MédicaFís. Lila Carrizalez, presidenta de la Sociedad Venezolana de Física Médica

Fís. Ismael Villca Quispe, representante de BoliviaDr. Fabio Morales, representante de NicaraguaFis. Daniel Ocariz. representante de Paraguay

Comité Científico

Presidente Dr. Juan Azorín Nieto, Universidad Autónoma Metropolitana, MéxicoSecretario Dr. Luis Manuel Montano, Centro de Investigación y Estudios Avanzados del IPN, México

MiembrosDr. Arturo Becerril Vilchis, Instituto Nacional de Investigaciones Nucleares, México

Dra. Caridad Borras, Organización Panamericana de la Salud, WashingtonDra. María Ester Brandan, Universidad Nacional Autónoma de México

Dr. Gary D. Fullerton, secretario general de la IOMPDr. Juan José Peña, Sociedad Española de Física MédicaDra. Esther Millón, Sociedad Española de Física Médica

Dr. Carlos E. de Almeida, Universidad do Estado do Río de Janeiro, BrasilDr. Federico Gutt, Laboratorio Secundario de Calibración Dosimétrica, Venezuela

Comité Editorial

Fís. Enrique Gaona, Universidad Autónoma Metropolitana, MéxicoDr. Gerardo Huitrón Bravo, Universidad Autónoma del Estado de México, MéxicoM. en C. Carlos Cañizal Silahua, Universidad Autónoma Metropolitana, MéxicoPrograma Editorial de la Universidad Autónoma del Estado de México, México.

Comité Cursos Precongreso

Protección Radiológica y Garantía de Calidad en el Diagnóstico Médico con Rayos XDra. Maricela Verdejo Silva, Dirección de Riesgos Radiológicos, Secretaría de Salud, México

Dosimetría Termoluminiscente en Aplicaciones MédicasDr. Juan Azorín Nieto, Universidad Autónoma Metropolitana, México

Cursos de Actualización, noviembre 22-25,19981. Programa de Garantía de Calidad en Radiación Externa

Dr. Federico Gutt, Venezuela2. Radiocirugía Estereotáxica

Fís. Luis Schwartmann, Chile3, Principios Básicos de Mamografía

Dr. José Bencomo, EUA4. Imagenología por Resonancia Magnética

Dr. Alfredo Rodríguez, MéxicoDr. Miguel M. Landrove, Venezuela

5. Técnicas de Montecarlo en DosimetríaDr. Alberto Sánchez-Reyes Fernández, España

Comité Curso Regional del OIEADosimetría y Planificación de Tratamientos en Radioterapia

Profr. Dr. Pedro Andreo, OIEAFís. Víctor M. Tovar Muñoz. Instituto Nacional de Investigaciones Nucleares, México

Fis. Miguel Ángel Pérez Pastenes, Instituto Nacional de Cancerología, México

Comité Sesión de CartelesDr. Luis Manuel Montano, Centro de Investigación y Estudios Avanzados del IPN, México

Comité de Premios Estudiantes de PosgradoDra. Caridad Borras, Organización Panamericana de Física MédicaDr. Gary D. Fullerton, Organización Internacional de Física MédicaDr. Bartolomé Ballester Moll, Sociedad Española de Física Médica

Fís. Lila Carrizalez, Sociedad Venezolana de Física MédicaDra. Ma. Esperanza Castellanos, Sociedad Colombiana de Física Médica

Comité de BecasDra. Caridad Borras, Organización Panamericana de la Salud

Profr. Dr. Pedro Andreo, Organización Internacional de Energía AtómicaDr. Gary D. Fullerton, Organización Internacional de Física Médica

Comité Local Universidad Autónoma Metropolitana-XochimüeoSrita. Ma. de Jesús Serna Cerrillo

Comité Instalaciones de la SedeDra. Dolores Gallardo Rincón, Instituto Nacional de Cancerología, MéxicoDr. Jesús Gabriel Franco, Universidad Autónoma Metropolitana, MéxicoDr. Carlos M. López Graniel, Instituto Nacional de Cancerología, México

Lie Aurora Al/aro del Castillo, Asesoría y Servicios Calificados, S.A. de C.V.

Comité Página ElectrónicaD.G. Anal Manning Nájera, Universidad Autónoma Metropolitana, México

Comité Hoteles y Eventos SocialesLie. Aurora Alfaro del Castillo, Asesoría y Servicios Calificados, S.A. de C.V.

Congreso organizado porAsociación Latinoamericana de Física Médica (ALFIM) • Sociedad Española de Física Médica (sefm)

En Colaboración con* Secretaría de Salud de México • Instituto Nacional de Cancerología • Organismo Internacional de Energía Atómica

• Organización Panamericana de la Salud • Organización Internacional de Física Médica> Universidad Autónoma Metropolitana • Instituto Nacional de Investigaciones Nucleares • Universidad Autónoma del Estado de

México • Universidad Nacional Autónoma de México • Dirección de Riesgos Radiológicos, SSA• Comisión Nacional de Seguridad Nuclear y Salvaguardias • Sociedad Mexicana de Radioterapeutas, A.C.

• Centro de Investigación y Estudios Avanzados, IPN • Centro Universitario Contra el Cáncer, UANL• Asociación Mexicana de Física Médica, A.C. • Sociedad de Física Médica de Nuevo León, A.C.

• Sociedades Nacionales de Física Médica de Latinoamérica y el Caribe

Con el Patrocinio de•Med-Tec • Nucletron

* Grupo Venta Internacional, S.A. de C.V. (Leibinger)• PTW • Scanditronix Medical AB

• Kodak • Electrónica y Medicina, S.A.• Siemens • Electrónica 2000, S.A. de C.V.

Cuidado de la Edición a cargo detPrograma Editorial de la UAEM

Primera edición, 1998© 1998, Universidad Autónoma Metropolitana

Prol. Canal de Miramontes 3855, Col. Ex hacienda San Juan de Dios, 14383 - México, D.F.© 1998, Universidad Autónoma del Estado de México

Paseo Tollocan, esq. Jesús Carranza, Col. Moderna de la Cruz, 50180 - Toluca, Edo. de México, México

Permitida la reproducción total o parcial de la obra siempre y cuando se cite la fuente.Los artículos aquí presentados son totalmente responsabilidad de los autores.

ISBN 968-835-419-8

Impreso en MéxicoPrinted in Mexico

Sede:INSTITUTO ciudad de México

•_•*. , .

Enrigue Gaona • Gerardo Buitrón Bravo, Editores

UNIVERSIDAD AUTÓNOMA METROPOLITANACJSÍ rtcri; i! lira:)

UNIVERSIDAD AUTÓ.NOMA DEL ESTADO DE MÉXICOFACULTAD DE MEDICINA

Instituto nacional d€ investigaciones nucleares

ÍNDICE

15

PRESENTACIÓN

Investigación

19

NÚMERO ATÓMICO EFETIVO DO ESMALTEDENTARIO

24

BRAZILIAN SITUATION OF BLOODCOMPONENT IRRADIATION PRACTICE

FOR THE PREVENTION OF TRANSFUSION-ASSOCIATED GRAFT-VERSUS-HOST

DISEASE

Medicina Nuclear

31

ANÁLISIS DE LA UNIFORMIDADTOMOGRÁFICA EN ESTUDIOS DE SPECT

CON EL MÉTODO DE ONDITAS

35

CUANTIFICACIÓN DE LAVASCULARIZACIÓN DE LOS IMPLANTESORBITALES DE HIDROXIAPAT1TA CORALI-

NA CON " mTc-MDP

38

SPECT RENAL CON 99mTc-DMSA.REORIENTAC1ÓN Y PROCESAMIENTO

42 64

HUMAN PHARMACOKINETICS,BIODISTRIBUTION AND DOSIMETRY OFTHE KIT OF MONOCLONAL ANTIBODY

IOR EGF/R3 LABELED WITH99mTc

48

CONTROL DE CALIDAD DELEQUIPAMIENTO EN MEDICINA NUCLEAR.EXPERIENCIA EN EL H.U. DE LA PRINCESA

52

MECHANISM OF UPOSOMEACCUMULATION IN INJURED LUNG: AN

EXAMPLE OF THE USE OF 99mTc-LIPOSOMES IN NUCLEAR MEDICINE

IMAGING

ProtecciónRadiológica

61

CALIBRACIÓN Y DOSIMETRÍA DE LECTURADIRECTA E INDIRECTA

DETERMINACÁO DO EQUIVALENTE DEDOSE AMBIENTAL, H*(d), EM UMA

INSTALACAO DE RADIOTERAPIA

67

IMPLEMENTATION OF PROCEDURES OFRADIOLOGICAL PROTECTION IN THE

SECTION OF RADIOLOGÍA OF THEEMERGENCY HOSPITAL OF OPORTO

ALEGRE-BRAZIL

72

RADIOPROTECAO EM ODONTOLOGÍA:ANÁLISE DAS FACULDADES DE ODONTO-LOGÍA DO ESTADO DO RIO DE JANEIRO

NO TOCANTE AO PESSOAL EINSTALACÓES

75

ELEMENTOS PARA DISMINUIRACCIDENTES RADIACTIVOS

78DETERMINACIÓN DE NIVELES DE

RADIACIÓN POR NEUTRONES EN UNACELERADOR PARA RADIOTERAPIA

83 103

DOSIS ABSORBIDA RECIBIDA PORINFANTES SOMETIDOS A RADIOGRAFÍASDENTALES PANORÁMICAS Y CEFÁLICAS

UN INDICADOR PARA OBJETIVAR LASMEJORAS LOGRADAS EN PROTECCIÓN

RADIOLÓGICA APLICADO A EVALUAR ELACCIONAR DE RADIOFÍSICA SANITARIA

DE SANTA FE-ARGENTINA

Radiología diagnóstica

93

EVALUACIÓN DE DOSIS EN DIAGNÓSTICOPOR TOMOGRAFÍA COMPUTARIZADA

96

MAMMOGRAPHY IN PUBLIC HOSPITALSAT RIO DE JANEIRO : A QUALITY

ASSURANCE PROGRAM

99

NIVELES DE INTERVENCIÓN EN UN PRO-GRAMA DE DETECCIÓN PRECOZ DEL

CÁNCER DE MAMA Y EVALUACIÓN DECUATRO UNIDADES PARTICIPANTES

109

ANÁLISIS DE DOSIS A CRISTALINO ENRADIOLOGÍA INTERVENCIONISTA: A

PROPÓSITO DE UN CASO

115

DOSIMETRÍA CON PELÍCULAS LENTAS ENRADIOLOGÍA INTERVENCIONISTA

119

TASA DE RECHAZO DE PELÍCULAS,DISEÑO DE ESTRATEGIAS Y RESULTADOS

124

DOSIMETRÍA TERMOLUMINISCENTE EN ELÁREA DE RADIODIAGNÓSTICO DEL INNSZ

MODELO CONEXIONISTA PARARECONSTRUCÁO DE IMAGENS

TOMOGRÁFICAS

• Resonancia MagnéticaNuclear

13T

COMPARISON OF FOURIER TRANSFORMAND CONTINUOUS WAVELET TRANSFORMTO STUDY ECHO-PLANAR IMAGING FLOW

MAPS

135

DOMINIO DE EXTENSIÓN ARBITRARIA YEFECTOS DE DISTORSIÓN POR RUIDO EN

ESPECTROS DE RELAJACIÓN T2 EN MRIOBTENIDOS POR INVERSIÓN

ESTOCÁSTICA

140

CARACTERIZACIÓN DE LA MALIGNIDADDE TUMORES DEL SISTEMA NERVIOSO

CENTRAL UTILIZANDO ANÁLISIS DEDIMENSIÓN DE CORRELACIÓN

153

Radioterapia

147

INTERCOMPARAÇÃO DE PROCEDIMENTOSDE CALIBRAÇÃO DE FONTES DE 192lr DE

ALTA TAXA DE DOSE NO BRASIL EPROPOSTA DE UMA NOVA

METODOLOGIA

IMPLEMENTAÇÃO DE UM LABORATORIOPARA MANUTENÇÃO, REPARO E

CALIBRAÇÃO ELÉTRICA DE DOSÍMETROSBASEADOS EM CÂMARAS DE IONIZAÇÃO,

UTILIZADOS EM RADIOTERAPIA

158

APLICACIÓN DEL CÓDIGO MONTECARLOPENÉLOPE A DIVERSOS PROBLEMASDOSIMÉTRICOS EN RADIOTERAPIA

163

DOSIMETRÍA DE ALAMBRES Y RIBBONSINDIVIDUALES DE IRIDIO-192

168

EMPLEO DE DEGRADADORES DEL HAZ ENACELERADORES LINEALES CON FOTONES

DE 10 MV

172

OPTIMIZACIÓN EN BRAQUITERAPIA CONLA IMPLEMENTACIÓN DE LA

RADIOBIOLOGÍA

179

TÉCNICA DE IRRADIACIÓN CORPORALTOTAL: ASPECTOS FÍSICOS

183 207

HAZ EXTERNO DE PROTONES EN ELACELERADOR TANDAR

188

IMPLANTAÇÃO DE UM LABORATORIOPARA CALIBRAÇÃO DE CÂMARAS DE

IONIZAÇÃO TIPO POÇO

191

DIVERGÊNCIA DA FLUENCIA DE FONTESDE Cs-137 USADAS EM BRAQUITERAPiA

195

COMPARACIÓN ENTRE MÉTODOS DECÁLCULO DE TASA DE DOSIS ENBRAQUITERAPIA GINECOLÓGICA

199

COMPARACIÓN DE LA DISTRIBUCIÓNDE LOS DESVÍOS EN LAS DOSIS

ADMINISTRADAS CON Y SIN MÁSCARA ENPROCEDIMIENTOS RADIOTERÁPICOS

202

DETERMINACIÓN DE CURVAS DEISODOSIS EN RADIOTERAPIA USANDO

UN DOSÍMETRO DE ALANINA/ESR

EVALUACIÓN DE LA PROTECCIÓNRADIOLÓGICA Y PROPUESTA DE UN PGC

EN ASPECTOS FÍSICOS PARA UNAINSTALACIÓN DE ROENTGENTERAPIA

213

"PRE-CLINICAL EVALUATION OF A DIODE -BASED IN VIVO DOSIMETRY SYSTEM"

219

IMPLEMENTACIÓN DEL PROGRAMA DEGARANTÍA DE CALIDAD EN UN CENTRONUEVO DE RADIOTERAPIA TOMANDO

COMO BASE TG-40

224

CÁLCULO DE INCERTIDUMBRES EN ELPROTOCOLO DE DOSIMETRÍA PARAHACES DE Co-60 EN RADIOTERAPIA

231

OPTIMIZACIÓN DEL PROCESORADIOTERÁPICO CON CARESTÍA DE

MEDIOS: NUESTRA EXPERIENCIA DE DOSAÑOS

236 258

TÉCNICA DE TRATAMIENTORADIOTERÁPICO DEL CÁNCER DE MAMA

CON ESCASEZ DE MEDIOS

240

INTRODUCCIÓN A LA SIMULACIÓN CONEL CÓDIGO DE MONTECARLO MCNP YSUS APLICACIONES EN FÍSICA MÉDICA

262

TÉCNICA DE TRATAMIENTO DEL CANCERDE PRÓSTATA CON ESCASEZ DE MEDIOS

244

EL PERSPEX EN LAS RUTINAS DEVERIFICACIÓN DEL HAZ EN UN

ACELERADOR

247

COMPARACIÓN DE DOS PROTOCOLOSDOSIMÉTRICOS EN FANTOMAS DE AGUAY SÓLIDO PARA HACES DE ELECTRONES

EN UN CONO DE EXTENSIÓN

251

USO DE UN LECTOR ÓPTICO DIGITAL(SCANNER) PARA ESTABLECER CRITERIOS

DE CONTROL DE CALIDAD EN HACESCLÍNICOS

254

SINOVECTOMÍA POR CAPTURA DENEUTRONES

DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UNDENSITÓMETRO ÓPTICO

COMPUTARIZADO PARA PELÍCULAS DERAYOS - X

267

SOFTWARE MULTIUSUARIO DE CÁLCULORADIOTERAPÉUTICO USANDO UNA RED

DE CÓMPUTO

270

CALIBRACIÓN DE UN ACELERADORLINEAL DE ELECTRONES USANDO

MANIQUÍ DE ACRÍLICO

273

DISEÑO Y FABRICACIÓN DE EQUIPOS YADITAMENTOS PARA UN DEPARTAMENTO

DE RADIOTERAPIA

275

UN MODELO PARA LA DETERMINACIÓNDEL POTENCIAL NOMINAL DE UN

ACELERADOR LINEAL

277 300

UN MODELO BASADO EN LADISTRIBUCIÓN DE FERMI-DIRAC PARA

DETERMINAR EL PERFIL DE DOSIS DE UNHAZ DE FOTONES

279

AVANCES EN DOSIMETRÍA DEELECTRONES DE CAMPOS IRREGULARES

INTERCOMPARACIÓN TLD ENACELERADORES PARA RADIOTERAPIA EN

TRES PAÍSES LATINOAMERICANOS

305

DETERMINACIÓN DE PARÁMETROSFÍSICOS DEL TLD-100

308

TLD

287

SOBRE LOS SISTEMAS DE MEDICIÓN CONDOSÍMETROS DE PLUMA Y LOS

TERMOLUMINiSCENTES

290

PROPOSTA DE UM SISTEMA POSTAL PARAA CALIBRAÇAO DE FONTES DE 192lr, UTILI-ZADAS EM BRAQUITERAPIA DE ALTA TAXA

DE DOSE, COM DOSÍMETROSTERMOLUMINISCENTES DE LiF :Mn :T¡

295

MEDICIÓN DE DOSIS A PIEL UTILIZANDOTLD DE VARIOS ESTUDIOS

RADIODIAGNÓSTICOS EN SAN JOSÉ,COSTA RICA

ANÁLISIS DOSIMÉTRICO PARA HACES DEFOTONES Y ELECTRONES EN IRRADIACIÓN

CORPORAL TOTAL

312

DOSIMETRÍA TL IN VIVO PARA ELCONTROL DE CALIDAD EN RADIOTERAPIA

CON 60Co Y BRAQUITERAPIA DE BAJATASA DE DOSIS

318

MEJORAS EN LA DOSIMETRÍA TL PARARADIOTERAPIA

Otros

325

PREMIOS NACIONALES DE CALIDAD YSISTEMA DE CALIDAD EN HOSPITALES

PRESENTACIÓN

Es un honor presentar a ustedes esta publicación que integra los trabajosrecibidos para el 1er CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARI-BE DE FÍSICA MÉDICA. El Comité Editorial del Congreso recibió más de100 resúmenes, de los cuales 80 fueron aceptados para su presentación,de donde: cerca de 70 trabajos son publicados en estas Memorias; 28 fue-ron seleccionados para presentar trabajos orales; y los demás, para lasdos sesiones de carteles. Se presentaron 11 trabajos de estudiantes de pos-grado como primer autor y se premiaron a los mejores. Se realizó uncurso regional del Organismo Internacional de Energía Atómica, dos cur-sos precongreso y cinco de actualización. Se dictaron 13 conferenciasmagistrales y se llevaron a cabo cuatro mesas redondas.

Los trabajos representan una muestra de los recientes avances de la físicamédica en Latinoamérica, el Caribe y España, los cuales son un indica-dor del nivel de desarrollo de la física médica en estas regiones del mun-do. Así, pues, el Congreso no solamente representa el mayor evento defísica médica de Iberolatinoamérica y el Caribe sino también su consoli-dación y organización regional.

PRESENTACIÓN

Los eventos científicos de este Congreso son el resultado de los esfuerzosde muchos profesionales de la física médica y de personas interesadas,quienes dedicaron muchos días a la organización de las actividades ensus respectivos campos. Nuestro especial agradecimiento al doctor JaimeG. de la Garza Salazar, director del Instituto Nacional de Cancerología;a la doctora Caridad Borras, de la Organización Panamericana de laSalud, al profesor doctor Pedro Andreo, del Organismo Internacional deEnergía Atómica; y al doctor Gary D. Fullerton, secretario general de laOrganización Internacional de Física Médica por su apoyo en la realiza-ción de este Congreso. Queremos agradecer la contribución de cada unade las instituciones y organizaciones nacionales e internacionales queparticiparon, a los ponentes, profesores, asistentes y expositores comercia-les que hicieron de este congreso un acontecimiento histórico.

Creemos que ustedes encontrarán en este libro consejos útiles para la en-señanza, sus investigaciones y la práctica diaria hospitalaria, como refe-rencia del estado actual de la física médica en 1998, en estas regiones delmundo.

Hemos dado a ustedes la más cordial bienvenida y estamos seguros que suestancia en este Congreso servirá para intercambiar experiencias, esta-blecer proyectos de colaboración, realizar intercambios académicos, es-trechar lazos de amistad con colegas y conocer mejor y disfrutar la bellezade la ciudad de México.

Enrique Gaona y Gerardo Huitrón BravoEditores

Noviembre, 1998

MX9900118

NUMERO ATÔMICO EFETIVO DO ESMALTEDENTARIO

/., E. Rodas Duran eMaria do Socorro Nogueira

Departamento de Física e Matemática daFFCLRP-USP14040-901 Ribeirão Preto, SP,Brasile-mail jerduran @ffclrp. usp. br

Resumo

Os números atômicos efetivos Z , sãobastantes utilizados para caracterizar àsinterações da radiação ionizante com amatéria. Em particular para o cálculo do Zde tecidos biológicos e/ou materiaiscompostos, precisamos conhecer asrelações entre as seções de choque dasdiversas interações da radiação com amatéria e os números atômicos Z doselementos constituintes do tecido oumaterial composto. Normalmente a seção

de choque por átomo a a é proporcional aZm. O valor de m depende do tipo deprocesso interativo e da energia dos fótonsincidentes. No caso da interaçãofotoelétrica, os valores de m variaram entre4,698 e 4,799, para energias entre 10 a 200keV. Foi verificado que elementosconstituintes com Z altos (> 20), tiveramuma contribuição maior. Os valores de m,para a interação Compton e espalhamentocoerente, foram calculados de formasimilar. Conhecido os valores de m,podemos calcular os Z parciais de ummaterial composto. Para o cálculo do Ztotal podemos usar alternativas a partir donúmero atômico equivalente

correspondente à seção de choque totalatot,mc d° material composto. Neste

trabalho, para o calculo dos valores do Zcorrespondentes às diversas interações,aplicamos uma regressão linear aos valoresLnaa x LnZ, para diferentes energias. Emgeral, para caraterizar-se um materialsimulador de um tecido ou materialcomposto, precisamos conhecer o Z totalem função da energia. Quando a energiados fótons aplicada ao esmalte dentário,aumenta até algumas centenas de keV, osvalores parciais de Z devido ao efeitofotoelétrico e ao espalhamento coerentecrescem, isto é devido, a que, o esmalte temuma grande concentração de elementoscom Z altos.

Intodução

O cálculo de Z , exige conhecer a relaçãoentre as seções de choque e o númeroatômico Z dos elementos constituintes domaterial composto. A seção de choque

parcial a a por átomo é proporcional a Zm,

ou aa== kZm, onde k e m, são constantesque dependem do processo interativo serefeito fotoelétrico, espalhamento coerenteou espalhamento incoerente. Os valores dek e m, também mudam com a energia dosfótons incidentes. Determinando-se valorespara m, podemos calcular os Z parciais deum material composto, pela relação (1),

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE

\^a^]V(mA) onde <x¡, é o número¡

fracional de elétrons de um elementoconstituinte do material composto. oc¡ écalculado pela relação: a¡ =(oo¡Zj/A¡)/[£(DjZj/Aj]. o)j e A¡ são a

proporção de peso e a massa atômicarespectivamente do i-ésímo constituinte domaterial composto. Também se podedefinir o número atômico efetivo Z , comoo número atômico associado à seção de

choque atômica total afotmcdo material

composto. Conforme foi sugerido por Rao

et al.(2), pode-se calcular afot mc, fazendo-

se uma media sobre os elementos

constituintes do material:

IOCQ¡/A¡]. Onde,

(|i/p)mc e o coeficiente de atenuação demassa do material composto e No é onúmero de Avogadro. Como (u/p)mcdepende da energia E dos fótons incidentes,teremos que, Z=Z (E).

Materiais e métodosA determinação dos elementos constituintesdo esmalte de dente humano, foi feito porRodas e Baffa (3) utilizando-se diversastécnicas experimentais. As amostras deesmalte dentário foram retiradas dediversos tipos de dentes humanos,dependendo da medida a ser feita, foi muitavezes necessário reduzir a amostra a pó.Cuidados especiais foram tomados pararetirar-se a dentina dos dentes. Osconstituintes atômicos do esmalte estãoconcentrados em sua parte mineral e naágua presente neste tecido. Sua parteorgânica foi desconsiderada devido a que, opercentual em que esta presente, da ordemde 1,4% é muito pequeno. Os elementospresentes em maior percentual foram,Oxigênio (O), Cálcio (Ca) e Fósforo (P).Outros elementos também presentes foram:

Hidrogênio (H), Carbono (C), Sódio (Na),Cloro (Cl), Magnesio (Mg), Enxofre (S),Flúor (F) e Potássio (K). Foramencontrados traços de Al, Si, Zn, Sr e Cu. Oprocedimento seguido no cálculo dasfrações de peso de cada constituinte daamostra, dão resultados que tem um bomsuporte experimental, principalmentequando estudamos os efeitos da radiaçãoionizante no material.

Resultados e discussãoPara o cálculo dos números atômicosefetivos Z , associado a cada tipo deinteração da radiação com a matéria, foi

utilizado a relação: [Y a^""1 ]1/(m"1) . Ao

calcular o Z do material compostoutilizamos para cada valor de energia,diferentes valores de m, em cada interação.Os valores de m, correspondentes àinteração fotoelétrica, foram calculados

assumindo-se que, aa = kZm, ou Ln aa °cLnZ. k e m, são constantes para cada valorda energia dos fótons incidentes. Paraencontrar os valores de m correspondentesa cada energia dos fótons, inicialmente

construímos o gráfico Lncra x LnZ,levando-se em conta todos os elementosconstituintes do esmalte dentário. A seguiraplicamos a cada gráfico uma regressãolinear. Os valores de m correspondentes àsinterações incoerente e coerente, foramdeterminados seguindo-se um processosimilar ao caso da absorção fotoelétrica. Natabela 1 mostramos os valores de m paracada tipo de interação.

INVESTIGACIÓN

Tabela 1. Valores calculados de m, para cada tipo deinteração dos fótons incidentes com a matéria a

diversas energias.

E nergia

(KeV)

10

15

20

30

40

50

60

80

100

150

200

m para a interação:

Fotoelétrica

4,698

4,767

4,392

4,478

4,547

4,602

4,625

4,674

4,712

4,769

4,799

Incoerente

0,802

0,857

0,891

0,927

0,947

0,958

0,968

0,979

0,979

0,991

0,994

Coerente

2,457

2,538

2,584

2,638

2,676

2,742

2,719

2,621

2,62

2,645

2,656

Nestes cálculos encontramos que oselementos com Z > 20, tem uma grandecontribuição na absorção fotoelétrica. Nafigura 1, mostramos para três valores daenergia dos fótons incidentes, que ologaritmo da seção de choque devido aoefeito fotoelétrica em função do logaritmodo número atômico dos elementosconstituintes do esmalte, é uma relaçãolinear. Obtendo-se assim para cada valor deenergia, um valor constante para m. Por umprocesso similar encontramos os valores dem correspondentes às interações incoerentee coerente.

L n Z

Fig.l Lna em função de LnZ, onde a (barn/ átomo)é a seção de choque atómica correspondente ao

efeito fotoelétrico

-2,00.Ü

LiZ2.0

Fig. 2 Lna em função de LnZ, onde a(embarn/átomo) é a seção de choque total. Os

valores de a, para os elementos do esmalte, foramtomados das tabelas de Storm(4).

Os valores utilizados para as seções dechoque atômicas, dos elementosconstituintes do esmalte foram retirados dastabelas de Storm et al.(4), para o intervalode energia de 10 a 200 keV. O cálculo dosnúmeros atômicos efetivos correspondentesàs interações incoerente, coerente eabsorção fotoelétrica, foram feitos a partir

Em geral para caracterizar-se ummaterial que simule um material composto,precisamos do número atômico efetivo totalZ . As maiores contribuições ao valor deZ , são os números atômicos efetivos dosprocessos parciais fotoelétrico eespalhamento coerente (5). Para calcular ovalor de Z , procedemos da seguintemaneira: escolhemos um valor Eo para aenergia dos fótons incidentes, econstruímos um gráfico dos valores daseção de choque atômico total em funçãodo número atômico para elementosindividuais. No gráfico colocamos o valor

de ofotmc calculado para a energia Eo, o

correspondente valor do número atômico,será Z o número atômico efetivo do

1ER CONCRESOIBEROLATINOAMERICANO YDEL CARIBE

material composto. Este procedimento foifeito para valores de energia, dentro dointervalo de 10 a 200 keV.

Na figura 2 esta apresentado o gráficoLncr x LnZ correspondente a fótonsincidentes de 60 keV de energia. Nestecaso encontramos para o esmalte umnúmero atômico efetivo de 14,75. A tabela2 apresenta, para diversas energia dosfótons, os correspondentes valores dasseções de choque do esmalte, para asinterações incoerente, coerente efotoelétrico. E apresentado também oscorrespondentes valores das seções dechoque total.

Tabela 2. Seções de choque do esmalte dentário paradiversas energias dos fótons incidentes

Tabela 3. Números atômicos efetivos parciais etotais do esmalte dentário

Energia

(KeV)

10

15

20

30

40

50

60

80

100

150

200

Seção de choque para a interação:

Incoerente

4,486

5,195

5,588

5,942

6,061

6,061

6,021

5,824

5,628

5,155

4,722

Coerente

23,020

14,130

9,445

5,077

3,188

2,200

1,620

0,964

0,642

0,298

0,172

Fotoelétrico

1838,00

570,00

244,00

72,00

29,80

14,90

8,46

3,42

1,69

0,47

0,19

Seção de

Choque

total

1865,0

590,3

259,7

83,0

39,1

23,2

16,1

10,2

7,9

5,9

5,1

ConcluciõesAnalisando-se os valores do númeroatômico efetivo total do esmalteapresentados na tabela 3, podemos ver que,conforme se aumenta a energia dos fótons,os valores do Z total e do Z parcialdevido ao espalhamento incoerente seaproximam. Isto é devido a que, na faixa deenergias que estamos considerando, ainteração dominante é, devido ao efeitoCompton.

Energia

(KeV)

10

15

20

30

40

50

60

80

100

150

200

Número Atômico Efetivo para

interação

Incoerente

12,64

12,71

12,75

12,79

12,82

12,86

12,84

12,73

12,88

12,87

12,87

Coerente

14,57

14,65

14,70

14,75

14,79

14,86

14,83

14,73

14,74

14,76

14.77

Fotoelétrico

16,41

16,45

16,21

16,27

16,31

16,35

16,36

16,39

16,42

16,45

16,47

Número

Atômico

Efetivo

total

14,01

14,79

14,75

15,19

14,79

14,57

14,21

13,86

13,87

12,50

12,21

Na figura 3, apresentamos o gráfico dosvalores parciais e totais de Z em função daenergia dos fótons incidentes. Pode-seobservar que o número atômico efetivototal tem um decrescimento, para energiasacima dos 30 keV. Conforme aumentamosa energia, os valores de Z aproximam-seao Z devido ao efeito Compton. Isto sedeve a que, a contribuição à seção dechoque total, das seções de choque devidoao espalhamento coerente e ao efeitofotoelétrico, tem decrescimento rápido emrelação à contribuição devido aoespalhamento incoerente

INVESTIGACIÓN

Fig 3. Números atômicos efetivos para o esmalteem função da energia dos fótons

1*.O i•i

II

Õ13.Ç

í,,J( \\

f,0 55,0EnerqÍG GC foxn

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MX9900119

BRAZILIAN SITUATION OF BLOODCOMPONENT IRRADIATION PRACTICE

FOR THE PREVENTION OF TRANSFUSIONASSOCIATED GRAFT-VERSUS-HOST

DISEASEE.G. Góes1; J.C. Borges1;D.T. Covas2; I. Motta3

I EE/COPPE - UFRJ- BRAZIL - e-mailgoes@biomag.ffclrp. br- Faculdade de Medicina - USP - RP3 Instituto Nacional do Câncer -Rio de Janeiro - RJ

AbstractTransfusion-associated graft-versus-host disease (TA-GVHD)is a usually complication of transfusion of blood componentcontaining T lymphocytes what recently has also involvedimmunocompetent patient. Gamma irradiation of cellularblood components has been the mainstay against TA-GVHD,nevertheless there is litlle information in the literature aboutcurrent transfusion medicine practices regarding gamma irra-diation of blood prod ucts. This work presents an overview ofthe Brazilian reality and suggests policies to optimize TA-GVHD prevention.

Key Words: blood, irradiation

IntroductionPrior to 1990, graft-Versus-host diseasewas considered a relatively rare adversereaction to blood transfusion in some im-munocompromised recipients. However,this complication is acquiring greater sig-nificance not only for immunocomprom-ised patients but for apparently immuno-competents recipients as well. This changehas been brought about by a number of newdevelopments in blood transfusion and sur-

gical practice, including the increasing useof directed donations from family membersas a safeguard against potential diseasetransmission form random donors.

TA-GVHD induced through allogeneicblood transfusion is a serious problem forimmunocompromised patients, being fatalin more than 90% of the cases (1). The Tlymphocytes from the donor's blood prolif-erate and differ in answer to antigen of dis-tinct histocompatibility. The T cells itselvesor secondary mechanisms attack therec

INVETICACIÓN

tor cells, determining the appearance ofTA-GVHD, which prevention requires thatT cells (helper and suppressor) are elimi-nated from the blood components to betransfused. The limen T cells concentrationneeded to stimulate the appearance of TA-GVHD is not known, although the innu-merable experiments with animals andclinical experiments. From the results ob-tained with animal samples, estimates that aminimum of 107 lymphocytes per kilogramof receptor weigh must be necessary to in-duce the disease. In human beings, a lowconcentration like 8xlO4 lymphocytes havecaused lethal GVHD (2). Based on humanclinic experiences, suggests that an amountof 104 to IO5 T cells per kilogram would beenough to cause TA-GVHD. The variancein threshold numbers of T cells necessaryto incite the GVHD reaction may be attrib-utable to the varying degrees of HLA (Hu-manus Leukocytes Antigens) disparity in-volved in the marrow transplant conditionsstudied. This way, a small amount of Tcells can be enough to cause a reaction incases of HLA-mismatched marrow graftingas opposed to cases involving HLA phe-notypic identity between donors and re-ceptors. Also it is possible that difficultiesin quantify a very low number of residualconcentration of T cells to be the cause ofdifference between the limen related. So,would be necessary to remove from theblood components all the T cells, physicallymeasurable, to avoid completely a GVHDassociated to transfusion. However, untilnow, does not exist any method capable toexecute this level of leucoreduction. Aextended storage to 4° C, glycericolization,freezing at -70° C and subsequent deglyc-ericolization could reduce 1-2 logio of theleukocytes existents, but doesn't elimenatethem totaly, being these remaining cellsshowed mitoticly active. The use of secondand third generation filters doesn't get alower leucoreduction than 3-4 logto, beingthe lethal DEVH cases registered after a

transfusion of red cells administrated bythese filters.

The irradiation tecnique of the bloodcomponents with gamma rays (that comefrom sources of 137 Cesium of specificirradiators to blood and cobalt teletherapyequipments) and x-rays of linears accelatorsis the only one available that, depending onthe irradiation dose, is capable to eliminatecompletely the lymphocytes mitotic poten-cial. However, due to high doses needed(15-35 Gy) and the short interval (minutes)where must be administrated to blood com-ponents to avoid their deterioration, theirradiation equipments used need sourceswith high activities (24 to 96 TBq). Withthis, the armoring requisites become criticand the final cost reaches very highamounts, inaccessible to most of the Bra-zilian Institutions. This work shows astudy of the Brazilian reality on the field ofblood irradiation and one alternative tosolve this problem through a proposal tobuild a national irradiator using exhaustedsources of cobalt teletherapy.

Materials and methodsFor an appropriate diagnostic of the presentsituation of blood irradiation in the country,was necessary to appraise the demand andoffer of this job. On the offer's side, ap-peals to the National Nuclear EnergyCommission. For this, was searched in-formation about the quantity, geographiclocalization and initial activity registered ofthe cobalt teletherapy units in the country.On the demand's side, was appraised aboutthe Brazilian reality on blood irradiation,through a survey on the 56 regional hemo-center in the country. Using this methodol-ogy was permited to know a Brazilian real-ity in the blood irradiation field on the fol-lowing aspects:

1ER CONCRESOIBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

1) If the institution utilizes irradiated bloodand if it has own means to do it.2) The irradiation methods utilized.3) The irradiation details as far as dosesused, type, volume and demand of irradi-ated components.4) The methodology used in the qualitycontrol of process, product and equipments.5) The alternatives to specific irradiation.

ResultsFrom the 56 surveys sent to regional hemo-centers, 28 (50%) returned and were anal-ised. Observed that:

1) Irradiation facilities: a) 2 institutionsutilize specific irradiators for this; b) 4 in-stitutions have the local facility to irradiateits blood components ( x-rays of linear ac-celarators or gamma rays of cobalt ther-apy); c) 1 institution doesn't have localfacility and utilizes other hospitals for itsirradiation needs.2) Irradiation doses used: a) 2 institutionsirradiate the blood components with dosesbetween 15 to 20 Gy; b) 4 institutions irra-diate the blood components with dosesbetween 21 to 25 Gy; c) one institution ir-radiates the blood components with dosesbetween 26 to 30 Gy.3) Total units of irradiated blood and previ-sion of demand increasement: 782 bloodunits have been weekly irradiated by thisinstitutions with increasement previsionhigher than 30% on the next 3 years.4) Quality control: 2 institutions do thequality control of the blood componentsirradiated and only one does the equipmentquality control.

Based on the survey done on the Na-tional Nuclear Energy Commission, aboutthe geographic localization of radiotherapyservices, showed that 63 % of the regionalhemocenters could have its blood compo-nents irradiated for the teletherapy services.

ConclusionsThe Graft-Versus-Host Disease associatedto blood transfusion is a hard disease todiagnostic, rare (for a homozygotic popula-tion happens, approximately, one case in600 heart surgery) although fatal in mostcases. Recent studies(3) have shown thatthe disease does not restrict to immuno-compromised patients, but manifests inimmunocompetent patients and, also inthose that suffer autologous transfusions.This shows the necessity to adopt a meth-odology to prevent the disease. The Bra-zilian situation in the blood irradiation fieldshowed similar results to the ones recentlypublicated by members of the Blood BankAmerican Association (4). In this studyverified: a) a heterogenity in the dosechoice to inactive the lymphocytes; b) thatonly the big hematology centers have facil-ity to blood irradiation. This heterogenityin the dose choice is attributed to the fact ofnot knowing the lymphocytes quantity nec-essary to develop the disease.

A Cesium-137 irradiator cost approxi-mately $ 200,000 and clearly, not everyregional hemocenters could absorb thiscost and would have to give up other facili-ties to irradiate its blood components. Thiswould be able to get through a nationalprogram of blood irradiation with an alter-native to solve the problem through theconstruction of irradiators that uses ex-hausted sources by the cobalt therapyservices.

AcknowledgmentsThis research was supported by FundaçãoHemocentro de Ribeirão Preto/USP andCNPq.

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MX9900120

ANÁLISIS DE LA UNIFORMIDADTOMOGRÁFICA EN ESTUDIOS DE SPECT

CON EL MÉTODO DE ONDITASAmalia Pérez, RosaPiotrkowski, GuillermoLa Mura, Eduardo Serrano

Escuela de Ciencia y Tecnología.Universidad Nacional del General San MartinCalle 91, N°3391, (1652), San Martín, Pcia. de BuenosAires, Argentina.E-mail: Amalia.Perez@unsam.edu.ar

IntroducciónEn relación a la cámara gamma, el desarro-llo del SPECT significó la obtención deimágenes con mejor contraste. Lesionesque en los estudios planares pasaban inad-vertidas, pudieron ser diagnosticadas a par-tir de la obtención de cortes tomográficos,donde los fenómenos de superposición deestructuras quedan reducidos al espesor delcorte.

Esta nueva técnica de la medicina nu-clear no permitió, sin embargo, cumplir conel anhelo de la cuantificación absoluta delas imágenes. A los inconvenientes origi-nales derivados de los fenómenos físicos(atenuación, radiación dispersa y carácterestadístico de la radiación) y los técnicos,(inhomogeneidad de respuesta del detectory el colimador), se sumaron otros relativosa la nueva tecnología del SPECT.

La Uniformidad Planar (UP), uno de losparámetros determinantes de la calidad dela imagen en la cámara gamma, repercutefuertemente en el valor de la UniformidadTomográfica (UT) del SPECT. Por estarazón es que las exigencias sobre el valorde la UP en un sistema SPECT son mayo-res que en una Cámara gamma.

Un sistema SPECT, de órbita circular y

colimador de agujeros paralelos presenta unpatrón de inhomogeneidades típico "artifi-cios", círculos concéntricos centrados en eleje de rotación del sistema. La importanciade estos artificios en la degradación de laimagen depende de la magnitud de la UP yde su variación con la rotación del cabezal,la localization de la zona del campo afecta-do por esa inhomogeneidad de respuesta yla medida del órgano de estudio.

El problema fundamental es que estos"artificios", claramente apreciables cuandose analiza la uniformidad tomográfica en elcorte transversal de un fantoma tomográfí-co, no lo son cuando se efectúan estudiosclínicos con ese mismo equipo. Los artifi-cios están presentes pero pasan desaperci-bidos en la complejidad de la imagen ypueden ser confundidos con patologías quese caracterizan por deficiencias de capta-ción del radioisótopo.

Se suele evaluar la UT a través de laUniformidad Integral -UI (%)-, parámetroque determina el contraste entre las zonasde mayor y menor intensidad en una ima-gen de una fuente uniforme.

Esta forma de cuantificación de la uni-formidad no es suficientemente representa-tiva en el caso tomográfico puesto que no

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

se considera la presencia de los anillos.El análisis de señales en función de sus

componentes frecuenciales ha servido paraprofundizar el conocimiento de las mismasy tomar acciones más eficaces para su pro-cesamiento. La transformada onditas -wa-velets- es una herramienta poderosa cuandono sólo se quiere conocer esos componen-tes sino que también es importante ubicar-los posicionalmente.

En el caso de las imágenes -señales bi-dimensionales- esta transformada permiteconocer en cada punto de la misma la in-tensidad de los diferentes componentes. Deesa forma es posible segregar detalles pocosignificativos o ruido de estructuras u otrosobjetos de interés con mayor índice de pre-cisión.

ObjetivoEn este trabajo se propone la aplicación dela transformada en onditas para evaluar lascaracterísticas de los niveles frecuencialesde la imagen de un corte transversal de unafuente de distribución homogénea de acti-vidad.

El objetivo es comprobar si es posibleseparar los distintos factores que determi-nan las características de esta imagen: faltade corrección por atenuación, presencia delos anillos y ruido estadístico, en los dis-tintos niveles de resolución frecuencial.

Material y métodosAdquisición y procesamientotomográficoSe obtuvieron imágenes tomográficas de unfantoma cilindrico, sin insertos, de 22 cmde diámetro y 25 cm de largo, conteniendouna dilución homogénea de 500 Mbq de99m -Te.

El estudio se efectuó en un SPECT mo-nocabezal equipado con colimador LEAP(Low Energy All Popousse). La UP delsistema fue de 3.8%.

Se adquirieron 64 imágenes de 500k

cuentas, en matriz de 64 x 64 sobre 360° yventana centrada del 10%.

En la etapa de reconstrucción tomográfi-ca se aplicó un filtro Ramp con una fre-cuencia de corte de 1 Nyquist.

No se aplicó la corrección de uniformi-dad por el método de Chang, disponible enel equipo, para dejar en evidencia la in-fluencia de este fenómeno en la imagentratada por la transformada onditas.

Aplicación de la transformada onditasLas imágenes fueron procesadas mediantelas clásicas onditas de Haar que permitenalcanzar los objetivos arriba mencionadoscon un mínimo de complejidad computa-cional. Los respectivos programas fueronimplementados en MATLAB.

Se segregaron los diferentes componen-tes de escala que corresponden a sucesivasoperaciones de filtrado

ResultadosLa figura 1, (columna derecha: en primerlugar la imagen analizada; luego en ordendescendente los componentes frecuencialesdiscriminados por niveles. Columna iz-quierda: perfiles en la zona central de cadaimagen) permite observar claramente queen los distintos niveles frecuenciales seencuentra diferente tipo de información.

Según nuestra interpretación, comen-zando desde el último nivel, el tercero, en-contramos solamente la depresión típica delas imágenes no corregidas por el fenómenode atenuación. En el segundo, es posibleobservar los anillos y la información conte-nida del tercer nivel. En el primer nivel,están contenidos los dos últimos más unavariación típica del ruido de la imagen.

Es decir que cada nivel contiene un tipode información propia más la contenida entodos los niveles de mayor frecuencia.

MEDICINA NUCLEAR

Imagen de

O 5 10 15 20 25

Primer

Segundo15

10 N A\ r

Tercer

1 1

BibliografíaLos resultados obtenidos permiten postularque es posible discriminar la presencia delos diferentes factores mencionados quemodifican la imagen según niveles de fre-cuencia en la transformada de onditas.Estimamos que estos resultados son promi-sorios para:a) Desarrollar técnicas de evaluación cuan-titativa dela UT.b) Encontrar mecanismos de corrección enla separación frecuencial por niveles deresolución.

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,s

MX9900121

CUANTIFICACION DE LA VASCULARIZACIÓNDE LOS IMPLANTES ORBITALES DE

HIDROXIAPATITA CORALINACON ""Tc-MDP

José L. Rodríguez, María E. Sola-no, Ivette Alvarez, Gildo Pérez.

Centro de Investigaciones Clínicas34 # 4501 e/45 y 47 Kohfy, Playa, C. Habana, Cuba

ResumenEl uso de los implantes oculares de hidro-xiapatita se ha incrementado en los últimostiempos debido a que son bien tolerados porel organismo y que al integrarse muestranuna buena movilidad del ojo artificial conmuy pocas complicaciones. La gammagra-fía con 99mTc-MDP puede ser utilizadapara la evaluación de la vascularización y lacuantificación relativa de la misma en estosimplantes. En este ensayo piloto fueronestudiados 10 sujetos normales y 37 pa-cientes que tenían un implante de hidroxia-patita coralina cubana (CORALINA HAP-200). La gammagrafía con 99mTc-MDP serealizó entre 4 y 18 meses después de lacirugía, se obtuvieron imágenes planas envista anterior, fue medida la vasculariza-ción del implante y fue calculado para cadacaso el índice de captación relativo (ICR) apartir de dos regiones de interés circularesoculares. Como resultado todos los pacien-tes toleraron el implante sin complicacio-nes; la relación de la actividad del implanterespecto a la región contralateral fue de2.31 ± 0.63 (media ± SD) con un rango de1.17-4.09. La relación entre la captaciónintraorbital izquierda y la derecha en lossujetos normales fue 1.01 ± 0.06 (media ±SD). En conclusión obtuvimos que el ICR

puede ser muy útil para medir el nivel deintegración de este tipo de implante. Ade-más, se comprobó que los implantes conhidroxiapatita coralina cubana mostró unnivel aceptable de integración en todos lospacientes.

IntroducciónEn los últimos años, se ha generalizado eluso de los implantes oculares esféricos dehidroxiapatita para reemplazar el volumende la cavidad orbitaria a partir del empleode diferentes técnicas quirúrgicas (eviscera-ción, enucleación y en cavidades antiguas),esto es debido fundamentalmente a que sonbien tolerados por el organismo, teniendouna alta biocompatibilidad y además, que alintegrarse muestran una buena movilidaddel ojo artificial respecto al contralateral

(1).Por otro lado, estos implantes tienen

muy pocas complicaciones posquirúrgicos(2), con un bajo grado de infección y deextrusión comparado con otros tipos deimplantes.

La vascularización y por consiguiente, latotal integración del implante al tejido or-bital es un parámetro muy importante paraconocer el momento adecuado para el aco-plamiento del ojo artificial al implante ya

\J

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

integrado. Existen varios métodos no inva-sivos para la evaluación de la misma(RMN, SPECT, gammagrafía planar) (3-5).A partir de la gammagrafía con 99mTc-MDP algunos autores reportan una cuanti-ficación relativa de la vascularización inde-pendientemente del observador (6).

El objetivo de este trabajo fue determi-nar el nivel de integración del implanteocular de hidroxiapatita obtenida a partir decorales marinos de la plataforma insular deCuba (H.A.P. - 200 CORALINA) (7) y unanálisis cuantitativo de la vascularizacióndel mismo en un grupo de pacientes y com-pararlo con un grupo de sujetos normales.

Materiales y métodosComo parte de este ensayo piloto se estu-diaron 10 sujetos normales y 37 pacientes(7 mujeres y 30 hombres) con implantes dehidroxiapatita coralina cubana(CORALINA HAP-200) de diámetros entre18 y 21 mm. Las técnicas empleadas para elimplante fueron la enucleación (10 casos),la evisceración (16) y en cavidades antiguas(11). La edad promedio fue de 28 años[rango de 11-57 años].Se realizó la gammagrafía con 99mTc-MDP entre 4 y 18 meses posteriores a lacirugía en un sistema SPECT SophycameraDS7 con un colimador de alta resolución ybaja energía, el pico energético fue centra-do en los 140 KeV con una ventana de un10%. Se obtuvieron imágenes estáticas enformato de 256*256 en vista anterior, a las2 horas después de la inyección intravenosade 740 MBq (20 mCi) de 99mTc-MDP. Laparada de cada adquisición se realizó porconteos (1000 kiloconteos). Los pacientesfueron ubicados en posición supina en lacamilla tomográfica y el detector fue posi-cionado a la altura de la cabeza del pacienteen vista anterior.

Posteriormente se procesaron las imáge-nes, sin filtrarlas y sin restar ningún nivelde fondo, en cada imagen se analizaron dos

regiones de interés circulares de 21 puntos(5 de radio) ubicadas la primera en la zonadel implante y la segunda sobre la órbitacontralateral en el caso de los pacientes; enlos sujetos normales la primera región deinterés se situó en la zona orbitaria izquier-da y posteriormente en la derecha. Fue re-gistrado el total de cuentas de cada una deestas regiones y se calculó el índice decaptación relativo (ICR) como la relaciónentre el total de actividad de la primera re-gión de interés respecto a la segunda. Losresultados cuantitativos se registraron comola media ± la desviación estándar. Se utilizópara el análisis estadístico el test de Stu-dent.

ResultadosTodos los pacientes incluidos en el estudiotoleraron el implante sin complicaciones; elexamen visual-de las imágenes mostró entodos los casos analizados un aumento de lacaptación en la zona del implante corrobo-rado posteriormente a partir del ICR calcu-lado. La relación de la actividad de la re-gión de interés del implante respecto a laregión contralateral (ICR) fue de 2.31 ±0.63 (media ± SD) con un rango de1.17-4.09. El valor del ICR fue diferente sise analizan las técnicas quirúrgicas emplea-das (tabla I), siendo la enucleación la quetuvo un coeficiente mayor. La relación en-tre la captación intraorbital izquierda y laderecha en los 10 sujetos normales fue 1.01± 0.06 (media ± SD). Los valores obtenidosse corresponden con lo reportado en la lite-ratura (6).

MEDICINA NUCLEAR

Tabla I. Valor del índice de captación relativo según

las técnicas quirúrgicas empleadas.

Técnica

quirúrgica

ICR

Promedio

Enucleación

3.12

Evisceration

1.62

Cavidad

Antigua

2.72

ConclusionesComo se ha podido constatar con nuestroestudio, la gammagrafía con 99mTc-MDPpuede ser de gran utilidad en el análisis dela vascularización del implante como unmétodo rápido y no invasivo. Se demostróque el ICR puede ser de gran utilidad en laevaluación del nivel de integración de estetipo de implante que de otra forma podríaser muy engorroso e inexacto y provee alespecialista de un valor indicativo de laprogresión de la vascularización. Además,se comprobó que los implantes con hidro-xiapatita coralina cubana tienen un nivel deintegración elevado en todos los pacientesque formaron parte del estudio.

AgradecimientosLos autores desean agradecer a CORA-LINA (CNIC, Cuba) por el apoyo brindadoa la investigación con el aporte de las esfe-ras de hidroxiapatita coralina cubanaCORALINA HAP-200.

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MX9900122

SPECT RENAL CON "mTc-DMSA.REORIENTACIÓN Y PROCESAMIENTO

José L. Rodríguez,Alejandro Perera,Roberto Fraxedas.

Centro de Investigaciones Clínicas,34 # 4501 e/45 y 47 Kohly, Playa,C. Habana, Cuba.

ResumenPara el estudio de diferentes afeccionesrenales con repercusión en el parénquimaes ampliamente usada la gammagrafíaplana con 99mTc-DMSA, aunque no así latécnica de SPECT. En general, la diferenteinclinación y orientación de los ejes longi-tudinales de ambos ríñones en los pacientesconlleva a una alta variabilidad en la detec-ción de los diferentes tipos de defectos y aun posible diagnóstico equívoco. Con vistasa esto se desarrolló en nuestro centro unametodología para la reorientación automa-tizada de los diferentes volúmenes renalesobtenidos por SPECT y su posteriorprocesamiento, obteniéndose como resul-tado un software con un alto grado de inde-pendencia del operador.

De esta forma se logra una estandari-zación del procedimiento y nos permite,con mayor rigor, realizar estudios evolu-tivos de los pacientes.

IntroducciónEn los últimos tiempos la gammagrafíarenal con 99mTc-DMSA ha sido amplia-mente usada no sólo para el estudio de dif-erentes tipos de lesiones pielonefríticas(1,2), sino también en el diagnóstico deotras patologías renales (3,4).

En la evaluación de este tipo de lesionesgeneralmente se pueden determinar dostipos de defectos, los de tipo inflamatorios

que se reflejan en las imágenes como una ovarias zonas de hipofij ación sin alteracióndel contorno externo y los de tipo cicatrici-ales que provocan deformaciones en elparénquima renal de carácter irreversible.Debido a que cada tipo de lesión llevaaparejado un pronóstico diferente, es im-portante determinar lo más exactamenteposible la presencia de uno u otro tipo dedefecto.

En trabajos recientes se ha visto queexiste una diferencia en el número de de-fectos entre Tomografía Computarizada deEmisión de Fotón Único (SPECT) con99mTc-DMSA y las imágenes planares (5)lo que pudiese estar en correspondencia conuna mayor sensibilidad, mejor relación ór-gano-fondo y una resolución espacial altaque caracterizan los estudios de SPECT (6).

Por otro lado, tanto en los estudios pla-nos como en las imágenes de SPECT, lainclinación de los ejes longitudinales de losríñones respecto al plano en el que se re-aliza la adquisición, puede afectar en al-guna medida la detección y clasificación decada tipo de defecto ya que los cortes quese obtienen quedan con cierta inclinaciónque dificulta la valoración exhaustiva de lapatología a estudiar. Algunos autores hantrabajado en el análisis de los cortes to-mográficos teniendo en cuenta la reorien-tación de cada riñon (7).

MEDIOANA NUCLEAR

Debido a todo lo anterior, nos dimos a latarea de obtener una metodología a partir deun software que reoriente de forma auto-matizada los volúmenes de cada unidadrenal por separado hasta una posiciónestándar a partir de la cual se pudiesenanalizar los defectos y realizar un análisiscualitativo de los defectos encontrados porambas técnicas.

Materiales y métodosPara elaborar el algoritmo en cuestión serealizó un software empleando lenguajesFORTH y ensamblador de la CPU Mo-torola 68020 sobre una estación de trabajoy procesamiento de imágenes SOPHY-20P,esta última está conectada a una cámaragamma con sistema SPECT (Sophyc ameraDS7, Sopha Medical).

Etapas del algoritmoSe tomaron como datos de entrada loscortes no reorientados obtenidos a partir dela reconstrucción de los estudios tomográfi-cos.

El procedimiento que se realizó en cadariñon por separado, debido a su diferenteorientación espacial, constó de tres etapas:

1. Centrado geométrico.2. Rotaciones en los planos frontal y

sagital.3. Rotación axial.

Centrado geométricoEn la primera parte se creó una máscaratridimensional que envuelve al riñon ypermite trabajar con los valores de esteúltimo excluyendo la actividad extrarrenalsignificativa. A cada punto del volumencon valor diferente de cero le fue asignadoel valor " 1 " y el resto "0", obteniéndose deesta forma una matriz tridimensional ho-mogénea donde el volumen renal estabarepresentado por el valor unitario. A partirde aquí se obtuvo el valor del centro de

gravedad de estos cortes que correspondecon el centro geométrico del volumen renalen cuestión. El centro de coordenadas setrasladó hasta este punto así hallado.

Rotaciones en los planos frontal y sagitalPara analizar la inclinación en estos planosse utilizó una imagen "suma" resultado dela proyección de todo el volumen renalcentrado en cada uno de estos planos, setomaron los valores del contorno interno deestas proyecciones y a partir de una regre-sión por el método de mínimos cuadradosse ajustaron a los valores de una línea rectaque coinciden con los del eje antes mencio-nado, se calcularon los ángulos de incli-nación de ésta respecto a la vertical paraposteriormente rotar todo el volumen a unainclinación estándar.

Rotación axialUna vez que el volumen analizado fue ro-tado en los planos sagital y frontal, se to-maron varios cortes de la zona media delriñon, representativos de la pelvis renal, losmismos fueron sumados hasta obtener lamejor delineación de esta última. A partirdel centro de rotación se realizaronbúsquedas radiales lineales en diferentesdirecciones (64), sumando el valor de losconteos de cada punto interceptado por estalínea. La dirección con el menor valor totalde conteos se tomó como la posición me-dia de la pelvis renal, se calculó el ánguloentre ésta y el plano frontal. Todos loscortes axiales fueron rotados en este án-gulo.

Después de obtener ambas imágenespara un riñon, se procedió a aplicar lamisma secuencia de pasos al riñon contra-lateral.

Validación del algoritmoPara la validación y puesta a punto del al-goritmo se tomó una muestra de 35 pa-cientes (64 unidades renales) con criterioclínico de pielonefritis aguda, a los que se

/ ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

les administró 5 mCi (185MBq) de 99mTc-DMSA (CENTIS, Cuba) y se adquirieronvistas planares y tomográfícas de 2-3 horasposadministración con el sistema SPECTexpuesto anteriormente, equipado con uncolimador de bajas energías y alta resolu-ción. La adquisición de las imágenes planasse realizó en formato de 128*128 pixelscon un minuto de duración y aproximada-mente 300*103 cuentas cada una, en proy-ecciones posterior y oblicuas posteriores a45°. La adquisición de las imágenes to-mográfícas se hizo en una matriz de128*128 pixels a 10 segundos por vista conun total de 128 proyecciones. Las imágenesfueron reconstruidas por el método de laretroproyección filtrada con un filtro But-terworth 4/16 (orden 4, frecuencia de corte0.25 ciclos/pixel). Se realizó substracciónde fondo para delimitar los contornos re-nales claramente, el valor promedio delmismo fue alrededor del 10% del máximode actividad. De esta reconstrucción se ob-tuvieron los cortes axiales, frontales ysagitales sobre los que aplicamos el algo-ritmo.

Finalmente se analizó la concordanciaentre las imágenes planas y las tomográfí-cas posprocesamiento teniendo en cuenta suclasificación en defectos de hipofijación ode contorno y su ubicación topográfica porun grupo de tres observadores diferentes,quienes a su vez calificaron de buena,regular o mala la reorientación en sí.

El procesamiento estadístico de los re-sultados se realizó en el sistema SPSS/Wusando el test de Wilcoxon con un nivel designificación de 0,05.

Resultados y discusiónSe implemento un algoritmo en lenguajeForth con poca dependencia del operador yuna gran reproducibilidad entre los mismos,el mismo muestra al final delprocesamiento los cortes tomográficos enlos diferentes planos con una orientación

estándar. El programa así obtenido resultótener una interfase amigable y de fácilmanejo por los operadores. El grupo de tresobservadores independientes calificaron debuena la reorientación de todas las unidadesrenales.

Al analizar el número total de lesiones sedetectaron 151 defectos en imágenes planasy 153 en las tomográfícas, con una concor-dancia topográfica del 79,2 % (p<0,05).Esto es una medida de la similitud en ladetectabilidad de los defectos por ambastécnicas. La diferencia en la concordanciatopográfica se hace marcada al separar laslesiones por su tipo: 67,7% en el caso de lashipofijaciones y sólo 26,2% para las decontorno. De forma general se detectaronmás defectos de hipofijación en imágenesplanas y de SPECT sin reorientar, que enlas reorientadas, de forma contraria sucediócon las lesiones de contorno. Algunosautores han reportado que el uso delSPECT para detectar la presencia de dañopermanente del parénquima renal es másefectivo que las imágenes planares aunqueaún no existe consenso al respecto (7-11).Todo esto debe estar relacionado con ladiferencia en el contenido de la frecuenciaespacial de ambas técnicas.

ConclusionesEl software obtenido de esta forma consti-tuye toda una metodología de procesa-miento del SPECT renal con un alto gradode independencia del operador. De estaforma se logra una estandarización del pro-cedimiento, aumentar las potencialidades yuso de los sistemas SPECT en la nefrologíanuclear y nos permite, con mayor rigor,realizar estudios evolutivos de los pacien-tes.

MEDICINA NUCLEAR

i a

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MX9900123

HUMAN PHARMACOKINETICS,BIODISTRIBUTION AND DOSIMETRY OF THE

KIT OF MONOCLONAL ANTIBODY IOREGF/R3 LABELED WITH

Leonel A. Torres, Mayra Ramos,Alejandro Perera,Abel Hernández, N.Iznaga, María E.

Solano, Jvette Alvarez, José L Rodriguez.Centro de Investigaciones Clínicas34 #4'50i e/45y47Kohly, Playa, C. Habana, Cuba

AbstractThe aim of this work was to assess the human pharmacoki-

netics, biodistribution and dosimetry of the Tc-labeledMAb ior egf/r3. Five patients were included in the biodis-tribution and dosimetric studies and three in the pharmacoki-netic analysis. Multiple blood and urine samples were col-lected and sequential anterior and posterior whole-body scin-tigraphies up to 24 hr post-injection were performed to all pa-tients. The internal radiation dosimetry was estimated fromgamma camera imaging data using the methods developed bythe Medical Internal Radiation Dosimetry (MIRD) committee.Raw data were computed from operations between gamma-graphic images and regions of interest (ROI) using the Bio-Dose software and time-activity curves were calculated in or-der to determine the residence times of the source organs. ThePharmacokinetics and Biodistribution results showed that thiscompound have a biexponential plasmatic and blood clear-ance with a rapid biodistribution phase of 9.1 ± 8.4 min and12.2 ± 4.4 min, respectively, and a slower elimination phaseof 6.6 ± 1.6 hrs and 10.8 ± 6.8 hrs, respectively. The urinaryand hepatobiliary excretion showed 4.7 ± 0.4 % and 9.9 ±1.8% of the total administered dose, eliminated by these ways.Liver was the target organ of this product and had an uptakepeak at lhr post-injection (61.2%) and a great retention of theMAb (FA eff = 5.3 hr, TlÁ Biol.= 45.0 hr). The dosimetric re-sults showed that liver, gallbladder and spleen received thehigher absorbed. The effective dose and the effective equiva-lent dose were l,2E-01 mSv/MBq and 9,2E-02 mSv/MBq re-

MEDICINA NUCLEAR

spectively. These results allow to se the ior egf/r3 kit in a safeand controlled way.

IntroductionNowadays the cancer of epithelial originconstitutes one of the first causes of deathall around the world. That kind of tumors,like cancer of lung, digestive track, breastand others, have a 10-30-fold overexpres-sion of the epidermal growth factor recep-tor (EGFr). On the basis of these findings,monoclonal antibodies (MAbs) able to rec-ognize the EGFr and to block its kinaseactivation, have been developed for thetherapy and diagnosis of that kind of tu-mors (1).

The MAb ior egf/r3 developed in theCenter of Molecular Immunology (Havana,Cuba) is a murine IgG2a, capables to rec-ognize the human EGFr with high affinity(Kd = 10"9-10~10). In recent years radioim-

munodetection (RAID) with 9 9 m Tc labeledmonoclonal antibody (MAb) ior egf/r3 be-came of increasing importance in the diag-nosis of tumors from epithelial origin. Toestimate the value of the antibody it is im-portant to consider not only the detection ofthe tumor but also the radiation exposure ofthe patients.

Methods developed by the Medical In-ternal Radiation Dose (MIRD) Committee(Loevinger et al, 1988) were used to calcu-late mean doses to models representingvarious organs and tissues in order to allowthe evaluation of the risks associated to theadministration of radiopharmaceuticals fordiagnostic purposes.

The main aim of this study in patientswas to assess the human pharmocokinetics,

biodistribution and dosimetry of 9 9 mTc-MAbioregf/r3.

Materials and methodsPatients

The 99mTc-ior egf7r3 was administered tofive patients (4 females and 1 male), agedfrom 58 to 69 years (mean age 63.0±4.2years). The weight and height mean valueswere 71.6Ü4.1 kg and 161±66cm respec-tively. All patients gave informed consent.Three of them had primary tumor withouttreatment and two were suspected of havingrecurrences after surgery. All lesions wereconfirmed by biopsy (4 adenocarcinomas ofrectum and one carcinoma of annal canal).

Monoclonal antibody kit andradiolabelingThe ior-egf/r3 MAb kit contains a highlyspecific murine IgG2a isotype antibody,which recognizes human epidermal growthfactor receptor (h-EGFr). It was producedin the Center of Molecular Immunology(Havana, Cuba) by standard hybridomatechniques as previously described Fernan-dez etal, 1989(1).

The freeze dried, sterile and pyrogenfree kit was obtained according to theSchwarz's method (2,3). Each vial con-tained 3mg of MAb. Kits were labeled with45 mCi (1.66 GBq) of pertechnetate from

the 9 9 mMo/9 9 mTc generator (Amertec II,Amersham, UK). The eluate was usedwithin 2hrs of elution and was obtainedfrom a sterile generator eluted within theprevious 24 h. Activity was measured in adose calibrator (Comp-U-Cal II, VictoreenInc,USA.)

IER CONGRESOIBEROAMERICANO YDEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Quality control and radiopharma-ceutical administrationThe labeling efficiency was assessed byascending chromatography developed intwo chromatographic systems: 0.9% so-dium chloride solution and methyl ethylketone (MEK). The samples were appliedon Whatman 3MM 1x10 strips and imme-diately placed in development tanks. Afterthat, the strips were dried and the distribu-tion of activity was determined using a ra-temeter (SR8, Nuclear Enterprises, UK).The radiopharmaceutical was injected in-travenously through an antecubital vein.The administrated dose was 1485.1 ± 86.3MBq (mean ± SD), measured using a dosecalibrator (Comp-U-Cal II, Victoreen Inc,USA).

PharmacokineticsFollowing intravenous injection, 3-4 ml ofblood samples were collected from an ante-cubital vein opposite to the injection side attimed intervals (2, 5,10,20, 30, 45 min and1, 3, 5, and 24 hours posinjection) and 1 mlaliquots of anticoagulated blood was centri-fuged immediately after collection (5 min,3000 rpm) in order to obtain samples ofplasma and a bicompartimental model wasapplied in the pharmacokinetic analysis.Complete urine samples were also collectedin 3 hrs increment up to 24 hrs posinjection(4).

The radioactivity in blood, plasma andurine (0.3 ml) samples in duplicate wasdetermined using a ratemeter (SR8, NuclearEnterprises, UK) and expressed as a per-centage of administered activity. Appropri-ate corrections were made for decay withtime of injection as reference time.

Whole body imagesWhole body images were performed usinga Sophy Gamma Camera (Sopha Medicalinc., Canada) equiped with a low-energyhigh-resolution, diverging parallel-hole

collimator to increase the lateral viewingaspect. Anterior and posterior whole-bodyimages were acquired using a 20 % windowcentered on the 140 KeV emission from9 9 mTc at 10 min, 1, 3, 5 and 24 h posin-jection using a gantry speed of 20 cm/min.All whole-body images were stored on thecomputer in 2048x512 word mode matrix.

Biodistribution and dosimetryAll images were processes in a SOPHY-2 OP system. The geometric mean of ante-rior and posterior images was obtained.Regions of interest (ROI) were drawn overheart, liver, spleen, bladder, upper largeintestine (ULI) and low large intestine(LLI), which were considered as the sourceorgans and total counts were computed.Whole body and source organs activity wasexpressed as percent of the total adminis-tered activity remaining in each one at se-lected time intervals. The MIRD Commit-tee method for determining absorbed dosewas used (5,6). The time-activity curves foreach source organ and the remainder of thebody tissues were calculated from the per-cent of injected dose values and fitted toexponential disappearance curves to esti-mate initial organ uptakes and clearancehalf times. Whole-body activity was ini-tially 100 % following an exponentialclearance by biological removal and physi-cal decay of activity. Cumulative activitiesand residence times for each source organwere estimated from the integral under thetime-activity curves. Absorbed dose: Theabsorbed doses to whole body and organswere estimated using the computed resi-dence times and the modified S values fromMIRD Pamphlet No. 11 to calculate themean absorbed dose per unit administeredactivity according to the method describedin the MIRD Primer. Effective dose: Basedon the results of the absorbed dose esti-mates to various target organs the effectivedose was calculated. For the calculation of

MEDICINA NUCLEAR

it, the MIRD procedure was used.

Statistical analysisMean and standard deviation (SD) valueswere calculated. Curves were fitted to abiexponential model by using non-linearregression method. Data were processedusing SPSS for Windows and the MicrocalOrigin software (7).

ResultsPharmacokinetic and clearance studies

Time-counts curves for ""mTc-ior egf/r3from whole blood and plasma sampleswere fitted to a biexponential equation(A*exp(-A,t) + B*£Ap(-A,t)) using a specificsoftware. From the rate constants of thecurve, the half-life of the fast and slowcomponents, were computed (table 1 and2). Fitted curves showed a half-life for ini-tial fast component (distribution phase) of9.1 ± 8.4 min (plasma) and 12.2 ± 4.4 min(blood) and a half-life for the predominantlate slow component (elimination phase) of6.6 ± 1.6 h (plasma) and 10.8 ± 6.8 h. re-spectively.

Table 1. Plasma clearance parameters.

Patient #

1

2

3

0.1861

0.1470

0.0366

3.7 min

4.7 min

18,9 min

0.0015

0.0024

0.0140

TVzp

7.3 h

4.8 h

7.9 h

Table 2. Blood clearance parameters.

Patient #

1

2

3

K

0.0926

0.0340

0.0448

T!4.

7.2 min

14.1 min

15.4 min

0.0007

0.0010

0.0027

15.7 h

10.6 h

4.1 h

Urinary and hepatobiliaryexcretionUrine was collected at timed intervals. To-

tal ™mTc-ior egf/r3 excretion in uCi was

plotted against the interval time. Time ex-cretion curves were described using asemidynamic bladder model. By integratingthe equation for each interval from zero tothe last point, which represents the cumula-tive activity (area under the curve), the totalamount excreted up to the last point of thetime interval expressed as a percentage ofinjected dose was obtained. By 24 h posin-jection a 4.7 % ± 0.4 % of injected dosewas excreted in the urine under physiologi-cal conditions.

The major pathway for clearance is thehepatobiliary system reaching up 9.9 ± 1.8% of the injected dose by this way. Datawere obtained from images of three patientswho did not have any excretion via heces inthe first 24 h posinjection.

Biodistribution

The biodistribution pattern of ^^mTc after

the injection of ™mTc- MAb ior egf/r3 inhuman is due to a combination of biologicalbehavior of the MAb itself and its targetantigen. Quantitative biodistribution datafrom all patients were very similar for all ofthe source organs. Biodistribution data arepresented in table 3 (values corrected bydecay). The most notable tissue localizationoccurs in the liver, spleen and heart. Liveruptake was rapid with a peak at lh pos-injection (61.2%) and a great retention (T'/2eff = 5.3 h, VÁ Biol.= 45.0 h) because ofthe number of human epidermal growthfactor receptors (hEGFr) present in it. TheULI and L1I were found as source organsbecause of the hepatobiliary system is themost important excretion way of this com-pound. Approximately 60.2% of the in-jected MAb remain in the total body at 24 hposinjection, showing an effective andbiological half-life of clearance equal to5.61 and 84.8 h respectively. Whole bodyimages taken at 10 min, 1,3, and 5 and 24h postinjectioii show the biodistribution of

lER CONGRESO IBEROAMERICANO YDEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

""mTc-MAb ior egf/r3 complex.

Table 3. 99mTc-ior egf/r3 Human biodistribution

for the source organs (% of administered activity,

mean ± SD)

Table 4. Normal organ dosimetry for the labelled

mAb 99mTc-ior egf/r3 kit (mGy/MBq)

Organ Biodistribution (% of administered Activity)

Source Organ

Heart

Liver

Spleen

ULI

LLI

Bladder

Rest of Body

Whole body

Time (Hrs)

0

3.5

48.8

4.2

0

0

0.5

42.7

100

1

2.1

61.2

4.6

0

0

0.5

26.5

95.2

3

1.9

58.3

4.2

0

0

1.2

27.4

93.6

5

1.7

59.3

1.9

1.0

1.2

1.2

24.1

88.9

24

0.4

41.2

0.7

4.7

5.2

0

5.0

60.2

* There was no statistical difference (p < 0.05 paired t-test)

between all patients.

DosimetryThe radiation dosimetry calculations weremade using the residence times obtainedfrom the biodistribution data. The assessedabsorbed dose of 24 target organs and theeffective dose after the injection of the La-beled MAb ior egf/r3 are presented in table4. The highest absorbed dose was receivedby the liver (0.69 mGy/MBq), the gallblad-der wall (0.19mGy/MBq) and the spleen(0.37 mGy/MBq). The effective dose andthe equivalent effective dose were of 0.12and 0.092 mSv/MBq respectively. Liverwas the principal contributor organs to theabsorbed dose per organ.

TARGET

ORGANS

Adrenals

Gallbladder

Wall

LLI Wall

SmallIntestine

ULI Wall

Heart Wall

Kidneys

Liver

fted Marrow

Spleen

UrineBladderWall

Total Body

EFF DOSEEQ.

EFF DOSE

Patient 1

0,0959

0,1780

0,1270

0,0481

0,0967

0.0836

0,0683

0,6630

0,0270

0.1050

0,0581

0,0434

0,0943

0,0848

Patient 2

0,1220

0,2120

0,0475

0,0537

0.0753

0,0964

0,0897

0,7680

0,0382

0,2230

0,0883

0,0577

0,1170

0,0907

Patient 3

0,1230

0.1970

0,1330

0,0751

0,2240

0,0981

0,1030

0,6550

0,0363

1,1100

0,0945

0,0560

0,1730

0,1280

Patient 4

0,1290

0,2380

0,0999

0.0554

0,1040

0,0935

0,0923

0,9020

0,0328

0,2500

0.0996

0,0560

0.1270

0,1030

Patient 5

0,0758

0,1350

0,0452

0,0304

0.0432

0,0739

0,0556

0,4690

0,0218

0,1840

0,0516

0,0333

0,0731

0,0554

Average

0,1100

0,1900

0,0910

0,0530

0,1100

0,0890

0,0820

0,6900

0,0310

0,3700

0,0780

0,0490

0,1200

0,0920

ConclusionsThe obtained results of Pharmacokinetics

and Biodistribution of ™mTc-labeledMonoclonal Antibody ior egf/r3 haveshown that this compound has a biexpo-nential blood and plasmatic clearance witha rapid biodistribution phase and a slowerelimination phase. Liver is the target organof this product and presented an uptakepeak at lh posinjection with a high reten-tion. The dosimetric results showed thatliver, gallbladder and spleen received thehigher absorbed dose and were reportedthese values for 24 source organs. Theseresults allow to use this radiopharmaceuti-cal in a safe and controlled way.

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MX9900124

CONTROL DE CALIDAD DEL EQUIPAMIENTOEN MEDICINA NUCLEAR.EXPERIENCIA

EN EL H. U. DE LA PRINCESAEspana M.L., Grada A., Prieto G,Lopez Franco P.

Servido de Protection Radiológica. Hospital Universitá-rio de la Princesa C/Diego de León 62, 28006 Madrid,Espana

Res u menEl control de calidad del equipamiento uti-lizado dentro de un servido de medicinanuclear es una fase fundamental dentro deiprograma de garantia de calidad que en Iaactualidad se está poniendo en marcha ennuestro hospital. El objetivo de este trabajoes presentar ei protocolo interno utilizado,su problemática asociada con su puesta enmarcha, y los resultados obtenidos en eicontrol de calidad tanto de Ia gammacámaracomo dei activímetro. Adernas dei equipa-miento propio dei servido de medicina nu-clear, se ha utilizado una fuente de Cs-137,y maniquíes de diversos propósitos. Losresultados obtenidos demuestran Ia estabi-lidad de los parâmetros controlados, Io quenos ha 1 levado a un replanteamiento de Iasperiodicidades establecidas en nuestroprotocolo interno, sobre todo para algunaspruebas de constância.

IntroductionDada Ia complejidad y variedad de los pro-cedimientos que se realizan en un servidode medicina nuclear, es de suma importân-cia Ia implantación de programas de garan-tia de calidad (1) , tal y como establece IaDirectiva 97/43 de Euratom (2), y en nues-tra legislación el Real Decreto 1841/1997(3) por ei que se establecen los critérios de

calidad en medicina nuclear. Una de Iasfases dei programa de garantia de calidad Iaconstituye ei programa de control de cali-dad dei equipamiento utilizado, cuyo obje-tivo fundamental es asegurar una calidad deimagen que permita realizar ei diagnósticomás fiable posible. En nuestro hospital seha establecido un protocolo interno de con-trol de calidad que incluye Ias pruebas yperiodicidades mínimas exigidas en nuestralegislación (3), así como otras pruebas quese han considerado necesarias, y que estánrecomendadas en diversos protocolos (4),(5), (6), y en normas internacionales (7).Muchas de Ias verificaciones han debidoadecuarse a los médios materiales de que sedispone y a Ias características particularesde nuestra gammacámara.

El objetivo del presente trabajo es pre-sentar Ia problemática encontrada a Ia horade poner en práctica ei protocolo disenado,así como los resultados obtenidos duranteloscasi três anos que lleva implantado eiprograma de control de calidad.casi três anos que lleva implantando ei pro-grama de control de calidad.

Material y métodos• Gammacámara General Electric

400 AC• Activímetro Capintec CRC-15 R

MEDICINA NUCLEAR

• FuentedeCs-137• Maniquíes de diversos propósitos

Las pruebas y respectivas periodicidadesdei protocolo establecido, tanto para Iagammacámara como para ei activímetro sepresentan en Ia tabla 1. Dada Ia influenciaque Ia variabilidad de algunos parâmetrostiene sobre Ia imagen en medicina nuclear,en algunos casos se han establecido perio-dicidades superiores a Ias requeridas pornuestra legislación (3).

Tabla 1

PRUEBA

Centro de rotation (COR)

Uniformidad de 6Mc

Sensibilidad

Üniformidad de 30Mc

Linealidad espacial MTF

Correction de energia

Correction de uniformidad

Uniformidad tomográfica

Resolution de energia

Corrección de linealidad (GE)

Medida dei tamano de pixel

MTF tomográfica

Resolution temporal

Estabilidad dei COR

Compr.corrección de atenuación

Estado de los colimadores

Uniformidad dei desplazamiento deIa mesa

Variation angular de Ia sensibili-dad

Registro espacial de ventanas

multiples Ga

Uniformidad en rastreo

Precision tiempos de adquisición

Resolution espacial y MTF enCondiciones clínicas

Curva de tasa medida en función

de tasa real

Exactitud dei activímetro

Estabilidad dei activímetro

Linealidad dei activímetro

Calibration del activímetro

PERIODICIDAD

Semanal

Semanal

Semanal

Mensual

Mensual

Trimestral

Trimestral

Mensual

Semestral

Semestral

Semestral

Semestral

Semestral

Anual

Anual

Anual

Anual

Anual

Anual

Anual

Anual

Anual

Anual

Semanal

Diária

Trimestral

Anual

Control de calidad de IagammacámaraCorrección y constância dei centro de ro-tation. Para este parâmetro, esencial para Iatécnica de SPECT, se controla Ia exactitudy Ia constância. Los resultados obtenidosmuestran desviaciones máximas < 1.2 mm,muy inferiores a Ias desviaciones <± 20mm que Ia propia gammacámara puedecorregir. Respecto a Ia constância Ias varia-ciones han sido <± 0.3 mm salvo en unaocasión, Io que demuestra Ia estabilidad deeste parâmetro.

Uniformidad intrínseca de campo paraTc99m. El protocolo establecido para con-trolar este parâmetro figura 1 utiliza en suprocesamiento de datos un protocolo propiode Ia gammacámara, obteniéndose valoresde uniformidad integral y diferencial tantoen el Full Field Of View (FFOV), como enel Center Field Of View (CFOV). La ima-gen obtenida es de 6Mc con un suavizadode 9 puntos, Io que equivale aproximada-mente a una imágen de 30 Mc con matrizde 64 sin zoom, aunque con menor fiabili-dad espacial, por Io que se debe realizar,aunque con menor periodicidad, Ia unifor-midad de 30Mc. Los resultados obtenidosmuestran fluetuaciones para Ia Uniformi-dad Integral < 4%, y para Ia diferencial <3%, habiéndose encontrado en dos ocasio-nes pixels por encima de 5%, Io que acon-sejo realizar una corrección de energia.

Linealidad espacial y constância de IaMTF. Se realiza una adquisición de 30Mcde un maniquí de barras con diferentes fre-cuencias espaciales en matriz de 512, sien-do crítico ei posicionamiento de este, yaque un mal posicionamiento puede estimar-se por error como una falta de linealidad.Los resultados obtenidos han mostradosiempre variaciones < 1 pixel, excepto enuna ocasión.

lER CONCRESOIBEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Figura 1

Uniformidad 6M (Camunif)

- Objetivo:

Verificar la constância de la uniformidad intrínseca de Ia gammacámara mediante Ia evaluación de unos

parâmetros objetivos como son la uniformidad diferencial e integral en FFOV y CFOV.

- Procedimientos de medida:

- Retirar ei colimador, girar el detector y posicionar

- Situar unajeringuilla de insulina con 1-1.5 mCi de ""Tc a 5 UFOV. La tasa de cuentas nunca debe superar

Ias 30 Kc/s y preferentemente no debe sobrepasar Ias 20 Kc/s.

- Colocar máscara anular de plomo para limitar ei campo ai UFOV.

- Ejecutar ei protocolo CAMUNIF y seguir sus indicaciones. Guarda los resultados en ei paciente CAM-

UNIF.

- En ei instante en que se termine Ia adquisición, medir Ia actividad de Ia fuente.

- Tolerâncias:

- Las dadas por Ia casa que son 4% para Ia uniformidad diferencial y 7.5% para Ia integral.

Número de pixel más allá dei ±5% de Ia media deben ser menos dei 5% de los pixel dei CFOV.

Número de pixel más allá dei ±10% de Ia media deben ser menos de 10.

Si cualquiera de estos limites se supera debe hacerse una nueva corrección de energia

- Como prueba de constância, ei valor obtenido debe encontrarse dentro de Ia media de Ias 30 últimas

medidas<50%.

- Periodicidad: Semanal

- Procesamiento de datos:

- El dado por ei protocolo CAMUNIF. De Ia gammacámara

Corrección de uniformidad. Para realizaresta prueba se dispone de un maniqui deinundación, que se recomienda rellenar conagua a la temperatura de la sala, y manteneren esta ai menos unas horas, ya que se hanobservado deformaciones en el maniqui porincrementos de temperatura. Con esta prue-ba se crea una máscara de corrección deuniformidad utilizada para adquisicionestomográficas.

Uniformidad tomográfica. Se dispone de unmaniqui cilíndrico, con un diâmetro similarai dei cérebro, y se realiza un estúdio tomo-gráfico con el fin de localizar posibles arte-factos de anillo. En ninguna de Ias pruebasrealizadas se han observado este tipo deartefactos.

Resolución espacial. Debe medirse tanto enei eje X como en ei eje Y, y se expresarácomo anchura total a mitad de altura(FWHM) o anchura a 1/10 dei máximo(FWTM) de Ia función de dispersion linealmedida en milímetros. Los resultados ob-tenidos han estado siempre dentro de tole-râncias

Resolución temporal. Esta prueba se realizautilizando dos fuentes con una actividadaproximada de 4 mCi. El tiempo muertoobtenido ha sido siempre < 1 \\x s. La gráfi-ca dei porcentaje medido frente a Ia tasareal se presenta en Ia figura 2.

MEDICINA NUCLEAR

Figura 2

11

I.

k.

1

-

Tamano de pixel, Las medidas se realizanpara Ios tamanos, y Ios zoom utilizados,con el fin de establecer una cota de error enIa reconstrucción de Ias imágenes debido aIa diferencia entre ei tamano de pixel real yei utilizado por software.

MTF en condiciones clínicas. Esta pruebapermite valorar Ia variación de Ia MTF deisistema en condiciones clínicas. En Ia Figu-ra.3 se presenta uno de Ios resultados obte-nidos.

Control de calidad dei activímetroLos parâmetros valorados dentro del con-trol de calidad dei activímetro han estadosiempre dentro de tolerâncias

ConclusionesEl control de calidad dei equipamiento uti-lizado en medicina nuclear, es una faseprimordial dentro dei programa de garantiade calidad.

Los resultados obtenidos demuestran laestabilidad de Ios parâmetros controlados,Io que nos ha llevado a un replanteamientode Ias periodicidades establecidas en nues-tro protocolo interno, sobre todo para algu-nas pruebas de constância.

Figura 3

MfFTOMOGRAHCA

OcnSsxrcs Qíiwae

Bibliografia1. Asurance de Ia qualité en medicine nucléaire. OrganizaciónMundial de Ia Salud. Ginebra. 1983.

2. Directiva 97/43/Euratom dei Consejo de 30 de junio de 1997,relativa a Ia proteccion de Ia salud frente a Ios riesgos derivadosde Ias radiaciones ionizantes en exposiciones médicas.

3. Real Decreto 1841/1997, por ei que se establecen Ios critériosde calidad en Medicina Nuclear. Boletin Oficial dei Estado. 19 dediciembredel997.

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7. Quality Control of Nuclear Medicine instruments. InternationalAtomic Energy Agency. IAEA-TECDOC-602. Viena, 1991.

NIN

MX9900125

MECHANISM OF LI POSÓMEACCUMULATION IN INJURED LUNG: AN

EXAMPLE OF THE USE OF "mTc-LIPOSOMES IN NUCLEAR MEDICINE

IMAGINGL. A. Medina, B. Goins, R.Klipper and W.T. Phillips.

Department of Radiology, University of TexasHealth Science Center at San Antonio. 7703Floyd Curl Dr., San Antonio, TX, 78284-7800.

Abstrae

In this work we studied the mechanism of 99mTc-liposome accumu-lation in hyperoxic rat lung with the intention of applying this in-formation to the development of liposome-based therapies fortreatment of acute lung injury. Non-invasive nuclear imaging wasused in conjunction with anatomic and biochemical methods to de-termine the mechanism of accumulation. Male rats were exposed to100% normobaric oxygen for either 0, 24, 48, 65 hours to producedifferent grades of lung inflammation. The rats were anesthetizedand injected with 99mTc-liposomes. Each animal was imaged undera Picker gamma camera with 64 x 64 matrix in order to determinethe extent of localization of 99mTc-liposomes to the lungs. After theimaging studies, rats were sacrificed for bronchoalveolar lavagefluid collection and tissue biodistribution determinations. Staticimages acquired at 6 hours after liposome injection showed a sig-nificant accumulation of 99mTc-liposomes in the lung after 65 hoursof oxygen-exposure in comparison with the other groups where theaccumulation was practically constant. A comparison between the65 hr. group and the control group (0 h) showed a percentage of in-jected dose per organ of 25.1 ± 0.1 % and 12.5 ± 1.0, respectively.Biodistribution results showed values of 14. 9 ± 2.5 % and 1.4 ±0.6%. The results show that 99mTc-liposomes are a promisingimaging agent for diagnosing acute lung injury.

MEDICINA NUCLEAR

IntroductionAdult respiratory distress syndrome, anacute lung injury secondary to trauma, re-sults in an annual mortanity rate (>50%) inthe USA (1). This disease is characterizedby a massive inflammation in the alveolarspace. The general objetive of this workswas to gain a better understanding of theintravenenous delivery intravenous deliveryof liposome-based therapies for treatmentof acute lung injury. A particular objectivein this work was to show a good exampleof the advantage of technetium-99m-liposomes (99mTc-liposomes) in the field ofnuclear medicine imaging.

A liposome is a spherical vesicle ofcolloidal dimensions made of one or morelipids arranged in a bilayer. Liposomes canvary in size from 20 nm to 100 |am, al-though each lipid bilayer is about 4 nmthick. The usefulness of liposomes dependsupon a small, uniform, and controllable sizeand on particular membrane and surfacecharacteristics, which decide their biologi-cal fate. Liposomes can carry drug mole-cules in different ways: 1) bound to themembrane, 2) intercalated into the bilayer,3) dissolved within the bilayer, or 4) en-trapped in the interior. Stabilized liposomesprovide a new and unique drug deliveryvehicle because of their ability to evadequick detection and clearance by the im-mune system. Besides drugs, liposomes cancarry signal molecules such as dyes, radio-nuclides, or contrast agents for in vitro andin vivo diagnostic studies. Their large car-rying capacity can significantly amplify thesignals obtained from the markers (2-4). Inthis work, we have used 99mTc-liposomeslabeled with a novel method to detect acutelung injury in rats (5, 6). The advantages ofthis system are that the 99mTc-liposomes areeasy to label, have a high labeling effi-ciency and would be readily available in kitform. Another advantage of this labelingtechnique appears to be that the 99mTc-label

is retained at the site of liposome depositionfor prolonged periods without rapid me-tabolism; this prolonged retention results inimproved image quality.

Materials and methodsLiposome preparation and labelingprocedureLiposomes were comprised of two phos-pholipids: distearoyl phosphatidylcholine(DSPC) and dimyristoyl phosphatidylglyc-erol (DMPG), ( Avanti Polar Lipids, Pel-ham, AL); cholesterol (Choi), (Calbiochem,La Jolla, CA) and a-tocopherol (Aldrich,Waukegan, IL). The molar ratio (total lipid)was 49:44:5:2 (DSPC:Chol:DMPG:<x-tocopherol). The liposomes were preparedusing an extrusion method reported earlier(7). Liposomes were characterized by de-termining the diameter using dynamic laserlight scattering (Brookhaven, Holtsville,NY); this diameter was 121 nm.

A general description of the 99mTc la-beling procedure for preformed liposomesdeveloped in our laboratory has been de-scribed by Phillips et al. (8). Briefly, lipo-somes containing reduced glutathione(GSH) were mixed with hexamethylpropyl-eneamine oxime (HMPAO) (Ceretec, Am-ersham, Arlington Hts, IL) preincubatedwith 10 mCi of sodium pertechnetate in 5ml of 0.9% saline. Reconstituted kits werechecked for contamination using a 3 stepthin-layer chromatography system outlinedin the HMPAO kit package insert. In allcases, the kits used for the liposome label-ing studies contained >80% lipophilicHMPAO. We used the lipophilic chelatorHMPAO to carry 99mTc inside preformedliposomes containing GSH. The 99mTc-HMPAO molecule is thought to be chemi-cally reduced in the presence of GSH, be-coming more hydrophilic and thereforetrapped within the liposome. After 30 min,the liposomes were separated from any free99mTc by passage over a Sephadex G-25

MEDICINA NUCLEAR

I H

Control

4".4 8 H o u r

24 Hour»

* L u

IS

6 5 Hour

Figure 1. A set of gamma camera images for ratsexposed to 100% oxygen for 0,24,48 or 65 hours.The images were acquired 6 hours after liposomeinjection. Heart (H), Liver (L), Spleen (S) and Lungs(LU).

Figure 3 shows the tissue biodistributionresults denoting a decrease in the accumu-lation of 99mTc-liposomes in the reticuloen-dothelial organs of liver and spleen, as wasshown in figure 2, and a significant in-crease in the 99mTc-activity in the lungs(about 13.5 % compared with controlgroup). A sample of the total bronchoal-veolar lavage fluid was also counted for99mTc-activity in order to monitor the leak-age of the 99mTc-liposomes into the alveolarspace. The results depicted in figure 4 sug-gest that once the neutrophils arrive, thetissue becomes leaky and the 99mTc-liposomes can leak into the alveolar space.However, this activity is small relative tothe total dose injected into the rats. At 65hours, the % injected dose in the lavageranged from between 0.1 to 0.15 %. Figure5 depicts the number of neutrophils in thelavage collected from control and oxygen-exposed animals at 2 or 6 hours after lipo-some injection. The results verify that99mTc-liposome accumulation only in-creases after a significant increase is ob-served in the number of neutrophils in thelavage of animals exposed between 48 and65 hours to 100 % oxygen.

Image Data

aT3

30 -

25 -

20 -

10 -

5 -

0

1

«1

>

/

1 0 65 hr (n=3)

i

ft

E

i

• i i! •

- ' •

, + - ;

t.\Liver Spleen Lung

Figure 2. Results from analysis of gamma cameraimages acquired at 6 hours after 9mTc-liposomeinjection in rats exposed to 100% normobaric oxy-gen for various times.

Biodistribution Results

60 -

50 -

£ 40-1

8+i| 30 -

•E"•J 20 -

Control (n=3)

65 hr (n=3)

Blood Liver Spleen Lung

Figure 3.99mtc-activity in blood, liver, spleen and lungsfor rats exposed to 100% normobaric oxygen for 0 and65 hour.

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Tc-99m- Activity in Total Lavage

o is

Figure 4. 99mTc-activity in the total lavage fluidrepresented as a percentage of the total 99mTc-activity injected into the animal (% Ing. dose)

% of Neutrophils in Lung Lavage

B- 60

40

Time (hr)

Figure 5. Percentage of neutrophils in the lavagefrom rats after 100% oxygen exposure for varioustimes. Samples were collected from animals at 2 or6 hours after 99mTc-liposomes injection.

Finally, the results of the colorimetricassay for myeloperoxidase did not show adetectable level in the lavage supernatantfluid suggesting that the neutrophils had notbecome activated and released myeloper-oxidase.

mans with inherent advantages over otheragents used in clinical setting today. Forexample, liposomes have the advantage ofbeing used as drug carriers. In fact, lipo-somes have recently become viable clinicalproducts for the treatment of cancer andfungal infection (2). Nevertheless, beforethe clinical utility of liposome-based drugsbecomes a reality for the treatment of lunginflammatory diseases or other kinds ofinfections it is necessary to understand themechanism of accumulation of the lipo-some vehicle. In general, this work shows agood example of the advantages of 99mTc-liposomes in the field of nuclear medicineimaging with a great potential for advanc-ing the use of liposomes for therapeuticprocedures.

AcknowledgmentsThis project was funded in part by a Begin-ning Grant-in-Aid by the American HeartAssociation-Texas Affiliate 97G-418 andGrant HL53052 from the National Institutesof Health.

ConclusionsThese studies outline novel techniques forthe use of 99mTc-liposomes as a promisingimaging agent for diagnosing acute lunginjury. Further studies could demonstratethat 99lI1Tc-liposomes are effective for lo-calizing another kind of infection in hu-

Manam NUCLEM

Bibliography1. Repine J. E. "Scientific perspectives on adult respiratorydistress syndrome", lancet 1992;339:466-469.

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Transplantation

MX9900126

CALIBRACIÓN Y DOSIMETRÍA DELECTURA DIRECTA E INDIRECTA

Ma. Eugenia Cortés-hlas yFeo, Pablo Ramírez-García

Instituto Mexicano del Petróleo, Eje centralLázaro Cárdenas 152, Fax 567-6047,Tel. 333-4000, extensión 20784, C.P. 07730D.F., México.

ResumenEn este trabajo se presenta una aplicacióndel diagrama de flujo para las actividadesasociadas a la calibración y dosimetría delectura directa e indirecta. Se identificaronactividades, procedimientos y tiempos derespuesta de los grupos involucrados dentroy fuera del IMP. Entre los grupos queafectan estas actividades de calibración ydosimetría de lectura directa e indirecta querequiere el area productiva, se pueden men-cionar: las áreas administrativa y financiera(que autorizan y pagan los servicios de ca-libración y dosimetría) y la legal (que co-noce la obligatoriedad de la normatividadde la CNSNS), dentro del IMP. Fuera sepueden indicar las empresas que proporcio-nan los servicios de dosimetría y calibra-ción. Todas estas instancias incorporan suscriterios, procedimientos y tiempos de res-puesta. Se indican las estrategias que se hanseguido para resolver estos problemas.

IntroducciónLa medición de las dosis de exposición delPersonal Ocupacionalmente Expuesto(POE) y la calibración de los instrumentospara determinarla, conlleva la realizaciónde actividades e interacciones de diferentesgrupos, dentro y fuera del Instituto Mexica-no del Petróleo (IMP).Interno al IMP, las actividades de dosime-tría y calibración que realiza el área pro-

ductiva, presentan una dinámica propia, quepuede alterarse al interaccionar con lasáreas administrativas, financieras, y legales.Externo al MP, los organismos involucra-dos hacen más complejo el cumplimientode normas obligatorias en la materia.

Materiales y métodosLos materiales usados son: la normatividadde la Comisión Nacional de Seguridad Nu-clear y Salvaguardias (CNSNS) (1) y lareglamentación de las áreas internas (2) yexternas al IMP involucradas.

Los métodos aplicados son los del con-trol de calidad. En particular, los diagramasde flujo (3).

ResultadosSe identifican actividades, procedimientosy tiempos de respuesta de las dependencias(dentro y fuera del IMP) que afectan la sa-tisfacción oportuna de la reglamentación dela CNSNS, sobre dosimetría y calibraciónde los dosímetros de lectura directa e indi-recta. El diagrama de flujo de dosimetría delectura directa (figura 1) muestra activida-des que desarrolla el área productiva (paralos dosímetros de pluma), las cuales estánbajo control, dado que siguen procedi-mientos y formatos para los que está capa-citado el POE por medio de sus cursos deentrenamiento/reentrenamiento anual (2).El diagrama de flujo de dosimetría de lectu-

1ER CONCRESO ¡BEROLATINOAMERICANO Y DE CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

ra indirecta (figura 2) exhibe actividadesque realiza el personal de empresas fueradel IMP (quienes proporcionan los dosíme-tros TLD y las dosimetrías del mes o mesesprevios, y los que entregan el paquete conlos TLD y las dosimetrías) y entidadesdentro del IMP (tres áreas administrativas(contando Archivo/Correspondencia) dife-rentes del área productiva. Todas ellas tie-nen procedimientos, criterios y formatosque incrementan el tiempo de respuestapara entregar los TLD al POE y generar lasestadísticas dosimétricas. Un acuerdo conla empresa que proporciona los TLD y lasdosimetrías ha permitido disminuir retrasosen su entrega. También el envío de los TLDusados por el IMP se apoya en acuerdosque acortan los tiempos y permiten cumplircon los procedimientos de la empresaprestadora de este servicio. El diagrama deflujo de la calibración de dosímetros delectura directa (figura 3) permite observarlas actividades que desarrolla el áreaproductiva, y las áreas administrati-vas/fmacieras así como la empresa presta-dora del servicio de calibración. Un acuer-do entre esta empresa y el IMP, permiterecuperar los dosímetros calibrados, asícomo los certificados de calibración, deacuerdo con la normatividad para autorizary generar los cheques para el pago de esteservicio. Las estrategias mencionadas sonalgunas de las que se han implementado enel IMP para cumplir con las normas de laCNSNS. Aunque no aparece explícitamenteel área legal del IMP, en los tres diagramasde flujo desarrollados, ella está al tanto delos programas de dosimetría y calibración.

ConclusionesExisten problemas prácticos para cumplircon la reglamentación sobre dosimetría ycalibración de dosímetros de lectura directamarcados por la CNSNS, entre los que sepueden mencionar los tiempos de envío ytiempos de entrega de los dosímetros delectura indirecta (TLD) y de las dosime-trías, así como disponer de los dosímetrosde lectura directa calibrados y de sus certi-ficados de calibración, oportunamente.Acuerdos entre las partes involucradas, sonalgunas estrategias seguidas en el IMP paracumplir estas normas, considerando lasactividades del área productiva y las inter-nas y externas al IMP.

Bibliografía1. Secretaría de Energía, Reglamento General de Seguri-dad Radiológica, Comisión Nacional de Seguridad Nu-clear y Salvaguardias, Diario Oficial de la Federación, 22de noviembre, 1988.

2. Cortés I., M.E. y Ramírez G., F.P., Manual de seguri-dad radiológica, LEADE, Gerencia de InvestigaciónAplicada de Proceso, Subdirección de TransformaciónIndustrial, Instituto Mexicano del Petróleo, México, 1996.

3. Ichikawa, K., La calidad total en la empresa y sieteinstrumentos Útiles para lograrla, Seminario sobre ControlTotal de Calidad, UNAM, ENEP-Acatlán, 1988, Asocia-ción de Exbecarios México-Japón, A.C., México, 1988.

PROTECCIÓN RADIOLÓGICA

FIGURA 1 DOSIMETRÍA DIRECTA

[

LEADE RECOLECTAMENSUAL DE

>OSIMETRO DEL POE

L

W

£TURA Y REGISTROESTADÍSTICO DE

DATOS EN CARPETATOE"

W

SE CARGA ELDOSÍMETRO Y SEAJUSTA A 10 mR

WENTREGA DEL

3OSIMETRO AL POE

mmmm

FIGURA 2 DOSIMETRÍA INDIRECTA

ENVIO MENSUALDE DOSÍMETROS

TLD

RECEPCIÓN DE TLDARCHIVO

CORRESPONDENCIAIMP

ENTREGA DE TLDA A, STII

ENTREGA DETLD A GCIA ¡AP

ENTREGA DE

ENTREGA DE TLDA POE

ENVIO DE

DOSIMETRÍAS DEL MES

PREVIO

REGISTRO ESTADÍSTICODE DATOS EN CARPETA

"POE"

ii

«mí

FIGURA 3 CALIBRACIÓN DOSÍMETROS LECTURA DIRECTA

SOLICITUD DECOTIZACIÓN DECALIBRACIÓN DE

>

SE 50UQTAN LOSDOSÍMETROS DE

,£CTURA DIRECTA DELcae

SÉ ENVÍA LA

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CALIBRAR

SE CALIBRAN v SE SE RECOCEN V SEOBTIENE LA FACTURA

PARA SU COBRO

SE ENViA LA FACTURAÍAALAE)

QUELC

MX9900127

DETERMINAÇÃO DO EQUIVALENTE DEDOSE AMBIENTAL, H*(d), EM UMA

INSTALAÇÃO DE RADIOTERAPIAMarco Antônio F. lima *,José C. Borges * e HelvécioC. Mota **

* Universidade Federal do Rio de Janeiro, PEN /COPPE/UFRJ Caixa Postal 6850921945- 970, Rio de Janeiro, Brasil**'Instituto de Radio Proteção e Dosimetría, IRD/ CNEN Caixa Postal 3775022780-160, Rio de Janeiro, Brasil

Abstract

Para o propósito da prática de proteção radiológica serãorequisitados fatores de conversão para determinação doEquivalente de Dose Ambiental para um valor de Kerma no arsegundo diferentes tipos de feixes de fótons e elétrons sendotais valores de dose determinados em um fantoma esférico de30 cm de diâmetro em um campo alinhado e expandido emuma determinada profundidades desta esfera . Detalhes serãodados pela determinação do cálculo de distribuição doEquivalente de Dose na esfera da ICRU usando o métodocomputacional de Monte Cario (EGS4).

Palavras chavesProteção radiológica, Física Médica, Radioterapia.

IntroduçãoEm geral a grandeza física usada namonitoração de Radioproteção é oEquivalente de dose (1) Dentro dasdiscussões internacionais que envolvem asdefinições básicas das grandezas deRadioproteção a grandeza operacional,Equivalente de Dose Ambiente, H*(d), édefinida segundo a ICRU 39 (InternationalCommission on Radiological units andmeasurements) em um fantoma esférico . A

ICRU 39 recomenda a calibração em umcampo de radiação em termos doEquivalente de Dose Ambiente parafacilitar a avaliação da estimativa realísticada Dose Pessoal, onde, o Equivalente deDose Ambiente (em um ponto de umcampo de radiação) é o Equivalente deDose que seria produzida por um campoalinhado e expandido em urna esfera daICRU de 30 cm de diâmetro a urnaprofundidade d, no raio oposto ao sentidodo feixe de radiação incidente, o qual, pode

PROTECCIÓN RADIOLÓGICA

ser descrito em termos de uma distância r apartir da origem da esfera.

Para calibração rotineira , o Kerma noar, Ka, é calibrado em um ponto no ar noqual o Equivalente de dose Ambiental é omesmo, multiplicando isto por um fator deconversão [H*(10)/Ka] para urna dadaenergia apropriada do fóton ou elétron.

A distribuição espacial do Equivalentede Dose é em geral uma derivadadependente da energia do campo deradiação a ele aplicado. Com respeito aproteção radiológica a distribuição espacialde H, deve ser, portanto, demonstrada paraum campo de radiação o mais próximo doreal para várias distribuições de energias.

Figura 1. Geometria de irradiaçã da ICRU.

Irradiação unidirecionalFelizmente a distribuição do Equivalente deDose H, pode ser demonstrado porinúmeras condições de irradiação, é o casode um feixe alinhado e expandido de fótonse elétrons na superfície de uma esfera,recomendada pela ICRU. Por esta razãoconsideremos o caso particular direção ecom energia E e fluencia <() (E) no centro daesfera e depois epois com a ausência damesma.

Se o eixo azimutal fixado no sistema decoordenadas é paralelo ao campo deradiação a distribuição do Equivalentede Dose é independente do ângulo formadocom o eixo z, em função da simetriacilíndrica do problema considerado. A

distribuição do Equivalente de Dose podeportanto ser escrita em termos da fluencia<|> (E) e um fator de conversão / que édependente da energia, segundo a distânciar .

(1)

Estas considerações referentes a campos defótons e elétrons unidirecionais emonoenergéticos podem ser facilmenteaplicados para uma distribuição espectral[cty/dE] da fluencia com respeito a energiaE do campo de radiação usando a integraldaeq . (2) ,

¿EfdE (2)

onde, está energia é a máxima energiapresente nos espectros dos fótons eelétrons.

Fatores de conversão e equivalentede doseComo discutido anteriormente, podemoscalcular a distribuição do Equivalente deDose no espaço com respeito a fluencia defótons no ar livre à uma profundidade dconhecida da esfera da ICRU. Adeterminação do Equivalente de Dose naprofundidade d da esfera, pode , portanto,ser substituída unicamente pela medida dafluencia em ar livre. Em vez de executarmedidas com fluencia, porém, a práticaatual requer para executar medidas deKerma no ar ou medidas de Exposiçõesfatores de conversões apropriados. Estespodem ser calculados segundo a relaçãofamosa da fluencia e a grandeza emquestão, no caso, o fator Kerma E para o

Kerma no ar Ka(E) e —.E[juen(E)/ p]a

para Exposição X(E), onde, ju.tr (E)/p é ocoeficiente de transferência de energia

JER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO YDEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

mássico no ar, \im (E)/p corresponde aocoeficiente de absorção de energia mássico,e a carga elementar e Wa a energia médiaexpandida no ar por íons de par formado.

Método computacionalPara determinar a distribuição espacial dafluência de fótons e elétrons na esfera daICRU para o Equivalente de Dose e umfator de conversão h (E) desejado,usaremos uma técnica convencional detransportes de fótons e elétrons "EGS4-Electron-Photon Shower". Será utilizadocampos de radiação na forma de alinhado eexpandido com o campo de radiaçãopossuindo um raio na faixa de 15 cmfixado e centrado paralelamente ao eixo zdo sistema de coordenadas; os campos deradiações terão energias na forma de feixesmonoenergéticos e posteriormente na formaespectral, sendo, que as energias de cortespara fótons e elétrons (PCUT & ECUT) nasseções de choque serão na faixa de 0.01 e0.521 MeV, respectivamente. As energiasserão usadas na faixa de 0.01 a 10 MeV,segundo a atribuição das normas vigentesICRP 74 [2]. Para saber o valor correto dadistribuição de Equivalente de Dose comrespeito para a independência espacial dafluência, a interação de um fóton com umúnico fóton no interior da esfera tem sidofeito uma atribuição segundo esta forma deinteração na zona de origem usando umfator de peso igual a 1, onde a interação dofóton com qualquer meio provocaria atransferência de energia para o interior daesfera. A distância do da fonte para o alvoserá estimada em 100 cm; serãodeterminadas várias profundidades nointerior da esfera e com sua ausência; ometerial usado na esfera da ICRU seria otecido equivalente TE.

ConclusãoFatores de conversão H*(d)/Ka tem sidocalculados para várias qualidades decampos de radiação tanto para fótons comopara elétrons , estes fatores tem que estar deacordo com o estabelecido pelas normasICRP 74, mas, geralmente não é o que seobserva, por este e outros motivos estamospropondo este trabalho.

ReconhecimentosA estas pessoas dedico minha gratidão pelaforça que está sendo dada neste trabalho, éo caso dos ilustres Dr. Helvécio C. Mota eDr. José C. Borges.

Bibliografia1. ICRP Publicação 26: "Recommendation of the InternationalCommission on Radiological Protection". Annals of the ICRP 1,Pergamon Press, Oxford, 1977.

2. ICRP Publicação 74: "Recommendation of the InternationalCommission on Radiological Protection". Annals of the ICRP 1,Pergamon Press, Oxford,1977.

MX9900128

IMPLEMENTATION OF PROCEDURES OFRADIOLOGICAL PROTECTION

IN THE SECTION OF RADIOLOGYOF THE EMERGENCY

HOSPITAL OF PORTO ALEGRE - BRAZILLorenzini F*.; Rizzatti M.R.Physics Institute - PUCRS

Emergency Hospital of Porto Alegre, HPSmarar@music.pucrs.br

IntroductionThe Emergency Hospital of Porto Alegre(HPS) is one of the main reference centersfor the population in the attendance ofmedical emergencies/urgencies. The Sec-tion of Radiology, which informs the pa-tients clinical conditions based on radio-logical images, is the most demanded sec-tion of the hospital (81,43% of the medicalcases request radiological exams) in the aidof the diagnosis, in which excels for thesearch of the quality in the health branch.

Material and methodologyIn order to implement the procedures ofradiological protection, according to effec-tive norm, methods, ways and conditionswere searched seeking to satisfy the radia-tion workers and the internal and externalpatients. During the period from march/97to march/98 the following procedures wereimplanted:

• signaling of the Radiology Section withthe international symbol of ionizing ra-diation and placement of informativewarnings with orientations of radiologi-cal protection for radiation workers,

patients and the public;• daily checking and maintenance of the

mechanical conditions of the apparatusof X rays and bimonthly calibrationperformance;

• handling of personnel protectionequipments by the radiation workersand patients;

• weekly and maintenance cleaning of thecassettes and screens;

• weekly controlling of the processingregarding performance, temperature andmaintenance;

• radiological films control in relation tovalidity, quality and rejects;

• using instructions of the personnelmonitoring devices through lectures andbooklets;

• giving lectures to occasionally andoccupationally exposed workers to theionizing radiation regarding the basicprincipals of radiological protection.

ResultsThe following results were obtained:

• X rays apparatus are being bimonthlychecked by technical companies, satis-

IER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO YDEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

fying the requirements of use condi-tions;

• the personal protection equipments arebeing used with more frequency by theradiation workers and patients;

• the patients attendance agility was im-proved with the increase of the numberof cassettes and screens in use condi-tions;

• the cassettes were disinfected weekly,to avoid contamination in the patientsor in X rays technicians, and its conser-vation verified, such as: scratches in thescreens, possible broken holders orobjects inside the cassettes which mightdamage the interpretation of the diagno-sis;

• the automatic processing showed betterperformance, decreasing the number ofwasted radiological films because ofproblems in developing;

• a decreasing number of rejected filmswas obtained during the twelve monthsof control;

• the given lectures brought the applica-tion of the basic principals of radiologi-cal protection (time, distance andshield). In general, the professionalswho work directly in the ionizing ra-diation area were following the person-nel monitors instructions.

ConclusionBy implanting systematic procedures' forthe optimization of quality in the HPS Ra-diology Section, done by a medical physicstrainee, important improvements were ob-tained in the radiological exams, imagequality and public attendance, whose serv-ice became better and faster, respecting thehealth public rights.

KeywordRadiological Protection

IntroduçãoO Hospital de Pronto Socorro de PortoAlegre (HPS), o qual oferece um atendi-mento gratuito de vinte e quatro horas pordia, é um dos principais centros de referên-cia para a população no atendimento deemergências/urgências médicas. A estruturafuncional do HPS divide-se em áreas ad-ministrativa e de atendimento, abrangendovários setores de vital importância noatendimento médico. Para obtenção do di-agnóstico médico é requisitado a realizaçãode exames radiológicos em 81,43% doscasos clínicos do HPS, sendo, portanto, oSetor de Radiologia um dos setores demaior demanda. Um comparativo entre onúmero de pacientes (internados ou deatendimento ambulatorial) e de examesradiológicos realizados entre 1993-1996evidenciou que o número de atendimentos,e conseqüentemente, de exames estavacrescendo a cada ano, e que em média, cadapaciente do HPS realizava pelo menos umexame radiológico para obtenção do di-agnóstico, demonstrando a importânciadeste setor. Para a obtenção do exame ra-diológico, que possibilite uma real análisedas condições físicas do paciente, foi ne-cessário que o Setor de Radiologia buscassea otimização do seu serviço através da im-plementação de procedimentos de proteçãoradiológica. Estes procedimentos basearam-se no período de março/97 a março/98 napremissa estabelecida pelo Setor que con-siste em: "Prestação de serviços de di-agnóstico por imagem, aos pacientes inter-nos e externos, com agilidade, dentro dospadrões técnicos exigidos'\ conforme Por-taria 189 -Ministério da Saúde- publicadano Diário Oficial da União em 28/05/97.

Materiais e métodosPara implementar os procedimentos deproteção radiológica, buscou-se métodos,meios e condições para a reestruturação dosetor. Durante o período de março/97 a

PROTECCIÓN RADIOL ÓGICA

março/98 foram adotados os seguintes pro-cedimentos:

* . *• sinalização das áreas que

correspondem ao Setor deRadiologia com o símbolo •.. TT....>internacional de radiação ionizanteidentificando os diferentes níveis deacesso. Colocação de cartazes orien-tando os profissionais, pacientes e in-divíduos do público a adotar os pro-cedimentos éticos da proteção ra-diológica. Estes cartazes instruem ospacientes a solicitarem equipamentos deproteção individual, as pacientes grávi-das a informarem sua condição e, aosindivíduos do público acompanharem opaciente somente se houver necessidadedurante a realização do exame;

• implantação de uma rotina de verifica-ção das condições de funcionamentodos aparelhos de raios X. Nesta rotinarealizam-se testes diários de seguridademecânica, verificam-se semanalmenteas condições dos colimadores e sãoefetuados bimestralmente os testes elé-tricos, aferição e calibração dos aparel-hos de raios X. Os testes de calibraçãotem por objetivo verificar se os valoresestabelecidos para a realização das ra-diografias estão correspondentes aosregimes de rendimento do aparelho;

• aquisição de equipamentos de proteçãoindividual (EPI's) e realização de testesmensais para avaliação das condiçõesda borracha plumbífera e revestimentosdos aventais, luvas, protetores detireóide e gônodas. Os EPI's foram dis-ponibilizados em quantidades suficien-tes para todos os setores que operamcom aparelhos de raios X;

• aquisição, avaliação e identificação dosécrans e setenta e cinco chassis. Paraavaliação, após a limpeza dos chassis,foi verificado o estado de conservação,por exemplo, deterioração da lâmina

interna de chumbo e quebra dos fechos.O estado do écran foi avaliado durante alimpeza do chassis ou analisado atravésdas radiografias;

• estabeleceu-se uma rotina diária paraajuste dos componentes das processa-doras e controle da temperatura dorevelador e do fixador. Semanalmenteimplantou-se uma rotina para limpezadas processadoras, incluindo a troca dequímicos e a remoção de resíduos acu-mulados nos tanques. Durante a lim-peza verificou-se todas as peças daprocessadora, evitando-se problemasfuturos, por exemplo filmes trancadosno seu interior, que poderiam resultarem uma nova exposição do paciente;

• os profissionais ocupacionalmente ex-postos à radiação ionizante receberaminstruções sobre a utilização dos moni-tores individuais para verificação men-sal dos níveis de radiação recebidos du-rante o trabalho;

• realização de palestras aos profissionaisocasionalmente e ocupacionalmente ex-postos à radiação ionizante referenteaos princípios básicos de proteção ra-diológica;

• avaliação dos filmes radiológicos erecolhimento diário dos filmes rejeita-dos. Os filmes recolhidos foram separa-dos por dimensão para análise dos fa-tores que levaram a classificação comorejeito. Elaborou-se uma ficha de ca-dastro mensal que identificasse todos osfatores encontrados durante a análisedos filmes. Na tabela I apresenta-se aficha cadastral pertinente ao período demarç/97 a março/98. As informaçõesdas fichas cadastrais foram comparadasmensalmente para avaliação, e baseadasnestas foram tomadas providências pararedução do percentual de rejeitos.

lER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

TABELA J - Fatores evidenciados em filmes rejeitados no mês

de setembro/97

01. VELADO

02. VIRGEM

03. NÃO EXPOSTO

04. EXPOSIÇÃO CLARA

05. EXPOSIÇÃO ESCURA

06. DUPLA EXPOSIÇÃO

07. MAU

POSICIONAMENTO

08. MOVIMENTO

PACIENTE

09. OBJETO/ARTEFATO

10. PROCESSADORA

11. BANDEJA MOLHADA

12. FILME GRADEADO

13. GRADEADO

ACEITÁVEL

14. ESTÁTICA

15. CHASSIS COM

PROBLEMA

16. TESTE

17. RADIOGRAFIA

ACEITÁVEL

18. ÉCRAN

19. ERRO TÉCNICO

20. DIFICULDADES

21.MAUCOLIMADO

22. MANCHAS

TOTAL ANALISADOS

13x

18

—-

04

08

11

18

02

01

03

—

—-

—

01

—

.. . .

. . . .

0!

49

18x

24

01

08

42

36

76

01

17

05

02

25

.. . .

03

—

01

01

.. . .

218

24x

30

02

02

84

70

129

06

46

17

04

47

04

04

06

02

423

30

x4

0

—

01

14

54

57

02

08

02

01

31

01

01

—

—

01

. . .

17

3

35x35

04

12

32

25

04

—-

01

12

—

01

01

92

35x43

03

03

21

80

83

15

01

—

43

06

03

. . . .

01

01

01

261

ResultadosApós a implantação dos procedimentosmencionados anteriormente constatou-se:• os aparelhos de raios X estão recebendo

manutenção preventiva bimestral porempresas técnicas responsáveis, garan-tindo as condições de uso dentro daconfiabilidade exigida;

• os equipamentos de proteção individualestão sendo requeridos com maior fre-quência pelos profissionais, pacientes eindivíduos do público;

• o aumento do número de chassis eécrans em condições de uso, aprimo-rando o atendimento aos pacientes;

• um melhor rendimento das processa-doras automáticas durante o processo derevelação em função da manutençãosemanal prestada;

• a utilização correta dos monitores indi-viduais e aplicação dos princípios bási-cos de proteção radiológica (tempo,distância e blindagem) pelos profis-sionais ocasionalmente e ocupacional-mente expostos à radiação ionizante;

• um decréscimo do número de filmesrejeitados durante os doze meses decontrole conforme mostra a figura 1.Salienta-se que, os dados anteriores amarço de 1997 não são informados nográfico da figura 1, pois anteriormente aessa data nenhum levantamento destaordem foi realizado.

FIGURA 1: Gráfico do número de filmes rejeitados x meses de

controle

Fonte: Setor de Radiologia do HPS

PROTECCIÓNRADIOLÓGICA

ConclusãoCom a implantação de procedimentos sis-temáticos para a otimização da qualidadeno Setor de Radiologia do HPS, através dainclusão de um estagiário de física médica,obteve-se melhoras significativas na reali-zação dos exames radiológicos, qualidadeda imagem e atendimento ao público. Veri-ficou-se que a premissa deste Setor estásendo cumprida: os pacientes estão rece-bendo um atendimento mais qualificado eos funcionários estão trabalhando dentrodos padrões técnicos exigidos. Com a for-mação de uma equipe multidisciplinar e aimplantação dos procedimentos citados,aprimorou-se e dinamizou-se os serviçosprestados, respeitando os direitos à saúdepública, com uma otimização dos aspectoseconômicos, sociais e humanos para o Setorde Radiologia do HPS.

AgradecimentosAos Setores de Radiologia, Politraumati-zados, UTI-Trauma, Unidade de Cardiolo-gia, Tomografia Computadorizada do Hos-pital de Pronto Socorro e ao Instituto deFísica da PUCRS pelo apoio no desenvol-vimento deste trabalho.

Bibliografia1. Carlton, R. R. ei ai, Principles of Radiographic Imaging, NewYork: Delmar Publishers INC., 1992.

2. CNEN-NE-3.01. Diretrizes Básicas de Radioproteçào. SãoPaulo, 1973.

3. CNEN. Curso Básico de Licenciamento e Fiscalização emRadiologia Médica e Odontológica, Rio de Janeiro, 1994.

4. Hoxter, E. A. Introdução a Técnica Radiográfica, São Paulo,1977.

5. Vieira, U. "Qualidade em Serviços de Urgência/Emergência",UFRGS, 1997.

6. Portaria 189, "Diretrizes Básicas de Proteção Radiológica emRadiodiagnóstico Médico e Odontológico", Ministério da Saúde,publicada no Diário Oficial da União em 28/05/97.

MX9900129

RADIOPROTEÇÃO EM ODONTOLOGIA:ANÁLISE DAS FACULDADES DE

ODONTOLOGIA DO ESTADO DO RIODE JANEIRO NO TOCANTE A

PESSOAL E INSTALAÇÕESPadilha Filho, L. G*;Borges, J. C.**;Raymundo Junior, R. ***;Koch, H. A. ****

*PEN - COPPE/UFRJFund. Técnica EducacionalSouza MarquesAv.: Mirandela 786 c/1526520-460, Nilópolis, RJ, Brasile-mail: Padilha@lmn.con.ufrj.br**COPPE-Escola de Engenharia./UFRJ***Faculdadede Odontologia./UFRJ****Faculdade de Medicina./UFRJ

Resumo0 objetivo foi mostrar a necessidade e aimportância da capacitação e da formaçãodo odontólogo em radioproteção, com basena recente proposta de regulamento técnico"Diretrizes de Proteção Radiológica emRadiodiagnóstico Medico e Odontológico",da Secretaria de Vigilância Sanitária doMinistério da Saúde (SVSMS). Esteregulamento estabelece normas básicas deradioproteção nas áreas médicas eOdontológicas, incluindo princípios,limites, obrigações e controles básicos paraa proteção do homem e do ambiente, contraos possíveis efeitos indevidos causadospelo uso de fontes de radiações ionizantes.

Uma análise dos programas dasdisciplinas das escolas de odontologia doestado de Rio de Janeiro indica que elasmostram pouca ou nenhuma preocupaçãocom a proteção radiológica, o que foi

confirmado através de uma enqueteaplicada a professores responsáveis pelodepartamento ou serviço de radiologia dasfaculdades de odontologia. Este trabalhosugestiona a criação ou adaptação dedisciplinas existente, envolvendoradioproteção e qualidade de imagens emradiodiagnóstico, para melhorar,complementar e uniformizar a formaçãodos futuros dentistas, otimizando a soluçãodos problemas identificados.

Palavras chavesOdontologia Radio- diagnóstico Proteçãoradiológica.

PROTECCIÓN RADIOLÓCICA

IntroduçãoA Agência Internacional de EnergiaAtômica (AIEA) recomenda e a ComissãoNacional de Energia Nuclear (CNEN)estabelece normas básicas de radioproteção,incluindo os princípios, limites, obrigaçõese controles básicos para a proteção dohomem e do meio ambiente, contra ospossíveis efeitos indevidos causados pelouso de fontes de radiação ionízante.

Para que as recomendações daAIEA[03] e as exigências da CNEN [04]eda Secretaria de Vigilância Sanitária doMinistério da Saúde sejam cumpridas, énecessária uma capacitação adequada doodontólogo.

A CNEN, através do Instituto deRadioproteção e Dosimetria (IRD),mediante a publicações recentes, vemdifundindo as técnicas de radioproteção emodontologia.

O IRD [06] considera que, para alcançaresta meta, é necessária a implementação deprogramas de qualificação do pessoal quetrabalha com fontes de radiação ionizante.

O objetivo deste trabalho é mostrar anecessidade e a importância da capacitaçãoe da formação do odontólogo emradioproteção, que resultarão em ummelhor desempenho dos futurosprofissionais, na sua proteção e na de seuspacientes.

MetodologiaEste trabalho, até agora, levou em contadois ramos de investigação:a) inicialmente, buscou-se os curricula dasescolas de odontologia do Estado do Rio deJaneiro, para-se conhecer a situaçãopresente da radioproteção em seus cursos;b) depois, buscou-se opiniões deprofessores responsáveis pelo serviço oudepartamento de radiologia odontológicadas faculdades. Para tanto, elaborou-se umquestionário abrangendo diversos temasrelacionados com, normas, licenciamento,

controle, instalação, pessoal, equipamento,controle de qualidade, proteção radiológicae a disciplina. Mas aqui será exposto osresultados no tocante ao pessoal einstalações.

Houve uma preocupação de levar-se emconta as recomendações da AIEA, asexigências da CNEN e as exigências daSecretaria de Vigilância Sanitária doMinistério da Saúde, buscando-se avaliaros reflexos na saúde do profissional e dospacientes.

ResultadosA análise dos curricula das escolas doEstado do Rio de Janeiro indicou que:1. os conceitos relativos à radioproteção sãoministrados num contexto da disciplinaRADIOLOGIA que, em algumas escolas,se divide em RADIOLOGIA I eRADIOLOGIA II;2. na(s) disciplina^) o tempo destinado àradioproteção não chega a 10%.Por outro lado, a análise das respostas dosquestionários aplicados aos professoresresponsáveis pelo serviço ou departamentode radiologia odontológica das faculdadesindicou que:

1. na imensa maioria:a) das faculdades não possuem supervisor

de radioproteção ou responsáveltécnico responsável;

b) não possuem relação nominal,incluindo:i. toda equipe;

ii. suas atribuições;iii. respectivas qualificações

ecarga horárias;c) há na maioria das faculdades algum

tipo de privilégio ou compensaçãopara os trabalhadores expostos àradiação ionizante;

d) não existem áreas de trabalhodelimitadas e classificadas segundoas características do serviço;

TER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO YDEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

e) não existem quadros de orientação parapacientes e acompanhantes;

f) não existem dados disponíveis sobrequal é a carga média semanal detrabalho (mA mim);

g) não existem um histórico ocupacionalindividual;

h) os trabalhadores do R-X não utilizamdosímetro individual em área restrita;

i) não existem algum programa demanutenção dos equipamentos,incluindo processadoras;

j) não existem manual de instruçõesfornecidas, à equipe sobre operaçãodos equipamentos e procedimentosde trabalho;

k) não existem procedimento paracontrolar a qualidade das radiografiasda faculdade;

1) não conhece os procedimentos paralicenciamento de uma instalação;

2. há opiniões diversas sobre:m) se existe um serviço de radioproteção

em suas escolas;n) seus conhecimentos sobre os riscos e

danos dos raios -X;o) conhecimentos sobre os riscos e danos

dos raios -X.

ConclusãoComo a análise das respostas dosquestionários, em geral, confirmou a poucaimportância que os curricula dedicam aassuntos relacionados com a radioproteção,este trabalho sugere às escolas a criação dedisciplinas ou adaptação das já existentes, ea necessidade de um programa de controlede qualidade específico para as faculdadesde odontologia do Estado do Rio de Janeiroenglobando Proteção Radiológica eQualidade de Imagens, uniformizando aformação dos futuros odontólogos egarantindo maior qualidade nos serviçosoferecidos pelas faculdades. Instituiçõescomo a Universidade Federal do Rio deJaneiro (UFRJ), a Universidade Estadual doRio de Janeiro (UERJ) e o IRD/CNEN(todos no Rio de Janeiro) poderiamcontribuir para o sucesso da implantaçãodesta proposta.

Bibliografia1. International Commission on Radiological Protection, 1990"Recommendations of the ICRP", ICRP-60, Pergamon Press,Oxford, 1991.

2. International Commission on Radiological Protection."Radiological Protection of the Worker in Medicine andDestistry", JCRP57, Pergamon Press, Oxford, 1990.

3. International Atomic Energy Agency, Recommendations forthe Safe "Use and Regulation of Radiation Sources in Industry",Medicine, Research and Teaching; Safety Series 102, AIEA,Viena, 1988

4. Comissão Nacional de Energia Nuclear, Diretrizes Básicas deRadioproteção, norma NE-3.01, CNEN, Rio de Janeiro, 1988.

5. Governo do Estado do Rio de Janeiro - Comissão Estadual deRadioproteção e Segurança Nuclear, "Norma Técnica queRegulamenta a Instalação Física e Operacional de Equipamentode Radiodiagnóstico", Diário Oficial do Rio de Janeiro, 1991.

6. MOTA, H.C., Proteção Radiológica e Controle de Qualidadeem Radiologia Dentária, IRD/CNEN, Rio de Janeiro, 1994.

MX9900130

ELEMENTOS PARA DISMINUIRACCIDENTES RADIACTIVOS

Ma. Eugenia Cortés-lslas yFeo. Pablo Ramírez-García

Instituto Mexicano del Petróleo, Eje central Lá-zaro Cárdenas 152, Fax 567-6047Tel. 333-4000, extensión 20784C.P. 07730 D.F., México.

ResumenEn este trabajo se presenta una aplicacióndel método diagrama de causa y efecto (ode Ichikawa) para identificar los elementosque permiten disminuir accidentes al trans-portar material radiactivo. Se considera eltransporte de materiales peligrosos (loscuales comprenden los materiales radiacti-vos) en el periodo: diciembre de 1996 amarzo de 1997. Entre los elementos identi-ficados por este método se pueden mencio-nar: el tipo de carretera, la protección de lafuente radiactiva, el grado de responsabili-dad del conductor del vehículo y la prepa-ración que tiene el POE en el manejo dematerial radiactivo. Se muestran las dife-rencias encontradas entre las carreteras delinterior del país y el área de la ciudad deMéxico.

IntroducciónEn el uso y aplicación de material radiacti-vo es prioritario eliminar las posibilidadesde eventos que se conviertan en accidentesradiactivos. Por tal razón, es de beneficiopráctico disponer de una metodología quepermita identificar elementos que puedanprovocar accidentes radiactivos. Esto esnecesario porque en el Instituto Mexicanodel Petróleo (IMP) se aplican métodos queusan material radiactivo. Para este fin, sesigue la normatividad de la Comisión Na-cional de Seguridad Nuclear y Salvaguar-

dias (CNSNS) y los métodos, procedi-mientos y formatos del Manual de seguri-dad radiológica del IMP{ 1).

Materiales y métodosEn este trabajo se consideran accidentesradiactivos al transportar material radiacti-vo, dado que puede ocasionar una emer-gencia radiológica, en el caso de métodoscon material radiactivo desarrollados en elIMP (1).

Los métodos que se aplican son: el dia-grama de causa y efecto (denominado tam-bién Ichikawa), tabulaciones e histogramas(2).

Los datos usados corresponden a los ac-cidentes ocurridos a camiones que trans-portan materiales y residuos peligrosos (queincluyen los materiales radiactivos) duranteel periodo comprendido entre diciembre de1996 y marzo de 1997 (3).

ResultadosPara el caso del IMP, existen varios eventosque pueden ocasionar accidentes radiacti-vos (1), entre ellos se pueden mencionardos que interesan en este trabajo: "acci-dente de tránsito en zona urbana de unvehículo que transporta material radiactivo"y "Accidente de tránsito en carretera de unvehículo que transporta material radiacti-vo." Los diagramas de causa y efecto deestos eventos, son casi iguales porque con-

1ER CONGRESO IBEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

sideran los factores "personal", "vehículo"y "carreteras" o "vías de tránsito", para laciudad de México(CM). Las diferenciasaparecieron en la rama "carretera/vías detránsito", al considerar la subrama "tránsi-to" que en CM se desglosa en "contingen-cia ambiental" (con "no circula" y "dobleno circula") y "tránsito de gente"("normal"y "minusválida") (figura 1). En las coinci-dencias, es relevante mencionar para elfactor "carretera" las ramas: "flujo vehi-cular", "estado del tiempo", "diseño","materiales de construcción", "servicios",además del factor "tránsito", ya señalado(figura 1).

Conviene enfatizar que ambos diagra-mas toman en cuenta el factor "personal"con atención en el "conductor" (grado deresponsabilidad y capacitación del POE) lassubramas "capacitación" y reconocimientode la CNSNS". Por su parte, el factor"vehículo" se divide en las ramas "fuente"(poniendo atención en la "protección de lafuente"), "señalización" y "funcionamien-to" (la última con las subramas "manteni-miento correctivo o preventivo" y "acceso-rios").

Finalmente, se tabularon y analizaron losaccidentes de camiones que transportanmateriales y residuos peligrosos. Uno de losresultados más importantes es que el núme-ro de accidentes en la CM es mucho menorque en carreteras del interior de la repúblicamexicana, para el periodo diciembre de1996 a marzo de 1997 (figura 2).

ConclusionesEl método de causa y efecto (también co-nocido como Ichikawa) permitió identificarelementos que hacen factible eliminar o, almenos, disminuir los accidentes de vehí-culos que transportan sustancias peligrosas(comprendiendo las radiactivas) en México.Entre ellos está el grado de responsabilidaddel "conductor" y la preparación o "capa-citación del POE", el estado de funciona-miento del "vehículo" (dándole atención ala protección de la fuente) y las condicionesde la "carretera o vía de tránsito". En estesentido, vale la pena enfocar las carreterasdel interior del país para hacer cambios quepermitan disminuir los accidentes en ellas,considerando las estadísticas de accidentesde diciembre de 1996 a marzo de 1997.

AgradecimientosA la Policia Federal de Caminos, SecciónTercera del Estado Mayor, por el apoyopara consultar las estadísticas de accidentesde camiones de carga que transportan mate-riales y residuos peligrosos correspondien-tes al periodo de diciembre de 1996 a mar-zo de 1997.

A la Academia Mexicana de Ciencias, alcontar con su becario José Luis Ávila Val-dez, quien capturó los datos de accidentes ygeneró algunas tablas y gráficas.

Bibliografía1. Cortés I., M. E. y Ramírez G., F. P. Manual de seguri-dad radiológica, LEADE, Gerencia de InvestigaciónAplicada de Proceso, Subdirección de TransformaciónIndustrial, Instituto Mexicano del Petróleo, México, 1996.

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3. Dirección General de la Policia Federal de Caminos,Sección Tercera del Estado Mayor, Accidentes de camio-nes de carga que transportan materiales y residuos peli-grosos, México, 1997.

PROTECCIÓN RADIOL ÓGICA

FIGURA 2 ACCIDENTES DE CAMIONES QUE TRANSPORTAN MATERIALES Y RESÍDUOSPELIGROSOS

20-

GCARRETERA

• CIUDAD DE MÉXICO

DIC96

DUHUHADttAm-ElinO

FIGURA 1

MX9900131

DETERMINACIÓN DE NIVELES DERADIACIÓN POR NEUTRONES

EN UN ACELERADOR PARARADIOTERAPIA.

Lydia Paredes Gutiérrez*,Roberto Genis Sánchez**,Marco A. Salazar Berzunza*

*Instituto Nacional de Investigaciones Nuclea-res, Apdo. Postal 18-1027,11801, México, D.F.,Ipg ̂ nuclear, inin. mx"Fundación Clínica Médica Sur, Puente dePiedra ¡50, Col. Torriello Guerra, Tlalpan14050, México, D.F.

ResumenSe determinaron los niveles de radiaciónpor neutrones debido a reacciones fotonu-cleares (y,n) que ocurren en el blanco, filtrode aplanado, colimadores y el blindaje delcabezal de un acelerador médico VananClinac 2100C de 18 MeV, empleando do-símetros termoluminiscentes UD-802AS yUS-809AS. Los valores experimentales sepresentan para el plano paciente, dentro yfuera del campo de radiación, así como parael plano cabezal.

Palabras claveDosimetría de neutrones, aceleradores mé-dicos, resonancias fotonucleares.

IntroducciónLos aceleradores lineales de electrones pararadioterapia, producen un espectro deBremsstrahlung en un intervalo de energíade 0 a 25 MeV. Electrones y fotones conenergías mayores a 8 MeV, pueden produ-cir neutrones a través de la electrodesinte-gración (e,n) o debido a las resonancias

fotonucleares (y,n), las cuales se inducen envarios materiales como el blanco, el filtrode aplanado, colimadores y el blindaje delcabezal. Al respecto, la normativa interna-cional (IEC, NCRP, SSRCP) indica losvalores de fuga de radiación máximos paraaceleradores lineales en diferentes planos,donde se define que:

• La radiación de fuga está especificadaindividualmente para el plano pacientey a un metro de la trayectoria del haz deelectrones. El plano paciente está defi-nido como un área de 2 metros de radiodel eje central del haz para un trata-miento normal a un metro de distancia.

• La radiación de fuga es presentada co-mo un porcentaje de la dosis absorbidaen el eje central del haz para un trata-miento normal.

PROTECCIÓN RADIOLÓGICA

Desde el punto de vista de la filosofía deprotección radiológica y el diseño de insta-laciones para terapia, la producción deneutrones en aceleradores ha sido discutidaen normativa internacional (NCPR 49-1976, NCRP 51-1977, Report 188 IAEA-1979, etc.) y en diversos artículos desde elaño de 1975. Sin embargo, el tema deevaluación de la fluencia neutrónica y losespectros de energía de aceleradores médi-cos han tomado un renovado interés a partirde 1992, debido a los siguientes factores:

• La tendencia mundial de sustitución deequipos de 60Co, por aceleradores li-neales de electrones con energías altaspara terapia.

• Diseños más complejos del cabezal delacelerador y una mayor eficiencia parala producción de radiación.

• El empleo de nuevos colimadores, tipomultihojas y microhojas, para terapiaconformacional.

• El cambio en los valores del factor deriesgo por irradiación con neutrones dediferente energía, para el cálculo de ladosis equivalente según la norma ICRP60-1990.

• El estudio de los efectos biológicos delos neutrones en el paciente y personalocupacionalmente expuesto (POE), de-bido a dosis de radiación típicas.

• La validación nacional del blindaje delas instalaciones para radioterapia conla normativa existente.

• Para energías mayores a 10 MeV, elfísico-médico debe verificar cuál es lacontribución de los neutrones a la dosisequivalente total que recibe el pacientedurante un tratamiento.

Materiales y métodoTeóricamente, el rendimiento de los neu-trones fotonucleares está gobernado por laresonancia dipolar gigante (GDR), cuyaexpresión analítica (Xiatonian-1996) es de

la forma (Ec. 1):rEmax

>Eth

donde YGDR, rendimiento de neutrones de-bido a la resonancia dipolar gigante (GDR)(neutrones/electrón-MeV); p, densidad delblanco (g/cm3); / fracción de abundanciaisotópica; Nn, número de neutrones produ-cidos por reacción fotonuclear; A, pesoatómico (g/mol); Eo, energía del electrón(MeV); <JGDR(k), sección transversal foto-nuclear (mb); dl/dk, diferencial de la lon-gitud de trayectoria del fotón (cm/MeV); k,energía del fotón (MeV); Eth, energía um-bral de la reacción (MeV); Emax, energía dellímite superior de la reacción o la energíadel electrón cuando la energía del límitesuperior de la reacción es mayor que laenergía del electrón (MeV) (Swanson-1979). Swanson desarrolló una fórmulasimplificada para calcular el rendimiento deneutrones por reacciones fotonucleares paraespesores gruesos, como una función delnúmero atómico del blanco(Ec2).

< n « 7 i n n 5 í neutronesY = 1.94x1 (T 5 Z O 6 6 7 ± O O S

*""" V electron -

Asimismo, se obtuvieron los rendi-mientos de neutrones por electrodesintegra-ción y reacciones fotonucleares sobre elblanco de tungsteno, localizado dentro delcabezal del acelerador lineal de electronespara una energía de 18 MeV.

Se determinó experimentalmente la ra-diación de fuga de neutrones en el planopaciente (dentro y fuera del campo), comoun porcentaje de la dosis absorbida en el ejecentral del haz para un tratamiento típico de200 cGy y un campo 20x20 cm2, así comopor fuga de radiación del cabezal del acele-rador y la contribución por dispersión deneutrones en las paredes de la sala de tra-tamiento para una irradiación con una ener-gía de 18 MeV, utilizando dosímetros ter-moluminiscentes tipo Panasonic UD-802AS y US-809AS. Particularmente, los do-símetros UD-802AS, se emplearon para

7o? CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

medir la dosis equivalente por fotones yneutrones térmicos, y los dosímetros US-809AS, para evaluar la contribución porneutrones de energías intermedias y rápi-das. Ambos dosímetros termoluminiscen-tes están conformados por cuatro elementoscada uno y que hacen uso de una combina-ción de filtros anterior y posterior para ha-cer los cortes en energía requeridos, comose muestra en la tabla 1.Tabla 1. Combinación de elementos y filtros para losdosímetros termoluminiscentes tipo Panasonic UD-

802AS y US-809AS.Elementos deldosímetro

UD-802AS (y,niénniTOsJ

1

2

3

4

US-809ASv^iiUemicdios, rápidos^

l

2

3

4

Filtro anterior

plástico delgado

plástico grueso

plástico grueso

plástico + plomo

Cd

Sn

Cd

Cd

Material

Li210B4O7 :Cu

Li210B4O, :Cu

CaSO,: Tm

CaSO4: Tm

7Li2"B4O7 :Cu6Li2

10B4O7 :Cu6Li2 '°B4O7 :Cu6Li2 ' X O , :Cu

Filtroposterior

plásticodelgado

plásticogrueso

plásticogrueso

plástico +plomo

Cd

Cd

Cd

Sn

ResultadosPara los cálculos se utilizaron las siguientesespecificaciones técnicas: Eo = 18 MeV(energía máxima de los electrones quebombardean el blanco); IprOm = 400 |uA (co-rriente promedio de electrones sobre elblanco); Xw = 1.68 g / cm2 (espesor másicodel blanco), material del blanco= W; núme-ro atómico del blanco= 74 y una distanciade referencia con el eje de coordenadas enel blanco de un metro.

Se analizó la distribución del espectro enenergía para fotones y neutrones, así comola distribución de la sección eficaz diferen-cial e integral en función de la energía paralas reacciones fotonucleares y el materialblanco, encontrándose que las energíaspromedio de los neutrones generados en elblanco, filtros, blindaje de plomo del cabe-zal y coraza de acero inoxidable son 1.3

MeV, 0.92 MeV, 1.9 MeV y 1.9 MeV res-pectivamente.

El experimento se dividió en cuatro eta-pas, presentándose las posiciones de losdosímetros en las figuras 1 y 2, donde seindican los ángulos y arcos utilizados paracada plano respecto al acelerador.

Los valores experimentales encontradospara la fuga de neutrones en el plano pa-ciente dentro y fuera del haz útil, y a unmetro de distancia del cabezal del acelera-dor, se presentan en la tabla 2, donde seobserva que los niveles para la energía de18 MeV, están dentro de los límites esta-blecidos como estándar en la normativainternacional.

Tabla 2. Comparación de los valores de referencia yexperimental para fuga de neutrones fuera y dentro

del haz útil, para una energía de 18 MeV.Referencia

experimental

Fuera dd ha/

IEC

NCRP

SSRCR

Experimentai

Dentro del haz

IEC

NCRP

Experimental

Plano paciente

Neutrones/fotones

promedio*

(cGy/Gy)

0-02%

0.015%

0.02%

-

0.018%

(cSv/Gy)

0.4%

0.3%

0.4%

0.36%

A lm de la trayectoria de

Neutrones/Fotones

máximo*

(cGy/Gy)

0.05%

ALAP**

0.1%

0.040%

0.05%

< 1%

0.048%

(cSv/Gy)

1%

ALAP**

2%

0.9Ki*

1%

<20%

0.96

os electrones

Neutrones/fotones

máximo*

(cGy/Gy)

0.05%

ALAP**

0.05%

0.046%

(cSv/Gy)

1%

ALAP**

1%

0.92%

* Factor de conversión cGy a cSv de 20 (ICRP60-1990) para

neutrones con Epromedicr1 1 -3 MeV.

** ALAP.-As Low As Practicable

IEC.-International Electrotechnical Commission.

NCRP.-National Council on Radiation Protection and Measure-

ments.

SSRCR.-Suggested State Regulations for Control of Radiation

27C

PROTECCIÓN RADIOLÓGICA

Fig. I. Medición de radiación de fuga en plano pa-ciente, localizadas

en posiciones a 270°-90° y 0o-180°.

27CT Are 18CT 1(K7 BU Are

iBir ieor Ara

Fig 2. Medición de radiación de fuga a un metrodel blanco, en las posicionesde arco a 270°, 90° y 180°.

ConclusionesLos valores de fuga de neutrones presenta-dos por el acelerador médico Varían Clinac2100C de 18 MeV, en los planos pacientedentro y fuera del campo útil, así como enel plano cabezal, están dentro de los límitesestablecidos por la normativa internacional.

Debido a que se tienen diferentes dise-ños de cabezales y tipos de colimadores enaceleradores clínicos de alta energía, seconsidera necesario incluir esta pruebadentro de las rutinas de verificación, con elfin de validar la efectividad del blindaje deinstalaciones de terapia que operen conenergías desde 15 MeV. Adicionalmente,el físico médico deberá evaluar la produc-ción de neutrones y su contribución a ladosis equivalente total durante tratamientosde pacientes.

Por otra parte, dados los cambios en elfactor de riesgo por irradiación con neutro-nes y los límites de dosis equivalente anualpara personal POE y público, presentadospor el ICRP60-1990, la elaboración de lasmemorias de cálculo y la validación delblindaje para este tipo de instalaciones,requieren de una revisión más minuciosa enrelación con la contribución de los neutro-nes.

1ER CONCRESO IBEROIATINOAMERICANO Y DEL (ARIBE DE FÍSICA MÉDICA

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MX9900132

DOSIS ABSORBIDA RECIBIDA PORINFANTES SOMETIDOS A RADIOGRAFÍASDENTALES PANORÁMICAS Y CEFÁLICAS

Lilia Carrizales,Sandra Carreño

Instituto Venezolano deInvestigaciones CientíficasLaboratorio Secundario deCalibración DosimétricaCarretera Panamericana km, II. ApartadoPostal 21827. Caracas, Venezuela

ResumenEl reporte 115 de la IAEA recomienda quecada país y/o región establezca niveles dedosis absorbidas para cada técnica radiográ-fica empleada en diagnóstico. Dado lo ex-tenso y costoso de esta empresa, hemoscomenzado en una primera etapa con elárea odontológica, a fin de estimar los ni-veles de dosis recibidas a nivel del cristali-no y tiroides en infantes que acudían a unaimportante institución pública de nuestropaís para realizarse radiografías panorámi-cas y cefálicas.

Este trabajo servirá para justificar e im-pulsar un programa de garantía de calidaden Venezuela en el ámbito odontológicoque incluya aspectos tales como capacita-ción del gremio médico en lo referente a lajustificación de la práctica radiológica, op-timization de las unidades de rayos-Xodontológicas para producir una calidad deimagen adecuada que entregue al pacienteuna dosis absorbida tan baja como razona-blemente sea alcanzable sin detrimento deldiagnóstico (ICRP 60, 1990).

Palabras claveDosis absorbida en infantes, dosimetríatermoluminiscente, R-X panorámica, R-Xcefálica.

IntroducciónEn Venezuela es poco frecuente hablar demedición de dosis absorbidas por infantessometidos a radiografías dentales, pues noexiste un programa de garantía de calidaden el área odontológica que, entre otrascosas, incluya un entrenamiento profesionalque influya en la selección de criterios parala prescripción de radiografías especial-mente en niños.

La odontología como ciencia de la saludbucal utiliza la radiografía como herra-mienta fundamental para el diagnósticoclínico y control de tratamientos específi-cos, tal es el caso de la ortodoncia y la or-topedia bucal, las cuales utilizan con mayorfrecuencia las radiografías dentales extra-orales tipo panorámicas y cefálicas. Estasáreas persiguen el estudio del proceso deerupción de los dientes, relación interma-xilar, y la oclusión del paciente con la fina-lidad de plantear un tratamiento que le de-vuelva al paciente una función masticatoria

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

óptima junto con una estética bucal, gene-ralmente la prescripción de estas radiogra-fías comienza a muy temprana edad y engran número.

Con la finalidad de conocer las dosis re-cibidas en piel al nivel de los órganos cris-talino y tiroides, nos hemos dado a la tareade implantar la dosimetría clínica basada entermoluminiscencia en infantes que acudenal servicio de radiología de una instituciónpública de Caracas. Dicho trabajo es laprimera etapa de un proyecto más amplioque perseguirá establecer los niveles dedosis absorbidas en piel a nivel del cristali-no, tiroides y médula, que reciben los pa-cientes sometidos a diversos estudios ra-diológicos intra y extra orales en diferentesinstituciones publicas y/o privadas denuestro país, tal como lo recomienda elreporte 115 de la IAEA, 1997.

Los resultados servirán para justificar eimpulsar un programa de garantía de cali-dad en Venezuela en el ámbito odontológi-co, que incluya aspectos tales como capa-citación del gremio odontológico sobre lajustificación de la práctica radiológica, fun-cionamiento óptimo de las unidades de ra-yos-X odontológicas para producir una altacalidad de imagen, entregando al pacienteuna dosis absorbida tan baja como razona-blemente sea alcanzable sin detrimento deldiagnóstico (ICRP 60,1990).

Materiales y métodosEl primer paso de esta investigación con-sistió en implantar el control de calidad delcuarto de revelado y de la unidad de rayos-X marca FIAD Rotograph de la instituciónseleccionada, para determinar sus condicio-nes de funcionamiento reales.

El segundo paso de esta investigación seconcentró en la puesta a punto del sistemade medición termoluminiscente a ser utili-zado en la dosimetría clínica. Para tal fin serealizaron controles rutinarios de la luz dereferencia del sistema detector TLD. Du-

rante todo el periodo invertido en la tomade muestras (cuatro meses) se obtuvo unadesviación estándar para 10 lecturas de0,291 y un coeficiente de variación quefluctuó desde 0,2 hasta 0,5 %.

Se utilizó fluoruro de litio 100 comoelemento detector por ofrecer: amplio rangode exposición, independencia de la calidadde la radiación y tasa de dosis, alta preci-sión, y por ser un material de tejido equi-valente.

100 TLD de LiF-100 fueron sometidosal proceso de recocido a 400 °C por unahora, seguido de 100 °C por 2 horas en elhorno Harshaw, cada vez que finalizaba unciclo de irradiación y lectura. Se les realiza-ron pruebas de linealidad, consistencia,reproducibilidad y sensibilidad. Para estaúltima, efectuamos cinco irradiaciones con2 mGy de Cesio 137, leyendo los dosíme-tros en sistema Harshaw 2000C y 2000B.Se obtuvieron 33 dosímetros reproduciblescon un factor de sensibilidad relativa pro-medio de FSR =1,041 (an.i = 0,07 y CV %= 6,3 %).

Dado que la asignación del factor de ca-libración se realizó mediante un haz de Ce-sio 137, se procedió con el estudio de larespuesta energética de los TLD seleccio-nados, se determinó la capa hemirreductoradel equipo de rayos-X FIAD del hospitaldonde se llevaría a cabo la toma de mues-tras, su valor fue de 1,5 mmAl para unadiferencia de potencial de 65 kVp lo queequivalía a una energía efectiva de 25 kVp,basándose en el TRS 796 se determinó elfactor de respuesta energética cuyo valorfue FRE= 1,36.

La calibración se realizó con tres gruposde 10 dosímetros, cada uno de ellos se irra-dió en el haz de Cesio 137 con 5, 10 y 20mGy. Se obtuvieron respuestas termolumi-niscentes de (48,3; 98,9 y 199,9) nC res-pectivamente que arrojaron un factor .decalibración promedio igual a: FC= 0,1015mGy/nC.

BibliografíaLos resultados obtenidos permiten postularque es posible discriminar la presencia delos diferentes factores mencionados quemodifican la imagen según niveles de fre-cuencia en la transformada de onditas.Estimamos que estos resultados son promi-sorios para:a) Desarrollar técnicas de evaluación cuan-titativa dela UT.b) Encontrar mecanismos de corrección enla separación frecuencial por niveles deresolución.

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4. Wavelets in Medicine and Biology, Edited by Aldroubi A. andUnserM.CRCPress.1996.

,s

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Gráfica 3

TOMES

En la gráfica 3 se ha realizado el prome-dio de las dosis recibidas por los pacientesa quienes se les prescribieron estos dos ti-pos de radiografía, al mismo tiempo. Obtu-vimos un gran valor promedio de 3,63 mGycon una incertidumbre del 21%. En el estu-dio pudimos constatar que 88% de los in-fantes que acudían al servicio para radio-grafías panorámicas y cefálicas eran desexo femenino.

ConclusionesEl próximo paso de esta investigación con-sistirá en realizar mediciones en diferenteshospitales de la capital y del país para in-crementar la estadística y mediante simula-ción de Montecarío estimar las dosis reci-bidas por cristalino, tiroides y médula óseapara pacientes de diferentes edades y sexos.

Los niveles de dosis absorbidas encon-tradas son levemente más altas que las re-portadas en la literatura para este tipo deestudios (1-3 mGy)(5"13). Por otra parte elReporte 115 de la IAEA sólo establece ni-veles de referencia para radiografías peria-picales y AP de (5 y 7) mGy respectiva-mente, mas no para radiografías panorámi-cas y cefalométricas, por lo que la investi-gación planteada podría ser de gran ayuda.

Podemos decir, con toda propiedad, quedadas las importantes fallas encontradasdurante el control de calidad de la mencio-nada unidad, es de esperar que optimizandoel funcionamiento de la misma y estandari-zando las técnicas de irradiación se reduz-can los niveles de dosis en piel. Esta reali-dad no difiere de la del resto del país, debi-do a que no se cuenta con un programa degarantía de calidad. Los presentes resulta-dos servirían para justificar e impulsar di-cho proyecto de garantía de calidad odon-tológico a escala nacional.

AgradecimientosAl Dr. Federico Gutt, jefe del LaboratorioSecundario de Calibración Dosimétrica(IVIC) por su incondicional apoyo y cola-boración para llevar a cabo esta investiga-ción.

Al Lie. Juan Díaz por su minuciosa revi-sión y valiosas sugerencias realizadas alpresente manuscrito.

A la Fundación Hospital Ortopédico In-fantil (FHOI), por permitirnos realizar lainvestigación en sus instalaciones.

Al personal médico y paramédico delservicio de rayos-X de la FHOI, en especiala la Dra. Gloria Silva y al Lie. Fuenmayor,por la continua colaboración durante la to-ma de muestras.

A la Sra. Olga Arandia secretaria delLSCD, por el constante apoyo logísticodurante el transcurso de esta investigación.

PROTECCIÓN RADIOLÓGICA

BibliografiaComisión Internacional de Energía Atómica. Recomendaciones,

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MX9900133

UN INDICADOR PARA OBJETIVAR LASMEJORAS LOGRADAS EN PROTECCIÓN

RADIOLÓGICA APLICADO A EVALUAR ELACCIONAR DE RADIOFÍSICA SANITARIA DE

SANTA FE-ARGENTINARoberto LescanoyCarlos Caspa/ti

Radiofísica Sanitaria-DiGAM-MSyMA de Santa Fe.Obispo Gelabert 3586. (3000) Santa Fe. Argentina. Fax:54-42-522933Tel: 54-42-539547. E-mail: ccaspani@fiqus.unl.edu.ar,rlescano@fbcb.unl.edu.arEscuela de Sanidad-FByCB-UNL Barrio El Pozo. (3000)Santa Fe-Argentina

ResumenEn este trabajo se propone un indicador decalidad en acciones de protección radioló-gica considerando todas las dosis indivi-duales del personal ocupacionalmente ex-puesto (POE) expresados como promedio,teniendo en cuenta también la carga de tra-bajo de cada instalación.

IntroducciónEs importante medir de manera objetiva lacalidad de la tarea que se lleva a cabo en elcontrol de la seguridad radiológica en saludpública, sobre todo considerando que losindicadores operacionales que se utilizan:(número de inspecciones por unidad detiempo, número de centros habilitados res-pecto al total de centros, número de profe-sionales habilitados para el uso de equiposde rayos X, conferencias y cursos dictados,presentaciones a congresos y cantidad depersonal ocupacionalmente expuesto condosimetría personal) de ninguna manerapueden dar una idea concreta y clara de laeficiencia de las acciones realizadas, como

tampoco lo dan los indicadores de salud(morbilidad y mortalidad en un periodo)utilizadas para evaluar la totalidad de lasacciones de salud.

Métodos y materialesEl método empleado consiste en la evalua-ción promedio de la dosis individual recibi-da por el personal ocupacionalmente ex-puesto (POE) medida en una gran pobla-ción contrastada con el promedio de dosisambientales de monitores ubicados siempreen el mismo lugar.

Al tomar el promedio de las dosis indi-viduales se soluciona el problema del nú-mero cambiante de POE por altas y bajas,vacaciones y la creación y desaparición decentros asistenciales, pero esto no solucionala variación de la dosis individual debido alaumento o disminución de la carga de tra-bajo o al cambio en el tipo de estudios rea-lizados en cada centro.

PROTECCIÓN RADIOLÓGICA

Por ello la necesidad de contrastarlo conun parámetro que refleje el cambio debido aun aumento o disminución del número depacientes, así como debido a los distintostipos de estudios que se requieren en cadacaso, para ello se usa un monitor ambientalcolocado en el área de trabajo, cuyo au-mento o disminución de la dosis medida esdirectamente proporcional al aumento odisminución de la cantidad de radiaciónemitida.

El material empleado puede ser dosime-tría de película o dosimetría termoluminis-cente o dosímetro de lapicera combinadocon dosimetría integral de cámara de ioni-zación o cualquier combinación entre ellos,siempre y cuando se comparen las mismas.En este trabajo se utilizó dosimetría de pe-lícula.

ResultadosComo se ve en la figura 1 se representa elpromedio de las medidas de dosis del per-sonal ocupacionalmente expuesto, expresa-das en miliSievert obtenidas entre 1991 y1997.

0 ISW i

Tjerrpo (años)

Figurai

Si bien el promedio de dosis muestra unatendencia a la disminución, el análisis añocon año indica que a veces hay aumento odisminución y también estacionamiento loque no permite una conlusión.

A continuación se muestra la figura 2donde en un diagrama de barras se repre-sentan los promedios de dosis ambientalesobtenidas entre los mismos años.

Tiempo (año)

Como se puede observar la variación eserrática y no hay posibilidades de observartendencia alguna.

La tabla muestra lo mismo que las figu-ras anteriores, el promedio anual de las do-sis recibidas por todos los operadores y losmismos obtenidos a partir de los monitoresambientales de cada sala colocados siempreen el mismo lugar. En la cuarta columna sepresentan los valores del indicador pro-puesto, obtenido en cada caso dividiendo ladosis personal por la dosis ambiental y ex-presado como porcentaje:

Año

1991

1992

1993

1994

1995

1996

1997

Dosis personal

3,57

3,46

2,78

2,76

1,46

1,95

1,04

Dosis ambiental

12,40

12,44

10,55

9,23

10,42

21,71

12,00

Indicador

28,79

27,81

26,35

29,90

14.02

8,9

8,66

ConclusionesComo se observa en la tabla anterior, laúltima columna nos indica cómo va decre-ciendo el valor numérico del indicador amedida que transcurre el tiempo, viendo enla tercera columna que la carga de trabajovaría así como lo hacen las dosis de la se-gunda columna. El indicador muestra unatendencia definida.

AgradecimientosAl Ministerio de Salud de la provincia deSanta Fe por permitirnos desarrollar la ta-

rea, al Tec Oscar Roitbarg y al Tec MarioBrizuela por el tratamiento de los datos.

BibliografíaWlio, Manual on raâiation protection in hospital ana peral "Recomendaciones de la Comisión Internacional de Protecciónpractice volume 2 WHO 1977 Radiológica 1990", in lãP 60, Sociedad Española de Radio-

protección Radiológica, 1995."International Basic Safety Standards for Protection againstionizing Radiation and for the Safety of Radiation Sources'^

MX9900134

EVALUACIÓN DE DOSIS ENDIAGNÓSTICO POR TOMOGRAFÍA

COMPUTARIZADAW.Flores*, J.C. Borges*,H. Mota**

*Universidad Federal de Rio de Janeiro,PEN / COPPE/UFRJCaixa Postal 6850921945 - 970, Rio de Janeiro, Brasil* *Instituto de Radioprotección y Dosimetría,IRD / CNEN Caixa Postal 3775022780- ¡60, Rio de Janeiro, Brasil

ResumenLos pacientes que están sometidos a exámenes por tomografíacomputarizada están expuestos a dosis relativamente altas,dando como resultado dosis en órganos que no son materia deexamen. Se realizó un levantamiento de niveles de dosis enpacientes sometidos a exámenes por TC, utilizando paramedir esta magnitud, dosímetros termoluminiscentes TLD-100, los cuales fueron colocados directamente en el paciente,en regiones del ojo, tiroides, pecho y ombligo; encontrándosedosis que fluctúan entre 29.10-49.39 mGy en órganos que sonexaminados y valores de dosis que están entre 0.21-29.10mGy para órganos que no son materia de examen. Las aplica-ciones de las radiaciones ionizantes en medicina no tienenlímites de dosis, pero atendiendo al principio de optimizaciónde protección radiológica, se recomienda el uso de vestimentade protección antirrayos en zonas que no se han examinado,logrando con esto reducir la dosis a niveles tan bajos comosea posible, sin que esto disminuya la calidad del examen.

Palabras clave una excelente resolución de densidad, lo-Tomografia computarizada, dosimetría. &mào diferenciar los tejidos mole.

Los exámenes por tomografía computa-Tntroduccinn rizada toman considerable importancia en

la contribución de dosis en el paciente, co-La tomografía computarizada (TC) tiene m o c o n s e c u e n c i a d e l a eXpOsición a radia-mucha utilidad en radiología diagnóstica, d ó n i o n i z a n t e . L a c a n t i d a d d e radicaciónsiendo esta de naturaleza no invasiva y de q u e r e d b e m p a c i e n t e s o m e ü d o a e x a m e_

1ER CONGRESO iBEROiATiNOAMERiCANo Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

c" - Í

nes de TC es función de muchos paráme-tros físicos, y siendo así, la dosis puedevariar considerablemente de scanner parascanner y de imagen para imagen, depen-diendo de la exigencia del radiólogo.

La protección radiológica defiende laminimización de los riesgos por radiaciónen la obtención de imágenes médicas, me-diante un programa de optimización y ga-rantía de calidad, tomándose en cuentaniveles de referencia recomendados.

Un paciente al someterse a examen porTC, sufre una exposición a radiación du-rante un cierto intervalo de tiempo y el ni-vel de exposición necesario para generaruna imagen útil depende de muchos facto-res tecnológicos de la tomografía. Como ladosis es uno de los factores ligados a lacalidad de imagen, se considera necesariosu evaluación en exámenes de TC y de losfactores técnicos para buscar mecanismosadecuados que permitan la reducción deestas dosis sin que ocurra pérdida de cali-dad de imagen.

En este trabajo se realiza mediciones dedosis directamente en pacientes, sometidosa exámenes por TC, de esta forma logramosevaluar niveles de dosis de radiación a laaltura del cristalino, tiroides y en la piel.

Materiales y métodosLa evaluación de dosis se realizó en pa-cientes sometidos a exámenes por TC delHospital Oncológico del Instituto Nacionaldel Cáncer, en el servicio de tomografíacomputarizada. Se usó dosímetros termo-luminiscentes de TLD-100, calibrados enaire en un campo de radiación generado porun equipo de rayos-X operando a 125 kVp.Estos dosímetros fueron aplicados en 34pacientes a nivel de los ojos, tiroides, tóraxy abdomen. La lectura de los dosímetros serealizó en el Departamento de Física Médi-ca del Instituto de Radioprotección y Do-simetría usando una lectora Harshaw 4000.

Los exámenes fueron realizados en el

tomógrafo del Hospital Oncológico marcaELSCINT, modelo EXCEL 2000SPRINTER bajo las condiciones especifi-cadas en la tabla 1.

Tabla 1. Condiciones técnico-operacionalesutilizadas.

Examen

Cráneo

Tórax

Abdomen

Abdomen/Tórax

Abdomen/Pelve

Pelve

kVp

120

130

120

130

130

130

mAs

240

315

315

315

315

315

Corte(mm)

5

10

10

10

10

10

Inc.demesa(mni)

5

10

10

10

10

10

N°decortes*

39.3(37-43)

44.8(29-64)

55.3(32-85)

45.3(38-52)

61.0(42-79)

29.5(24-35)

* Número medio de cortes, los valores en paréntesis representavalores mínimo y máximo de cortes.

ResultadosDebido a la naturaleza del examen y a lanecesidad de usar contraste, el número decortes fue variando de paciente en pacientey para cada tipo de examen, presentando enesta muestra el valor medio del númerocortes y valores de mínimo y máximo, enparéntesis, mostrados en la tabla 1.

La tabla 2 presenta la dosis absorvida enórganos tales como el cristalino, tiroides,piel a nivel de pecho y ombligo, medidosen 34 pacientes, sometidos a exámenes deTC más comunes.

RADIOLOGÍA DIAGNÓSTICA

Tabla 2. Resumen de los resultados.

Examen*

Cráneo

( 4 )

Tórax

( 8 )

Abdomen

( 5 )

Abdomen/Tórax

( 3 )

Abdomen/Pelve

( 1 2 )

Pelve

( 2 )

Promedio de dosis (mGy)

Crista-lino

41.93

1.45

0.57

0.87

0.57

0.21

Tiroides

1.43

29.10

0.86

12.08

1.13

0.25

'Piel anivel depecho

0.32

33.70

4.52

47.21

14.78

1.10

Piel anivel deombligo

0.22

1.59

45.63

12.19

49.39

24.76

* Los valores en paréntesis representan el número de exámenes.

ConclusionesLa tabla 2 muestra la dosis absorbida en elcristalino, tiroides y piel a nivel de pecho yombligo; observamos que la dosis en estosórganos resulta ser casi 100 veces mayorque la dosis de referencia para radiografíadiagnóstica en examen de tórax. En elexamen de cráneo se observan dosis ochoveces mayor que el valor de referencia pararadiografía, en los otros exámenes se tienendosis cinco veces mayor que los valores dereferencia recomendados por el OIEA. Losórganos que no son materia de examentambién reciben una cierta dosis innecesa-ria. En el examen de tórax se ve que elcristalino recibe la mitad de la dosis delnivel de referencia para examen de cráneoen radiografía diagnóstica; y la tiroides re-cibe casi el triple de un examen de abdo-men o pelvis. Estos resultados no se com-paran con niveles de referencia para CT,debido a que la magnitud medida no está entérminos de índices de dosis de CT.

Observando los resultados obtenidos, enel que se tiene regiones y órganos radiosen-sibles que están expuestos a radiación sinser materia de examen, se recomienda evi-tar esto, haciendo uso de materiales y ves-timenta antirrayos, de tal modo que se pue-da reducir la dosis a niveles tan bajos comosea posible, sin que esto lleve a una reduc-ción de la calidad de examen.

AgradecimientosAgradecemos al Instituto de Radioprotec-ción y Dosimetri(IRD) y al Hospital On-cológico por las facilidades proporcionadasdurante la ejecución de este trabajo.

Bibliografía1. Beaconsfield T., Nicholson R.,Thornton A. Would

Thyroid and Breast Shielding be Beneficial in CT of the

Head?. Eur. Radiol. 8,(1998).

2. Coelho, M, Distribuição de dose em Tomografia Com-

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Instituto de Engenharia Militar, Rio de Janeiro.

3. Mostrom U., Ytterbergh C, Eye lens dose in cranial

computed tomography with reference to the technical

development of CT scanners. Acta radioldiagnosis 27,

(1986).

4. International basic safety standards for protection aginst

ionizing radiation and for the safety of radiation sources,

Internacional Atomic Energy Agency, 97, 115.

5. ICRP, "Radiological Protection and Safety in Medici-

ne", publication 73,1996.

6. ICRP, "Recomendation International Commission on

Radiological Protection", publication 74, pergamon press,

oxford, 1997.

MX9900135

MAMMOGRAPHY IN PUBLIC HOSPITALSAT RIO DE JANEIRO: A QUALITY

ASSURANCE PROGRAMClaudia Briquet, Celia M. C.Coutinho, Helvécio C. Mota,Eliane Tavares

Instituto de Radioproteção e Dosimetría/ Com-missão Nacional de Energia NuclearAv. Salvador Allende, s/n" CEP:22780-160 - Riode Janeiro -RJ- BrasilE-mail: briquet@ird.gov.br eliane@ird.gov.br

AbstractThis paper presents the preliminary results and the methodol-ogy followed for the implementation of a Quality AssuranceProgram in public hospitals at Rio de Janeiro.

We observed that the main problems of image are due tothe processing. None facility has a dedicated processor andthe processor daily quality control is a concern not yetadopted.

IntroductionMammography is the method of choice forthe early detection of breast cancer. Theeffectiveness of breast cancer diagnosisdepends on the production of high qualitymammograms.

Two years ago, we started a qualityassurance program in mammography inpublic hospitals at Rio de Janeiro, under thesupport of National Commission of NuclearEnergy. The aim of the project was toevaluate the existing situation in publichospitals, with especial reference to patientdose and image quality.

Materials and methodsIt was used thermoluminescent dosimetersto evaluate patient entrance skin doses. Thedosimeters were fixed to the patient's skinin the center of the radiation field.

To determine HVL, kVp accuracy andreproducibility we used a Victoreen4000M+. The compression force wasevaluated with a bathroom scale (1).

Table 1 summarizes the tests we per-formed in each hospital and its frequencies.

RADIOLOGÍA DIAGNÓSTICA

Table 1. Qualit> i .«"iiol K I N Jtiil its frequencies

Ter*.

Entrance skin doses

Phantom Image

HVL

Tube voltage

Compression Force

Safelights

Processor Sensitometry

Darkroom cleanliness

Screens cleanliness

initially

XXX

X

X

X

X

X

X

daily

X

X

X

scmiannually

XXXXXX

For each facility we made an assessment ofimage quality using two methods: phantomand clinical images (1). We used theMammographic Accreditation Phantom -Victoreen 18-220 to verify the ability todetect small structures similar to thosefound clinically. A good system should beable to see the 3rd mass (0,75 mm), the 4th

fiber (0,75) and the 3rd speck group (0,32mm).

Results and discussionDarkroom installations were adequate in allstudied hospitals, although all the dark-rooms presented inadequate conditions ofcleanliness.

During our work we implemented adaily processor sensitometry control. Wealso demonstrated how the cleanliness ofscreens and darkroom could improve imagequality.

The patient entrance skin doses were inaccordance with the levels proposed by theEuropean Commission working document(2),belowl0mGy.

The equipment were adequate for allstudied hospitals: HVL (0,30 mm Alequivalent), adequate compression force(16 Kg), kVp accuracy within 5% and re-producible with a coefficient of variationlesser than 0,02 (2,3).

Table 2 summarizes the results of phan-tom evaluation. As we can see only one ofthe units - hospital 3 - did not show an ac-ceptable performance.

Table 2

Mass

Fiber

Speck group

. Number of Visible Test ObjectsPhantom Evaluation.

Hospital 1 *

4

5

3

tfióspnai2

3

4

3

Hospital 3

3

3,5

2

in the

ILnspnaM

3

4

3,5

Table 3 summarizes the main factorsthat affect images in the studied facilities.In the table yes means that factor waspresent in at least 25 % of the films. Theanalysis of film rejection was mademonthly.

TableFactors

Handling artifacts

Screen artifacts

Noise

Grid lines

Stub lines

Roller marks

Other processorartifacts

3. Clinical

Hüi-pilal 1

No

Yes

Yes

No

No

No

No

imagesHospital Z

No

YesYes

No

No

Yes

No

evaluation.

Hospital 3

YesYesYes

No

Yes

Yes

Yes

Hospital I

NoYes

Yes

NoYes

Yes

Yes

ConclusionsAs yet this study is incomplete, but somepreliminary conclusions can be done:

• Quality Assurance Programs allows notthe solution, but the identification ofproblems and how they affect clinicalresults.

• Simple corrective actions as darkroomand screen cleanliness can improve theimage quality.

• A daily processor quality control isfundamental for the image quality, butit is a concern not yet adopted by thetechnologists. It is important to adoptthe attitude that quality control is acontinuous process.

• We did not attained the optimal per-formance conditions, but we made aneffort that must be extended to otherhospitals, in order to obtain the maxi-mum potential of the imaging tech-niques.

UR CommolmoiAiimmmcAm wti OWEwFÍSICA MÉDICA

We suggest further training of tech- Bibliographynologist in image quality requirements.

1. Mammographic Quality Control Manual, AmericanCollege of Radiology, 1992

2. European Protocol on Dosimetry in Mammography-

EUR16263, European Commission, 1996.

3. Chevalier, M; Moran, P; Vano, E - Impact of SeveralRecommended Actions for Improving Image Quality inMammography, Rad. Prot. Dosim, vol. 57 (1-4), 1995,

MX9900136

MODELO CONEXIONISTA PARARECONSTRUÇÃO DE IMAGENS

TOMOGRÁFICASR. G. S. Rodrigues1; C A.Pela2 & A. C Roque S. F.3

113Deparlamento de Física e Matemática(FFCLRP) USPAv. Bandeirantes,3900 -14040-901 - Ribeirão Preto (SP)rglauco@neuron.ffclrp.usp.br

ResumoEste artigo mostra uma rede neural artificial com topologiaadequada à reconstrução de imagens tomográficas. A funçãode erro associada é derivada e o algoritmo de treinamento éconstruído. Os resultados simulados são apresentados e a ex-istência de soluções generalizadas são demonstradas, utili-zando-se redes com funções de ativação lineares.

AbstractThis paper shows an artificial neural network with a ade-quately topology for tomographic image reconstruction . Theassociated error function is derived and the learning algo-rithm is make. The simulated results are presented anddemonstrate the existence of a generalized solution for netswith linear activation function.

Palavras chaveTopografia, redes neurais, reconstrução deimagens

IntroduçãoPara conseguir um algoritmo utilizandoredes neurais artificiais, capaz dereconstruir imagens tomográficas, comeficiência comparável à dos melhoresmétodos tradicionais, basicamente, pode-sepensar em dois caminhos: um dentro docontexto de otimização usando uma

topologia padrão de rede e outrorelacionado com o cálculo direto dos pesosutilizando uma arquitetura de redeapropriada.

O segundo caminho sugere o estudo daTransformada Inversa de Radon, com afinalidade de encontrar-se diretamente ospesos. O modelo proposto foi inspirado naidéia da retroprojeção filtrada porconvolução associada a uma retroprojeção,normalmente usada na aproximação daTranformada Inversa de Radon.

O algoritmo de treinamento, utilizando o

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

gradiente descendente na forma maissimples, foi construído.

MetodologiaCada neurônio da camada escondida temsua ativação dada pelo produto escalar donúcleo de convolução correspondente coma submatriz da camada de entrada, centradana posição correspondente ao neurônio emquestão.

Se todas as camadas possuírem NxNelementos, a matriz de pesos com N4

elementos caracterizada pela conexão totaldos neurônios da camada de entrada com acamada oculta, terá apenas 9xN2.

Na-A, pode-se ver o diagrama deconexões da camada de entrada para acamada oculta e a estrutura da rede.

Na -B pode-se ver as conexões dacamada oculta com um neurônio da camadade saída. Essa etapa está fundamentada nadependência entre ativações pré e póssinaptica, que é estabelecida a partir deargumentos relacionados com a geometriadaretroprojeção.

|?1 ?! •! N FS H PI PI m • [II I ! 13 II K n I' t i 5t; . ES

B

Figura: A) Esquema de conexões da camada de

entrada para a camada escondida e da estrutura da

rede. B) Esquema de conexões da camada escondida

para a camada de saída da rede.

Um algoritmo de treinamentorelativamente simples pode ser escritoaplicando o gradiente descendente naminimização da função de erro quadrática

p ~^ (n r> Y — ̂ ( Ymn ri \ mn mn ) ~ /•» x~mn)

associada ao modelo da.Gmn é o valor da saída desejada, Om é a

ativação do neurônio (m,n) da saída que écalculado como mostrado na.

RADIOLOGIA DIAGNÓSTICA

Equação: Cálculo das ativaçõesneurônios da saída da rede.

0 mn ~ Yé POmn H

0

onde,

dos

9l{m,n,0)

(m,n,d) = ̂ mz+n2 .cos[0-tan \m/n)Jcom n não nulo e Ha é a ativação doneurônio (0, l) da camada escondida, sendocomputado como mostrado na Equação:Cálculo das ativações dos neurônios dacamada escondida da rede.

F1 4- T F2

Discussões e ConclusõesUtilizando diferentes números de exemplosno treinamento, pode-se observar, na, odecaimento da função de erro.

Figura .- Decaimento do valor do erro devido aotreinamento para diferentes números de exemplos.

6000-

= / F°

,.K Km1 (9+\,(-\)-1 ã

O cálculo do gradiente para os pesosPaw, utilizando a regra da cadeia padrão, émostrado na.Equação: Gradiente da matriz de pesos*6mn.

ÔE ÕE ô G _

0 10000 20000 30000 40000 50000 60000

Número de iterações

Figura: Curvas de erro para quatro padrões. Quandoo erro chegou próximo de zero, ocorreu uma

divergência e a função de erro cresceu.

dROmn ~mn Tnn Ornu

Ha

O cálculo do gradiente para os pesos

é mostrada na.Equação: Componentes

relativo à matriz de pesos ,as

%

K

Os pesos da rede podem ser atualizadosutilizando as regras de aprendizagem da.Equação: Regras de aprendizagem.

n) Utilizando quatro imagens notreinamento, foi possível obter-se um erropequeno ao final do treinamento comomostrado na, com um alto grau deespecialização da rede nos quatroexemplos, entretanto verificou-se a perda

do gradiente da capacidade de generalização, que écompleta quando a rede é inicializadautilizando pesos análogos a um filtro digitalbidimensional 3x3 capaz de propagar asativações da camada de entrada para acamada oculta de forma a suavizá-la evalores uniformes nos pesos da saída dadospor l/N3.

Algoritmos de minimização maispoderosos podem acelerar a convergência,quando se utiliza um número maior depadrões de treinamento.

" a

JEaí"m

4(e,M)

F =novo

antigo ôF. •novo ~ "antigo "*" 7

P

dP,

1ER CONGRESO ÍBEROIATINOAMERICANQ Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Bibliografía1. R.G.S. Rodrigues, C.A. Pela e A.C.R Silva (1995),

"Reconstrução de imagens tomográficas utilizando redes

neurais", in Anais do It Congresso Brasileiro de Redes Neums,

pp., Curitiba-PR.

2. M.T. Munley et al. (1994), "An artificial neural network

approach to quantitative single photon emission computed

tomographic reconstruction with collimator, attenuation and

scater compensation", in Med. Phys. 21 (12), 1889-1899.

3. J. P. Kerr and E. B. Bartlett (1995), "A statistically tailored

neural network approach to tomographic image reconstruction",

in Med. Pkys. 22 (5).

Agradecimentos: Esse trabalho é suportado pela FAPESP.

MX9900137

NIVELES DE INTERVENCIÓN EN UNPROGRAMA DE DETECCIÓN PRECOZ DEL

CÁNCER DE MAMA Y EVALUACIÓN DECUATRO UNIDADES PARTICIPANTES

F. Carrera Magariño, *.S. Velázquez Miranda,FJ. Manzano Martínez,J. Sánchez Segovia,

Hospital "Juan Ramón Jiménez"Ronda Norte s/n 21005Huelva, España

ResumenIntroducción: se presentan las bases parahacer un análisis costo-beneficio de un pro-grama de detección precoz del cáncer demama (PDPCM), y en consecuencia lasclaves para su optimización, desde el puntode vista radiológico. Tomando esto comoreferencia, se hace un control de calidadexhaustivo de cuatro unidades mamográfi-cas, que estaban participando o eran candi-datas a participar en un programa de detec-ción precoz del cáncer de mama, y se pre-sentan los resultados.

Materiales y métodos: se hace una revi-sión de la literatura para determinar cuálesson los aspectos relevantes a considerar a lahora de garantizar la protección radiológicade las participantes en el programa. Se haceel control de calidad de cada una de lascuatro unidades. Se sigue el protocolo es-pañol de control de calidad en mamografía,obteniendo valores para la medida de doceparámetros de interés.

Resultados: se encontraron como nivelesde intervención relevantes, en lo relativo a

la protección radiológica, los siguientesitems: 1. Dosis promedio glandular porimagen, 2. Número de imágenes por mama,3. Acceso por edades de las participantes.Por otra parte, se muestran los resultadosdel control de calidad de las cuatro unida-des, y el histograma de las dosis promedioglandulares a 100 participantes atendidas enel mamógrafo que en ese momento sopor-taba la mayor parte del programa.

Conclusiones: Debería restringirse el ac-ceso al programa a mujeres menores de 45años, mantenerse la dosis a la mama están-dar en torno a 1 mGy/imagen. Debería dis-ponerse en cada unidad de un portacasettede 24 x 30 cms y considerarse la utilizaciónde una sola proyección (LO) por mama. Esnecesario implantar, de manera inmediata,programas de garantía de calidad. Por últi-mo, se observa que nuestra unidad trabaja-ba correctamente.

IntroducciónLa aplicación de las radiaciones ionizantesen el diagnóstico médico siempre debe es-

\J

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

tar ligada a un análisis coste-beneficio (1),en el sentido de que la utilización de lasmismas sólo estará justificada si el benefi-cio que obtiene el paciente es superior aldaño que se le infringe como consecuenciade la dosis que recibe.

Esta consideración cobra una especialimportancia cuando a las personas explora-das no puede atribuírseles en rigor el califi-cativo de pacientes. Esto es lo que sucedecon las mujeres participantes en unPDPCM. En este tipo de programas, lasmujeres son citadas, siempre que se en-cuentren en un determinado rango de edadpara acudir a un centro médico, en el cualse les abrirá un breve historial y se les rea-lizará una o dos mamografías en cada ma-ma, una en proyección lateral-oblicua y otraen proyección cráneo-caudal. Son, por tan-to, y en general, mujeres asintomáticas queen la mayoría de las ocasiones no presenta-rán ninguna patología mamaria. En estesentido, el beneficio entendido como con-tribución al correcto diagnóstico y trata-miento de su enfermedad, no existe, puesmuchas no estarán enfermas.

radiológica en los programas de detecciónprecoz del cáncer de mama no se han re-suelto aún...'.

Para nosotros la cuestión es responder alas siguientes preguntas: ¿se convierten enpacientes las mujeres asintomáticas por elhecho de participar en un programa de estascaracterísticas?¿cuál es el nivel de dosisaceptable? La probabilidad de presencia dela enfermedad en un individuo determina-do, ¿justifica la exploración?

Los datos que se obtienen en la literaturasobre la distribución del riesgo por rangosde edad de las mujeres que acuden a unPDPCM, atendiendo al factor de riesgorecomendado por la CIPR1 , y asumiendoun factor de eficacia de dosis y tasa de do-sis1 igual a dos, y 2 mGy de dosis promedioglandular por exposición y dos proyeccio-nes por mama, teniendo en cuenta el núme-ro previsto de participaciones en el progra-ma, se reflejan en la tabla 2. Para la estima-ción de la tasa de detección, se ha utilizadoel valor de la tasa de incidencia media porprovincia, en el periodo 1988-1990, yaciimipnrln un va1r>r cxenérirr» áe, tres nor

RADIOLOGÍA DIAGNÓSTICA

estas dosis respecto a la recibida por lamama estándar (45 mm de espesor y 50 %tejido glandular). Los resultados se mues-tran en la tabla 1.

Como puede observarse ambas tablas,un 10.8 % de las mujeres reciben una dosisa cada mama equivalente así recibierancuatro mamografías por proyección, es de-cir, 16 mamografías en total, por lo que siestuvieran en el rango de 30 a 34 años, suparticipación en el programa no estaría jus-tificada.

Obviamente, a pesar de que las mujeresjóvenes tienen las mamas más densas, enese rango de edad es excepcional que eltamaño de la mama obligue a obtener variaspelículas por mama, y que la dosis sea tanalta (>8 mGy de dosis promedio glandularpor imagen).

Este análisis, sin embargo, da una basepara decidir acerca de cuáles deben ser losniveles de intervención, en el sentido quedefine la CIPR, es decir, qué tipo de accio-nes deben tomarse para reducir la exposi-ción, o al menos, el riesgo de inversión delbalance costo-beneficio. Parece claro quelas acciones deben ir encaminadas a limitar,por un lado, el acceso por edades a los pro-gramas, algo sometido permanentemente adiscusión, y que debe ser debatido por losepidemiólogos y otros especialistas en sa-lud pública, y por otro, la dosis promedioglandular a la mama estándar en cada ins-talación, algo que entra de lleno en la labordel físico médico.

Con esta base, decidimos analizar cuatrounidades que estaban incluidas o eran can-didatas a incluirse en un PDPCM en nuestracomunidad.

Materiales y métodoLos mamógrafos eran un DMR (mamógra-fo A) y un Senographe 500T (mamógrafoB) de General Electric Medical Systems,

un Philips Mammodiagnost U (mamógrafoC), y un Senographe de CGR (mamógrafoD). Se usaron películas Kodak Min-R yAgfa Curix Mamoray. Los equipos utiliza-dos en los controles de calidad fueron undosímetro RADCAL 2025 AC con cámaraespecífica para mamografía de 6 cm. Parala medida de las densidades ópticas de laspelículas se utilizó un densitómetro X-Rite,y un maniquí de láminas de PMMA deGammex RMI. Se utilizó un sensitómetroX Rite. Para la estimación de la manchafocal se utilizó un patrón de estrella de 0.5°de Gammex RMI, y para la medida detiempos de exposición, rendimientos, ycalidad de haces, un multímetro 4000M+ deVictoreen. La calidad de imagen fue eva-luada mediante un maniquí de acreditaciónGammex RMI 141 diseñado por el Ameri-can College of Radiology, y las películasfueron leídas por un radiólogo experto enmamografía.

ResultadosLos resultados se muestran a continuación,donde se ha seguido el Protocolo Españolde Control de Calidad en Radiodiagnóstico(6) La dosis a la entrada sin retrodispersión(XESE) está medida para un maniquí equi-valente a la mama estándar, y la exposiciónrealizada a la técnica que el operador juz-gaba como la apropiada para una mama deese espesor. La dosis promedio glandular(Dg) era calculada (tabla 10) como el pro-ducto entre la dosis a la entrada y la dosisglandular normalizada (DÊN), obteniéndoseesta última de las tablas existentes en laliteratura calculadas por métodos de Mon-tecarlo (7,8). La coincidencia entre campode luz y de radiación (tabla 13) se midióutilizando monedas para marcar los bordesdel campo y de la placa de compresión ydos películas, una en el portachasis y otraen la superficie de apoyo de la mama. Launiformidad del haz de radiación (tabla 9)

1ER CONCRESO IBEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

UNIDAD

ABCD

DES(mGy)(*)

65.45

3.38

10.8

Dg(mGy)(**)

1.18

1.37

0.69

1.95

DES es la dosis a la entra sin retrodispeisión.*Las tolerancias son 7 mGy (CEC, 90; RD 2071/96), 10 mGy (GIM, 94)

**las tolerancias son 1.8 mGy (AAPM, 91), 5 mGy (Pritchard report),

1 mGy en sistemas sin bucky

Tabla 10

UNIDAD

ABCD

Valor nominal (mm)

0.30.30.60.6

Valores medidos (mm)

0.40.25

0.91

Tolerancias(mm)

0.65

0.65

1.31.3

Tolerancias según NEMA para el foco grueso, que es el único que se evalúa.

Tabla 8

UNIDAD

AB

cD

Desviación(D.O.)

0.02

0.03

0.12

0.55

Tabla 9

Tolerancia(D.O.)

0.06

0.08

0.15

0.15

UNIDAD

ABCToler.

Compensación con elkVp

si

nosi

Compensación conel espesor

sinono

Compensación con

la tasa

SiNo.

0.2 DO min

Tabla 3

UNIDAD

ABCDTolerancia

Reproducibilidad

0.003

0.006

0.01

0.009

0.1

Tabla 6

Tiempo paraestándar (s)

0.87

1.97

0.322

UNIDAD

ABCDToler.

Desviación delkVp (%)

-4.3

2.817.4

6.24

Reproducibili-dad del kVp

0.007

0.005

0.002

0.01

0.02

CHRen

0.36

0.48

0.37

0.32

0.28<CHR<0.38

Tabla 7

UNIDAD

ABCD

Toler.

Ajuste del posicióncentral del CAE

0.61

0.61

0.66-

0.8+VT-1.2+VT

Reproducibilidad

0.02

0.02

0.045-

0.05

Incrementos porpasos del selectc

8%-14%

1.5%-22.5%

--

15%-25%

Tabla 4

UNIDAD

ABCDToler.

RendimientomGy/mAs

1.115

0.316

0.608

4.131-

Reproducibilidad

0.001

0.001

0.011

0.016

0.05

Lineali-dad

0.008

0.006

0.018

0.149

0.1

Tabla 5

A

_B_

C

65116

51

qQ

0.85

0.69

0.79

0.19

0.16

0.27

3

I3.5

2.5 2.52.5

1.5

í9.5

9.5

6.5

UNIDAD

ABCDToler.

Factor bucky

2.33.21.97

No3

Tabla 11

RADIOLOGÍA DIAGNÓSTICA

i20

22

•<

£

40

40

60

CA

E

6

9.4

11.8

D.O

.

0.42

2.33

1.77

Con

tras

te

0.04

0.29

0.33

Duc

tus

0

3

3.5M

icro

cal.

2

2

3N

odul

os

0

2

3

<

UNIDAD

A

B

C

D

Tamaño del hazno registrado(mm)

7

5.055

-

Desviación de laplaca de compre-sión respecto alborde (mm)

43.25

6

Tolerancia(mm)

6.7

6.28

5.7

Tabla 13

Los resultados de la estimación del tamañode la mancha focal para el foco grueso seindican en la Tabla 8. Los valores corres-pondientes a la calidad del haz se muestranen la Tabla 7, y los del tiempo de exposi-ción en la 6. Los resultados del rendimientoaparecen en la Tabla 5.

El control automático de exposición (CAE),valorado como indispensable en este tipode aplicaciones, se estudio con ayuda delmaniquí de PMMA. Los resultados deajuste y compensación cuando varían espe-sor, kVp o tamaño de foco se muestran enlas Tablas 3 y 4.

La calidad de imagen se evaluó mediante laobservación del maniquí Gammex RMI141, midiendo la D.O. en el punto de refe-rencia, el contraste por la diferencia de D.Oprovocada por un disco acrílico de 4 mm dediámetro, y puntuando el número de es-tructuras visibles en la película observadaen un negatoscopio de alto brillo con más-cara, de manera que una estructura (nodu-los, ductus o grupo de microcalcificacio-nes) visible completamente suponía 1 pun-to, parcialmente visible 0.5 puntos, y si

había estructuras artefactantes en posicio-nes no correspondientes a la posición realde los objetos, se restaba 1 punto. Laspuntuaciones y las técnicas usadas aparecenen la Tabla 12, mientras que una compara-ción entre diversas técnicas se ve en la Ta-bla 14.

Los resultados se resumen en la Figura2, en la que se muestra el número de pará-metros que cada unidad tiene fuera de tole-rancia. En la Figura 1 se muestra un histo-grama de dosis de las exploraciones reali-zadas sobre 100 mujeres participantes ennuestro PDPCM.

* • * f

10i

A

5

8

9

muWElKKm

c8

D

• 13*

7

Figura 2

Histograms de DgMuestra 4» 1OO mui**»* (4OQ

O 0 3 0J 0.9 1.2 1,5 18 2. i, 4 2'

Figura 1

ConclusionesDebería restringirse el acceso al programa amujeres menores de 45 años, si no puedengarantizarse dosis glandulares menores de 2mGy/imagen a la mama estándar, y mante-nerse el promedio en torno a 1mGy/imagen. Debería disponerse en cadaunidad de un portacasette de 24 x 30 cms,para reducir la dosis a mamas muy grandesy considerarse la utilización de una sola

1ER CONGRESO IBEROUMNOAMERKM) Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

proyección (LO) por mama en segunda ysucesivas rondas, con un ligero aumento deD.O. y el consiguiente de la tasa de detec-ción. Es necesario implantar, de manerainmediata, programas de garantía de cali-dad en este tipo de instalaciones, que ga-rantizasen que unidades como la D nuncaparticipasen en un programa de estas ca-racterísticas. Por último, nuestra unidad, ala vista del histograma, trabajaba correcta-mente (-0.6 mGy/imagen para mujeres apartir de 55 años).

ÍID11

1. ICRP 1991. 1990 Recommendations of the International

Comission on Radiological Protection (Report 60). Ann. ICRP,

21,1-3 (Pergamon Press, Oxford)

2. Bailar J. "Mammography: a contrary view" Ann Intern Med

1976; 84:77-84.

3. Bailar J. "Screening for breast cancer: pros and cons"., Cancer,

1976; 39:2783-95

4. Moores BM, Hensbaw ET. "Radiation protection associated

with well women brast cancer screening". Br. J. Radiol,. 65:552-

3.

5. NHS BSP, 1992/3 Results from the HHS BSP (NHS BSP,

Sheffield, 1993).

6. SEFM, SEPR. Protocolo Español de Control de Calidad en

Radiodiagnóstico

7. Wu X, Gingold EL, Barnes GT, Tucker DM. "Normalized

Average glandular dose in molybdenum target-rhodium filter and

rhodium target-rhodium filter mammography". Radiology 1994;

193:83-89.

8. Wu X, Gingold EL, Barnes GT. "Spectral dependence of

glandular tissue dose in screen-film mammography". Radiology

1991; 179:143-148.

MX9900138

ANÁLISIS DE DOSIS A CRISTALINO ENRADIOLOGÍA INTERVENCIONISTA:

A PROPÓSITO DE UN CASOF. Carrera Magariño, *.F. Moreno RodríguezS. Velázquez MirandaF. J. Manzano MartínezT. Moreno Sánchez

Hospital "Juan Ramón Jiménez "Ronda Norte s/n 21005Huelva, España

ResumenIntroducción: el presente trabajo muestralos valores de dosis a cristalino al personalque trabaja en procedimientos de radiologíaintervencionista.

Materiales y métodos: los estudios serealizaron en un equipo Phillips IntegrisV3000. Se midió la dosis equivalente acristalino utilizando un detector de estadosólido Welhõfer WD lOi. Se obtuvo la tasade dosis equivalente en la posición delcristalino, para las diferentes condicionesde funcionamiento registradas por los ope-radores en los estudios reales, utilizando unmaniquí de láminas de agua sólida (RW3).

Resultados: se tomaron datos de 436estudios, con un total de 2.133,4 minutos defluoroscopia y 19.563 imágenes. Se mues-tran valores de dosis a cristalino en tressituaciones: sin blindaje, con blindaje de0.25 mm de Pb, y con 0.50 mm de Pb, y portipo de estudio, por fluoroscopia y grafía yen total. Las medias y rangos de dosis apaciente para cada uno de estos estudiostambién se detallan.

Conclusiones: hemos determinado losestudios que más dosis a cristalino propor-cionan a los profesionales de nuestra insta-

lación. Este método supone una alternativasencilla para estimar la carga radiológica alpersonal, si se carece, como es nuestro ca-so, de dosimetría TL propia.

IntroducciónSe muestran los valores de dosis a cristalinoal personal que trabaja en procedimientosde radiología intervencionista, a partir dedatos obtenidos entre mayo de 1997 y fe-brero de 1998. Dichos datos se obtuvieroncon fines de registro de dosis a paciente, yse han utilizado para la estimación de dosisa cristalino a raíz de un incidente acaecidoen la instalación. Se presentan los valoresde dosis equivalente a cristalino por tipo deintervención, y en tres condiciones dife-rentes: sin protección ocular, con protec-ción ocular de 0.25 mm de Pb, y de 0.50mm de Pb. También se presentan los resul-tados de dosis a paciente en los mismosestudios.

Se realizó una revisión oftalmológicarutinaria, como parte del reconocimientomédico anual, a una trabajadora profesio-nalmente expuesta que desempeña sus fun-ciones como ATS en el servicio de radio-diagnóstico del Hospital "Juan Ramón Ji-

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

\J

ménez", en la sala de radiología interven-cionista. Se detectaron opacidades en cris-talino, calificadas por el servicio de oftal-mología del Hospital "Juan Ramón Jimé-nez" como "capsulares posteriores". Latrabajadora ha sido apartada preventiva-mente del puesto de trabajo, por recomen-dación del servicio de oftalmología delhospital. De los informes clínicos corres-pondientes a las revisiones médicas realiza-das hasta la fecha, como trabajadora ex-puesta a las radiaciones, no se derivó nin-gún dato que aconsejase su reclasifícaciónmédica.

La protección radiológica operacional enla sala es responsabilidad del servicio defísica médica y protección radiológica delHospital "Juan Ramón Jiménez". Sus tra-bajadores están clasificados como de cate-goría A, y por tanto disponen de dosimetríapersonal de solapa y muñeca, homologada(así lo exige el Real Decreto 53/1991(1).En la instalación existen prendas de protec-ción normal que usan sistemáticamente. Sedispone también de una mampara emplo-mada suspendida del techo que no se utilizaal dificultar el trabajo del radiólogo. Serealiza también una dosimetría de cristali-no, con un dosímetro TL colocado en elborde superior, a la altura del tiroides, y porfuera del delantal del radiólogo. En el casode la ATS, por su diferencia de estatura,prácticamente corresponde a la posiciónreal de su ojo. Los valores registrados, dadala mayor proximidad del radiólogo al pa-ciente, son conservadores respecto a la ver-dadera dosis a cristalino de la ATS.

Materiales y métodoEl equipo de la instalación es dedicado, detipo arco en "C" con el tubo bajo la mesa, ydotado de modos de fluoroscopia de bajadosis que se usan habitualmente. No se en-cuentra habilitado el modo "alto brillo". Serevisa periódicamente tanto por la empresasuministradora como por el servicio de

protección radiológica, sin que se haya de-tectado ninguna anormalidad en cuanto a latasa de dosis a la entrada del intensificador.La calidad de imagen tampoco se ha vistoreducida en general, por lo que la duraciónde los procedimientos y, por tanto, la cargaradiológica de la instalación, no se ha vistoafectada.

El personal de la instalación registra losdatos radiológicos pormenorizados de todoslos estudios, con indicación de la dosis alpaciente, la técnica utilizada y la duraciónde los mismos. Esto permite calcular conbuena aproximación la verdadera carga detrabajo de la instalación, y por tanto con-firmar los valores de la dosimetría personalcon medidas experimentales. Las dosis apaciente se midieron mediante un algoritmode cálculo propio del equipo, que fue traza-do a un detector calibrado. El personal de lainstalación cuenta con formación adecuadaen protección radiológica, y con la necesa-ria acreditación otorgada por el CSN.

El servicio de protección radiológicarealizó, a raíz de la notificación de inci-dente, medidas en la sala de radiología in-tervencionista, encaminadas a determinar silas dosis recibidas en cristalino por la tra-bajadora, como consecuencia del funcio-namiento normal de la instalación, podíanjustificar la aparición de opacidades encristalino. Las medidas fueron realizadas el26 de febrero de 1998, y consistieron en ladeterminación de la atenuación de las dife-rentes gafas de protección disponibles en la

RADIOLOGÍA DIAGNÓSTICA

sala, de la determinación de la tasa de dosisa cristalino en posición habitual de la ATS.Se midió la dosis equivalente a cristalinoutilizando un detector de estado sólidoWelhofer WD lOi (figura 1), para las ener-gías de uso clínico habituales y en las si-guientes condiciones: sin protección ocular,con protección ocular de 0.25 mm de Pb y

Tabla 1

COMPARATIVO DE LAS DIFERENTES

GAFAS EXISTENTES EN LA SALA

GAFA N°

1234567

kVp

83828383838383

mA

5.65.65.65.65.65.65.6

ÍASA(nGy/min)11251123222310

ATENUACIÓNDEL78%50%78%54%56%54%80%

do. Las exposiciones en grafía se hicieronen modo manual, asumiendo el kVp inicialregistrado. A partir de estos valores, y delos estudios realizados, se obtuvieron lasdosis por tipo de estudio. Las dosis por es-tudio se obtienen sin más que dividir esevalor por el número de estudios. En la figu-ra 2 se representa la evolución, durante elperiodo evaluado, de la dosimetría TL decristalino de la operadora, si no hubieseutilizado protección, y se compara con ellímite mensual de dosis a cristalino vigenteen la legislación española. La estimación dela carga radiológica al cristalino, cuyo de-talle pormenorizado se muestra en la tabla2, arroja, durante el periodo de evaluación,los siguientes valores: sin gafas, 18.03mGy; con 0.25 mm de Pb de protección,

Tabla 2

RENDIMIENTOS EN GRAFÍA (nGy/mAs)kVp

60616365707375

Espesor

10111213161819

Sin gafas

35.534.235.935.33736.639.3

Con 0.25 mmde Pb0.70.50.711.21.31.3

Con 0.50mm de Pb0.40.40.60.60.911

TASAS EN FLUOROSCOPIA ímGv/MkVp

60616365707375

Espesor

10111213161819

Sin gafas

0.220.240.250.290.390.490.49

Con 0.25 mmde Pb0.0030.0030.0070.0070.0150.0190.021

Con 0.50mm de Pb0.0030.0030.0040.0060.0110.0160.018

con protección ocular de 0.50 mm de Pb.Por último se realizó el cálculo de la cargaradiológica real al cristalino de la ATS,teniendo en cuenta el registro de estudiosrealizados desde el 26 de mayo de 1997 al23 febrero de 1998 (9 meses), y las medidasdel apartado anterior.

Los resultados de las medidas de atenua-ción de las diferentes gafas se muestran enla tabla 1. La trabajadora afirmó que usabalas marcadas con un " 1 " . En la tabla 2 semuestran los estudios registrados durantelos nueve meses de investigación. En latabla 3 se muestran las tasas de fluorosco-pia y grafía medidas en la posición delcristalino de la operadora. La medida defluoroscopia se hizo ajustando el espesordel maniquí hasta obtener el kVp registra-

0.67 mGy; y con 0.50 mm de Pb, 0.53mGy. Se tomaron datos de 436 estudios,con un total de 2.133,4 minutos de fluoros-copia y 19.786 imágenes. El tipo de estudioque más dosis proporcionó en total y porfluoroscopia (1.6 mSv) fue la nefrostomíaunilateral, con 164.4 min de fluoroscopiaen total. El control de nefrostomía fue eltipo de estudio que más dosis proporcionó acristalino por grafía, para todos los estu-dios, con 0.45 mSv y 144 imágenes. El es-tudio simple que más dosis proporcionó porestudio (no se muestra en la tabla), en totaly en fluoroscopia, fue la extracción de cál-culos biliares, con 0.22 mSv/estudio, y con10.8 (9-15) imágenes/estudio de promedio.El que más dosis proporcionó por estudioen grafía fue el control de nefrostomía, con

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

0.13 mSv/estudio, y 16 (0-45) imágenes enpromedio. Las dosis a paciente están expre-sadas en cGycm2, y se observa en la tabla 2que el estudio que más dosis a pacienteproporcionó fue la colocación de un stentvascular, lo cual fue debido fundamental-mente a la dosis por fluoroscopia (373360cGycm2). Una arteriografía hepática pro-porcionó la máxima dosis por grafía al pa-ciente.

Figura 2. DOSIMETRÍA DE CRISTALINO DELA OPERADORA

1-*-15 -i

a 5-

0 -

-Dos is mensual -

r- -

- " Dosis límite

J• • > *

ConclusionesDel análisis comparativo de las gafas seconcluye que: tres de las siete gafas dispo-nibles tienen una atenuación equivalente a0.5 mm de Pb, y el resto tiene atenuaciónequivalente a 0.25 mm de Pb. Se observacoherencia con la dosimetría TL homolo-gada, que en el periodo de evaluación dacomo dosis superficial 18.4 mGy, frente alos 18.03 estimados, lo cual avala las medi-das realizadas (considerar todos los estu-dios realizados en el periodo de evaluación;considerar que el kVp inicial se mantieneinalterable durante las series radiográficas;considerar el mA promedio para cada tipode estudio; considerar el kVp de fluorosco-pia igual al de grafía). Hay que decir queestos valores habría que dividirlos por lamitad, pues aproximadamente se reparten al50% los procedimientos entre los dos ope-radores (aunque el dosímetro de cristalinosiempre está en las exploraciones, pues estáasignado al puesto y no es personal).

do fluoroscopia, aunque no en el modo gra-fía, lo que concuerda con que en variostipos de estudio la dosis a paciente por gra-fía no implica dosis al cristalino, al no estarpresente el operador. Este método suponeuna alternativa sencilla para estimar la car-ga radiológica al personal, si se carece, co-mo es nuestro caso, de dosimetría TL pro-pia. El paso siguiente sería confirmar estosvalores con TLD en estudios reales.

Hay que aclarar que este efecto biológi-co es de tipo determinista, y se produce conuna dosis umbral, no apareciendo paradosis más bajas. Existen numerosas refe-rencias bibliográficas sobre cuáles son estosumbrales de dosis, pero por escoger una delas más fiables2,

'El umbral para opacidades de cristalino, suficientes

para producir, tras un cierto tiempo, deterioro en la

visión, es de 2-10 Gy para radiación ionizante de

bajo LET (y aproximadamente de 1'2 Gy para radia-

ción de alto LET), para exposiciones agudas. El

umbral de tasa de dosis para exposiciones crónicas

durante largos periodos de tiempo no es bien cono-

cido, pero es probable que exceda los 0.15 Gy por

año para radiación de bajo LET'.

Por tanto, debemos considerar el límite,por otra parte establecido de la legislaciónespañola (1), y en la comunitaria (3), dedosis a cristalino para trabajadores expues-tos de 0.15 Gy al año (150 mGy). A pesarde la doble estimación concordante de dosisa cristalino, y del informe en consecuencia,la trabajadora fue retirada de su puesto detrabajo por el servicio de vigilancia médicay la administración de personal. Es necesa-ria mayor coordinación y colaboración en-tre éstos y los servicios de protección ra-diológica.

Existe correlación positiva (p=0.88) en-tre los valores promedio de dosis a pacientey dosis a cristalino del operador, en el mo-

RADIOLOGÍA DIAGNÓSTICA

Bibliografía1. Rea! Decreto 53/1992 del 12 de febrero de 1993, por el que se

aprueba el Reglamento de Protección Sanitaria contra las radia-

ciones ionizantes, Bolán Oficial de Estado, n° 37.

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Effects of Atomic Radiation, 1993. Report to the General Assem-

bly, with Scientific Annexes, United Nations, New York, 1993.

3. Consejo de la Unión Europea. Directiva 96/29/EURATOM por

la que se establecen normas básicas relativas a la protección

sanitaria de los trabajadores y de la población contra los riesgos

que resultan de las radiaciones ionizantes. Diario Oficial de las

Comunidáes Europeas, boletín L159,1996.

ESTUDIOS DE RADIOLOG23/2/98 (9 meses)

Estudio

Flebografía MM.SSColocación reservorioArteriografía MM.II.Flebografía MM.II.

PAAFExtracción cálculo biliar

Arteriografía renalDrenaje biliarFistulog rafia

Stent vascularNefrostomía unilateral

Drenaje abdominalNefrostomía bilateral

Arteriografía pulmonarCambio/retirada reservo-

rio/catéterControl nefrostomía

CTPHControles varios

Arteriografía TSABiopsia hepática

Arteriografía de carótidasArteriografía demesentéricas

Estudios complejosMiscelánea

A INTERVENCIONISTA DEL 26/5/97 AL

N

1045335636555721826198

9

71417114

8829436

tfluoru-ro

(min)

18.272.611.240.348.9113.717.476.634.463.9164.4102.14.980.59.2

89.1

67.135.62.835

94.522.3

634.1195.62133

Ntotalima-genes91621325961835

054

38270

487223952212

119642

144

90106039

1445501

8071124719786

kVpinicial

607360707375707560707575756070

75

757575757070

7065

mAinicialme-dio

629230187776

0200200186629147169200150629211

200

2281780

200144248

200200

Dosis acristali-no singafas(mGy)

t por exp.(ms)

32370283300

400203400702034004004007070

400

400400

0400150203

203203

0.0660.7180.3970.2610.3991.1020.1130.8330.1240.4131.6000.9.60.0680.2900.082

1.183

0.8730.5890.0230.4100.6110.144

4.1012.72018.03

Dosisa crista-

linocon0.25mm

de Pb(mGy)

0.0010.0270.0060.0100.0150.0450.0040.0340.0020.0160.0660.0380.0030.0040.003

0.046

0.0340.0220.0010.0160.0240.006

0.1590.0890.670

Dosisa crista-

linocon0.50mm

de Pb(mGy)

0.0010.0190.0060.0070.0110.0380.0030.0280.0020.0120.0560.0320.0020.0040.002"

0.038

0.0280.0180.0010.0140.0170.004

0.1160.0700.530

Dosis a paciente

DXApromedio

2069.6716.6

9371.32172593.31322410812140682815.7338408260

4298.12720

11764.4808.75

7448254307348.6144879004147

6095.414335

114327438

máximo

36904980

213801175029001636025810175905090

5637021520195802720

277302230

25430

197606960790077001567020320

3471042950

mínimo

8601500

7700

8630202010460840

11310107022027203130

80

770

161069607900213020804830

1180350

DXA grafíapromedio

809.670

7623.640.3

0138088202382

1622.91164066062.3450

8382.3187.5

1644

1268.6743.63930592.92936.411320

77583620

máximo

3540780

1752010630

03310

22840363039701901035501230450

17450940

4500

3240229039302130418017720

2777033640

mínimo

64000

4300

28017101470600

427000

4501540

0

0

41022903930

013103380

00

DXA escopiapromedio

268647

1929.71842.9610.2118401990116861192.9222007600

4235.82270

5481.1621.3

5803

608021913970

3554.33109.13015

36743817.6

máximo

6204460198501120290013310452016120270203736021520195802270102801290

22830

18750696039705680122405000

2946033440

mínimo

901500

12098

8080310

8530180

70401070190

2270159050

620

9906960397021307701450

22030

Tabla 3

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DOSIMETRÍA CON PELÍCULAS LENTAS ENRADIOLOGÍA INTERVENCIONISTA

J.LTen1; E.Guibelalde1'2

J.M.Fernández1

¿.Canevaro3; R. RamírezE.Vañó1'2

1 Grupo de física médica -Departamento de Radiología -Facultad de Medicina - UniversidadComplutense de Madrid.2 Servicio de Física Médica, HospitalClínico San Carlos - UniversidadComplutense de Madrid. Martín Lagossin. -CP 28040 - Madrid - España.3 Laboratorio de CiênciasRadiológicas - Instituto de Biologia -Universidade do Estado do Rio deJaneiro - Rio de Janeiro - Brasil.

IntroducciónLa radiología intervencionista (RI) es unaespecialidad en la que generalmente se im-parten dosis de radiación muy elevadas apacientes en procedimientos diagnósticos oterapéuticos. Con este tipo de exploracionesse ha logrado un beneficio clínico a costade un considerable aumento del riesgo ra-diológico en relación con otras exploracio-nes radiológicas no intervencionistas.

El número de procedimientos interven-cionistas y de instalaciones que realizaneste tipo de exploraciones ha aumentadonotablemente y la tendencia es seguir cre-ciendo. Los fabricantes de equipos estánconstantemente mejorando sus diseños,incorporando inclusive sistemas de imagencon tratamiento digital. Hoy en día es posi-ble escoger la calidad de imagen que sedesee en cada procedimiento, lo que usual-mente viene asociado con un incremento dedosis al paciente (1), alcanzándose a vecesvalores de dosis en el rango de los efectosdeterministas (2).

Por estas razones se hace imprescindibleuna evaluación del nivel del riesgo radioló-gico mediante medidas sistemáticas de do-sis a pacientes. La dosimetría de pacientesen RI es extremadamente compleja debidoa la irradiación de diferentes regiones ana-tómicas, diferentes proyecciones, variostamaños de campo, calidades de radiación ydistancias foco-piel y foco-intensificador deimagen.

Hasta el presente, la evaluación de dosisa pacientes en RI se ha centrado en la me-dida o estimación de dos parámetros bási-cos: 1. la medida del producto dosis-área(PDA), generalmente relacionado con losriesgos estocásticos que permite evaluar laenergía total impartida y eventualmente ladosis efectiva y, 2. la dosis de entrada en lasuperficie de la piel (DES), usualmenterelacionada con los efectos deterministas.

La medida directa de dosis en la piel(p.e. mediante la colocación de dosímetrostermoluminiscentes (TLDs), en regiones dela piel del paciente que podrían resultar más

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

irradiadas) está limitada a aquellos proce-dimientos en los que el campo de radiaciónpermanece fijo durante la exploración yaque en exploraciones con campos variablesen tamaño y/o posición, no es posible de-terminar previamente a la realización delprocedimiento donde se deben colocar losTLDs para obtener los datos dosimétricosmás relevantes.El presente trabajo presenta un método parala evaluación de dosis a pacientes en RI. Elmétodo propuesto en este trabajo permite lavaloración simultánea del PDA, la dosis enla piel del paciente y la distribución de loscampos irradiados junto con sus correspon-dientes niveles de dosis. Esto último a ve-ces puede ser esencial ya que los posibledaños en la piel dependen no sólo de lasdosis, sino también del área irradiada.

Materiales y métodosPara estimar las dosis impartidas a los pa-cientes y para visualizar los diferentescampos de irradiación, se utilizaron pelí-culas radiográfícas(3) Kodak X-Omat V, 33x 41 cm (Eastman Kodak Co, Rochester,NY, USA), generalmente usadas en radiote-rapia. Este tipo de película tiene la ventajade que es de fácil manipulación porquecada hoja viene empaquetada individual-mente en un sobre radiopaco.

La película fue calibrada para la calidadde radiación usualmente empleada en RIutilizando un densitómetro óptico (Victo-reen 07-424). La figura 1 muestra la curvacaracterística que se obtuvo para 70 kVp,determinando las densidades ópticas en lapelícula cuando ésta se irradiaba con dife-rentes niveles de dosis (medidas con undosímetro Radcal 2026C), incrementandoel mAs. Aunque el rango de energías nor-malmente utilizado en exploraciones de RIvaría aproximadamente entre 70 y 120 kVp,el error que se introduce debido a cambiosen la velocidad y contraste de este tipo depelícula en función del potencial del tubo

son menores que 5 % (4). Una vez calibra-da la película es posible determinar valoresde dosis de hasta 800 mGy.

Figura 1. Curva de calibración.

En cada procedimiento intervencionista,una placa radiográfica es colocada sobre lamesa, debajo de la región anatómica delpaciente que será irradiada con más proba-bilidad, registrándose simultáneamente elPDA con una cámara de ionización coloca-da a la salida del haz de rayos X y conecta-da a un electrómetro (PTW Diamentor M2).También se colocaron dosímetros termolu-miniscentes en varios puntos sobre la placaradiográfica, permitiendo comparar lasposteriores lecturas de dosis de éstos conlas obtenidas por densitometría óptica de lapelícula. Además, estos dosímetros sonútiles para estimar las dosis en los casos enque no sea posible determinarlas a través dela curva de calibración de la película (den-sidades ópticas muy elevadas).

Para adquisición de datos relevantes du-rante el procedimiento intervencionista, ypara posterior tratamiento de parámetrosdosimétricos de cada exploración, se utilizóel programa "DAP-register" * instalado enun computador portátil de tipo "lap-top"conectado por una interface al medidor dePDA. Se evaluaron procedimientos quehabitualmente se realizan en salas de ra-diología vascular (drenajes biliares, arterio-grafías meséntericas, colocación de catéte-res Hickmann, dacriocistografías, TIPSS,

RADIOLOGÍA DIAGNÓSTICA

etc.) y de cardiología intervencionista (co-ronariografías, valvuloplastías, ACTP).Para este trabajo se tomó una muestra de 38exploraciones.

En procedimientos con proyecciones la-terales (p.e. coronariografías), la placa ra-diográfica no registra estos campos, por loque fue necesario estimar la contribuciónde dichas proyecciones a la dosis en piel, apartir del conocimiento previo del proto-colo del procedimiento. En todos los casos,las películas fueron reveladas en procesado-ras automáticas controladas dentro de unprograma sistemático de control de calidad.

ResultadosLa figura 2 muestra un ejemplo de dosime-tría en un procedimiento de arteriografíamesentérica. El tiempo de escopia del pro-cedimiento fue de 4 minutos, con 72 imá-genes adquiridas y un valor de PDA de9085 cGycm2. La máxima dosis en pielestimada por densitometría óptica fue supe-rior a 800 mGy y el área total de piel irra-diada, 840 cm2. La máxima dosis obtenidacon TLD fue de 285 mGy, en un punto queno estaba colocado en la región más ex-puesta. Este ejemplo demuestra que la solautilización de TLDs puede subestimar ladosis en piel.

En la figura 3 se muestra la distribuciónde los campos de irradiación sobre la placaen un procedimiento de valvuloplastia, conun PDA total de 29200 cGycm2 y máximadosis estimada en piel de 213 mGy. A pesarde que el PDA es mayor que para el casoanterior, la dosis máxima en piel es menor,probablemente debido a que los camposusados fueron menores y más distribuidos.También hubo proyecciones laterales queno son registradas en la placa.

Es de fundamental importancia colocarcorrectamente la película debajo de la re-gión del paciente que será más irradiada. Sila película es incorrectamente ubicada, al-gunos campos no serán visualizados. Porotro lado, es importante conocer el proto-colo a ser aplicado durante la realizacióndel procedimiento, ya que esto permitiráevaluar si todas las proyecciones han sidoregistradas en la placa radiográfica (caso delas proyecciones laterales). Si la densidadóptica registrada en algún punto de la pelí-cula supera a la correspondiente a 800mGy, generalmente es posible estimar ladosis con los dosímetros TL colocados enla placa.

ConclusionesEl método ha resultado adecuado paraevaluar dosis a pacientes en procedimientosde radiología intervencionista. Fue posibleaplicarlo en forma rutinaria ya que no inter-fiere significativamente en el normal desa-rrollo de la intervención médica.

1ER CONGRESO ¡BEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Las ventajas fundamentales de este mé-todo dosimétrico en relación con la medidaúnica del PDA o con la utilización deTLDs, es que proporciona información delárea total irradiada, distribución y tamañode los campos, colimación y cuña emplea-da, además de que permite determinar lazona más irradiada.

La visualización de las regiones irradia-das y de los tamaños de campo utilizados,sugieren la posibilidad de optimizar losprotocolos de realización del procedimientointervencionista, en los casos en que seconsidere que las dosis han sido muy ele-vadas. Este aspecto deberá ser evaluado porel médico radiólogo.

AgradecimientosLos autores agradecen al personal médico,enfermeros y técnicos de los hospitales:Clínico San Carlos, Ruber y de Getafe de lacomunidad de Madrid (España) y especial-mente a los pacientes que fueron monitora-dos.El presente trabajo contó con el apoyo delConselho Nacional de Pesquisas (CNPq)de Brasil.

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4. Geise, RA; Ansel, HJ. "Radiotherapy verification film forestimating cumulative entrance skin exposure for fluoroscopicexaminations", Health Phys, 1990; 59:295-8.

* JLTen; E.Vañó; E.Guibelalde; JM Fernández. "DAP-register".Programa desarrollado en la cátedra de física médica de la Facul-tad de Medicina de la Universidad Complutense de Madrid,España, 1998.

MX9900140

TASA DE RECHAZO DE PELÍCULASDISEÑO DE ESTRATEGIAS Y RESULTADOS

Guibelalde (1)J.M. Fernández (2)R.Ramírez (3)L. Canevaro (4)E. Vano (1,2)

(¡) Cátedra de física médica. Departamento deRadiología. Universidad Complutense. Madrid,España.(2) Servicio de física médica. Hospital Univer-sitario San Carlos. Madrid, España.Dirección de Riesgos Radiológicos. DirecciónGeneral de Salud Ambiental. Secretaría de Sa-lud. México.Laboratorio de Ciencias Radiológicas. Depar-tamento de Biofísica y Biometría. Universidaddel Estado de Río de Janeiro. Brasil.

IntroducciónExisten tres objetivos básicos para el esta-blecimiento de programas de control decalidad, en primer lugar la mejora del diag-nóstico médico por imagen; en segundolugar reducción de la exposición a la radia-ción; y en tercer lugar la contención decostos(l). Una de las áreas donde debe ini-ciarse el control de calidad lo constituye elcuarto de revelado o cuarto oscuro, inclu-yendo la evaluación permanente de las pe-lículas, de los chasis, lámparas de seguridady sobre todo los procesadores de películas,manteniendo registros diarios de temperatu-ra, velo, contraste, pH y velocidad. Estaactividad constituye una premisa en el Pro-grama de Control de Calidad del HospitalUniversitario "San Carlos", donde se llevaun estricto seguimiento en los tres cuartososcuros involucrados en este estudio.

Se conocen varios indicadores globalesde dosis e imagen que permiten identificaren forma inmediata el comportamiento delPrograma de Control de Calidad, el controlde la tasa de rechazo de películas constituyeel complemento(2) idóneo para evaluar

cada una de las partes que integran el sis-tema de generación de imagen diagnósticay muy específicamente el proceso de reve-lado. De hecho en la gran mayoría de laslegislaciones del mundo, incluyendo la es-pañola y la mexicana, representa una obli-gación que debe realizarse y documentarsecomo parte del programa de garantía decalidad(2,3,4). Si bien es cierto que puedeser un indicador que debe evaluarse conmucho cuidado, ya que depende del rigorejercido en el control de calidad tanto por eltécnico como por el médico radiólogo, ydel grado de colaboración e implicación delpersonal involucrado, representa una de lasprincipales fuentes de retroalimentación delprograma y una de las bases para conseguirlos objetivos señalados al principio de estetrabajo.

El presente, pretende identificar losexámenes diagnósticos de mayor tasa derechazo y analizar sus causas comparándo-las con los valores de referencia obtenidosen el estudio realizado en el Hospital Uni-versitario "San Carlos" en 1993(8). Deigual forma, se busca aportar criterios y

1ER CONGRESO IBEROLA TÍNOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

estrategias para la implantación de un sis-tema fiable de captación de información.

MetodologíaEl primer paso a seguir lo constituyó ladefinición de los motivos de rechazo queserían considerados para el estudio, siendoéstos:

• Subexposición (clara)

• Sobreexposición (oscura)

• Artefactos en la placa

• Movimiento de paciente

• Mala posición

o colimación

• Inspiración

• Dudosa

• Otra

Existe una gran variedad de criterios so-bre esta definición, por ejemplo, la Organi-zación Panamericana de la Salud(5) esta-blece 20 razones diferentes para repetirradiografías, sin embargo consideramos quela división utilizada permite una adecuadaidentificación en los errores que propicia elrechazo y simplifica su manejo. La varia-ción más importante respecto a 1993 es laincorporación de los términos inspiración ydudosa.

Es importante precisar que la categoríainspiración se aplica exclusivamente a es-tudios de tórax que no fueron realizados eninspiración profunda o con respiración nointerrumpida; el término artefactos en laplaca incluye los ocasionados por la expo-sición, el revelado, el almacenamiento ymanipulación de las placas, también se in-cluyen las cámaras áreas gástricas e intesti-nales, así como restos fecales en los intesti-nos; la clasificación denominada dudosaincluye aquellas radiografías a las que nofue posible detectar en forma precisa lascausas de su rechazo, o bien, que habiendoestado aparentemente bien realizadas desdeun punto de vista técnico, fueron desecha-das. Finalmente, en el grupo llamado"otras" se presentan las placas procesadasque no incluyen imagen y las placas vela-das tanto procesadas como sin procesar.

El método utilizado para calcular la tasade rechazo de películas es similar al esta-blecido en el Protocolo Español de Controlde Calidad(2)' utilizado por Rogers(6),Bushong(7) y en el estudio de referencia de1993(8). Se define como:

Tasa de rechazo^ Número de radiografías rechazadas x 100

Número total de radiografías realizadas

El campo de aplicación lo constituyeronlos dos cuartos oscuros del área de radiolo-gía (a,b) y el cuarto oscuro del área de ur-gencias; un total de siete procesadores au-tomáticos (uno de ellos para mamografíaexclusivamente); y tres salas de lecturasdonde los médicos radiólogos realizan eldiagnóstico.

Los estudios considerados en el presenteestudio fueron: tórax, abdomen, cade-ra/pelvis, columna total, lumbar y cervical,cráneo, extremidades, digestivos y mamo-grafía. Dentro de una clasificación denomi-nada "otros estudios" se incorporó: cisto-grafía, colangiografía, histerosalpingogra-fía, parrilla costal, columna dorsal y senos.Se excluyeron las exploraciones de radiolo-gía intervencionista y los estudios de pano-rámica dental.

Para el procedimiento operativo se utili-zó la misma metodología utilizada en 1993.Personal externo a los servicios de radio-diagnóstico recoge las placas rechazadas, elanálisis se realiza contando con la colabo-ración y asesoramiento de especialistas enradiodiagnóstico y física médica quienesdeterminaron, posteriormente, las causasdel rechazo. Para efectos del análisis sesepararon las placas rechazadas por el téc-nico de aquellas que no fueron aceptadaspor el médico radiólogo. Los datos recogi-dos en cada radiografía rechazada fueron:examen radiológico realizado, tipo y tama-ño de la placa, motivo del rechazo y cuartode procesado.

Existe una gran cantidad de criteriosrespecto a la duración que deben tener este

RADIOLOGÍA DIAGNÓSTICA

tipo de estudios: 3,6 o 12 semanas, sin em-bargo, existen estudios que señalan queexiste una mínima diferencia entre los re-sultados obtenidos en periodos de 12 sema-nas y aquellos obtenidos de periodos máscortos. Los resultados de este trabajo co-rresponden a seis semanas mientras que losobtenidos en 1993 correspondieron a tressemanas.

Análisis de resultadosDiversas encuestas publicadas señalan quela tasa de rechazo oscila entre un 3% y un12%, otros análisis realizados en hospitalesdel Reino Unido mostraron que el porcen-taje fue del orden de 10-12%(5). Específi-camente para mamografia Bushong señalaque nunca se debe rebasar el 2%(7). ElProtocolo Español de Control de Calidad enRadiodiagnóstico recomienda establecervalores de referencia específicos para cadainstalación y evaluar su comportamientoperiódico(2).

Para el caso particular de este estudio, elnúmero de placas radiográficas realizadasdurante las seis semanas fue de 28 774, deellas el 64.7% fueron tomadas en el área deradiología mientras que el 35.3% corres-pondieron al área de urgencias. La tasa derechazo total fue de 7.1% que correspondena 2 038 placas. Se observa una reduccióndel 0.8% respecto al resultado del estudiorealizado en 1993.

La gráfica 1 muestra la distribución de latasa de rechazo por exploración en 1993 y1997. Puede observarse que para este últi-mo año, la tasa de rechazo más alta corres-ponde a los estudios de tórax con 10.4%, lesiguen los estudios de abdomen con unatasa de 9.5% y de cráneo con 6.7%. Res-pecto a las exploraciones que presenta lamenor tasa, encontramos los estudios demamografia con un 1.8% y los estudios decolumna total con 1.9%.

Gráfica 1

Tasa de rechazo por exploración

D1993• 1997

Haciendo un análisis comparativo de losperíodos, señalaremos que el tipo de explo-ración cuya tasa de rechazo se redujo enmayor cantidad fueron de columna total,que registró una reducción del 19% seguidade los estudios de cadera/pelvis con unadisminución del 4.1%. A diferencia de loanterior se identifican dos estudios que in-crementaron su tasa de rechazo, éstos son:mamografia con un 0.7% y estudios diges-tivos con 1.8%. Estas variaciones se debenevidentemente al impacto del Programa deControl de Calidad.

La gráfica 2 muestra la tasa de rechazototal por motivo de rechazo.

Gráfica 2

% Totales de placas por motivos de rechazo

1 CLARA

•OSCURA

OPOSICIÓN

0ARTEFACTOS

• MOVIMIENTO

BINSPIRACION

•DUDOSA

@OTRA

1993 1997

Al respecto es necesario destacar que laprincipal causa de rechazo es la subexposi-ción (tasa de 2.1%) que representa el 30%

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

del total; seguido por la mala posición delpaciente (tasa de 1.8%) esto es 25% deltotal; y la sobreexposición (tasa de 1.7%),24% del total. La tasa más baja correspon-de a los motivos: artefactos y movimientodel paciente (0.3%) que representan el 4%cada uno del total de rechazos.

Comparativamente con el periodo 1993,se presentó un incremento en la tasa de re-chazo motivados por mala posición del pa-ciente de un 0.2%, mientras que las placasrechazadas por sobreexposición se redujoen un 0.8%.

La gráfica 3 presenta el resultado delanálisis del responsable del rechazo de pla-cas. Esta gráfica presenta exclusivamenteel área central de radiodiagnóstico toda vezque en el área de urgencias no fue posiblerealizar la identificación precisa. Puedeobservarse que el 91% de los rechazos losrealiza directamente el técnico radiólogo,mientras que el médico radiólogo rechazóel resto. Comparativamente con el periodo1993 se observa un mayor rechazo porparte de los técnicos radiólogos quienesrechazaron 12% más en 1997.

Gráfica 3

Responsable del rechazo de películas. 1997

MEDICO

9%TÉCNICO

91%

Finalmente se presenta la principal causa derechazo para cada tipo de estudio.

Tórax

• - I I I I

i vsrapclMt

Columnalumbar

Subexposición

) KKioiia-mtnm itepatmnt

- I11 s i |

Puriivn-rricnu delpaciente

Subexposición

Columnacervical

t uluimu IIILII

- i

L*r\ mi Ja<k«

Digestivo

Subexposición

¡vitoree1!' '"i"!'

i p . i

Su-xxpusKi-n

Subexposición

Puede observarse que en siete de los diezestudios analizados, la principal causa del

rechazo fue la subexposición.La tasa de rechazo de películas como in-

dicador global del Programa de Control deCalidad, permite identificar objetivamentesus beneficios, específicamente en el as-pecto financiero, considerando la disminu-ción de la tasa de rechazo total en un 0.8%de 1993 a 1997, extrapolando el consumoanual de placas y tomando como base losprecios actuales, se calcula que en 1997 seredujo el gasto sólo por consumo de placasradiográficas en el Hospital Universitario"San Carlos" en un monto aproximado de20 000 dólares, a esto habría que agregarseel ahorro obtenido en horas hombre-laboradas, otros insumos como líquido derevelado, fijador, etc., y el consecuentedesgaste innecesario del equipo. Además,se destaca el beneficio obtenido en la efi-ciencia de los servicios y la considerabledisminución en las dosis a los pacientes.

ConclusionesEl control de la tasa de rechazo de placasradiográficas es fundamental para retroali-mentar los programas de control de calidad.Un análisis sistemático permite identificarproblemas en los equipos de revelado y enla aplicación adecuada de los procedi-mientos técnicos.

Los resultados arrojados por este estudioconfirman la utilidad para aprovechar estetipo de indicadores globales para los pro-gramas de control de calidad y contribuir areducir las dosis colectivas, al disminuir elmarco de repetición de estudios; mejorar eldiagnóstico médico ya que se identificancon mayor oportunidad posibles problemastécnicos y humanos; y disminuyendo loscostos de operación de los insumos utiliza-dos y consecuentemente evitando el des-gaste innecesario de los equipos.Se resalta la importancia que tiene involu-crar al personal que participa en el sistemapara obtener resultados idóneos.

RADIOLOCÍA DIAGNÓSTICA

k*i i*

II

1. Organización Panamericana de la Salud, Organización, desa-

rrollo, garantía de calidad y radioproteccion en los servicios de

radiología: itnaginologíay radioterapia,. 1997.

2. Sociedad Española de Protección Radiológica. Protocolo

Español de Control de Calidad en Radiodiagnóstico. Sociedad

Española de Fisica Medica., 1996.

3. Real Decreto 2071/1995 por el que se establecen los criterios

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4. NOM-157-SSAH996. Norma Oficial Mexicana sobre protec-

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X. Diario Oficial de la Federación, 29 de septiembre de 1997.

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de la tasa de rechazo en los servicios de radiodiagnóstico de

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DOSIMETRÍA TERMOLUMINISCENTE ENEL ÁREA DE RADIODIAGNÓSTICO

DEL INNSZJ.C., Azorín Vega, J. AzorínNieto, T. River a Montalvo

Universidad Autónoma Metropolitana- Iztapalapa, 09340 México D.F.

IntroducciónDurante 1997 la Secretaría de Salud, a tra-vés de la Dirección de Riesgos Radiológi-cos, publicó las Normas Oficiales Mexica-nas en el Diagnóstico Médico con Rayos Xen el Diario Oficial de la Federación, lascuales son de observancia obligatoria porparte de todos los hospitales y gabinetesradiológicos que cuenten con equipos dediagnóstico médico con rayos X en toda larepública mexicana.

Dichas normas fueron emitidas con laintención de mejorar las condiciones encuanto a seguridad y protección radiológicase refiere al emplear este tipo de equiposemisores de radiaciones ionizantes.

Basándose en las primeras cuatro nor-mas ya publicadas (NOM-146-SSA1-1996,salud ambiental. Responsabilidades sanita-rias en establecimientos de diagnóstico mé-dico con rayos X(l-4). NOM-156-SSA1-1996, salud ambiental. Requerimientostécnicos para las instalaciones en estable-cimientos de diagnóstico médico con rayosX. NOM-157-SSA1-1996, salud ambiental.Protección y seguridad radiológica en esta-blecimientos de diagnóstico médico conrayos-X. NOM-158-SSA1-1996, salud am-biental. Especificaciones técnicas paraequipos de diagnóstico médico con rayosX), la Secretaría de Salud ha comenzado a

practicar verificaciones, a fin de dar cum-plimiento a dichas normas.

Se presentan los resultados de la evalua-ción de las condiciones de seguridad yprotección radiológica existentes en las 13salas de diagnóstico médico con rayos Xcon que cuenta el Instituto Nacional de laNutrición "Salvador Zubirán" (hospital detercer nivel), con el fin de proporcionar losmedios adecuados de protección y seguri-dad radiológica al POE (Personal Ocupa-cionalmente Expuesto) de dicho nosocomioy cumplir plenamente los requerimientossolicitados en dichas normas.

Se realizaron mediciones de cada unade las barreras que sirven de blindaje acada equipo de rayos X empleando unacámara de ionización y dosímetros termo-luminiscentes de fabricación nacional si-guiendo el protocolo de verificación deblindajes descrito en la NOM-156-SSA1-1996, así como una evaluación integral delas dosis recibidas por el POE del hospitalproponiendo (en su caso) el uso de equipode protección adicional. También se sugirióla colocación de la señalización descrita enla NOM-156-SSA1-1996 y la NOM-027-STPS-1993(5) en cada una de las puertasque así lo requirieron según las normasantes citadas.

RADIOLOGÍA DIAGNÓSTICA

MetodologíaSe preparó un lote de dosímetros termolu-miniscentes de CaSO^Dy + PTFE, para serusados en el monitoreo ambiental de lasáreas de rayos X. Dicho lote de dosímetrosse preparó de la siguiente manera:

Se disolvieron 20 g de Ca(NO3)2.4H2Oconcentrado, añadiendo Dy2Ü3 en la con-centración deseada. Todos los reactivos semezclan en forma homogénea y se colocanen un sistema sellado para evaporar a 553K durante 12 horas arrastrando el ácidoevaporado mediante un flujo de aire co-nectado al sistema. El vapor de ácido, des-pués de ser condensado, es atrapado en unasolución de NaOH. La cristalización secontrola variando tanto la temperatura co-mo el flujo de aire.

Una vez concluida la evaporación, seobtuvieron cristales cuyas dimensionesdependen tanto de los reactivos inicialescomo del tipo y concentración de los acti-vadores. Los cristales así obtenidos se lava-ron varias veces para quitarles el ácidoremanente y se colocan en un crisol de Ptpara someterlos a un tratamiento térmico a973 K durante una hora. Finalmente, elproducto se pulveriza y se selecciona polvocon tamaño de grano entre 80 y 200 fj,m.

Posteriormente el material TL en polvose mezcla con resina de politetrafluoretile-no (PTFE) en polvo, en una proporción de2:1, y se coloca una muestra de esta mezclaen un dado de acero inoxidable, aplicandouna fuerza de aproximadamente lGpa atemperatura ambiente. Las pastillas asíobtenidas se sintetizan por más de cincohoras en atmósfera inerte, a una temperatu-ra ligeramente inferior a la temperatura defusión del PTFE.

Una vez obtenido un lote grande y ho-mogéneo de dosímetros se procedió a reali-zar las irradiaciones del material a finde obtener la curva de calibración quecaracteriza dicho material. Con la curvaobtenida es posible interpretar la dosis

absorbida por los dosímetros.Los dosímetros fueron expuestos a una

fuente calibrada de 60 Co con una actividadde 50 juCi y una rapidez de exposición de26 mR/h. Se irradiaron a cinco diferentesdosis obteniendo así la curva de calibra-ción.

Verificación de blindajesDe acuerdo con la NOM-156-SSA1-1996,empleando el procedimiento de verifica-ción descrito en el numeral 5.8, se usó unmedio dispersor con dimensiones 25 x 25 x15 cm, el cual se llenó de agua. Posterior-mente se colocó a una distancia de lm pordebajo del tubo de rayos X, procediendo arealizar los disparos respectivos a 80 kV y100 mAs; (de acuerdo con la NOM-156-SSA1-1996).

Se midió la radiación dispersa a travésde cada barrera a una distancia de 30 cm(de acuerdo con la citada norma), medianteel uso de una cámara de ionización marcaRadcal con un umbral de detección de 1JIR. Este procedimiento se realizó para cadabarrera de cada una de las 13 salas monito-readas. En cada medición se colocó el tubode rayos X siempre en la misma disposi-ción, a fin de evitar introducir incertidum-bres respecto a los valores medidos a travésde cada barrera. Dichas distancias se toma-ron en cuenta basándose en datos propor-cionados por el personal del hospital, tra-tando de reproducir las condiciones realesde manejo del equipo.

Monitoreo ambientalSe colocaron dosímetros termoluminiscen-tes, los cuales se encontraban situados encada una de las barreras en las que se reali-zó la verificación empleando la cámara deionización. Los dosímetros termoluminis-centes se dejaron en el exterior de cada unade las salas por un lapso de tres meses conel fin de conocer la radiación dispersa realque puede recibir el POE así como el públi-

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

co en general debida a la contribución pro-vista por cada tubo de rayos X de las salascontiguas.

Los dosímetros fueron evaluados con lacurva de calibración reportándose los re-sultados en mSv/semana (en concordanciaconlaNOM-156-SSAl-1996).

Se realizaron pruebas con el mismo lotede dosímetros para exposición ocupacionalcolocando estos a nivel de la tiroides y en laparte posterior del tórax en aplicaciones defluoroscopía, densitometría ósea, y angio-grafía por considerarse éstas en las que sepodría estar expuesto a una mayor dosis.

ResultadosLos resultados de la verificación mostraronla necesidad de corregir fallas observadasen cuanto al blindaje de salas como la delitotripsia, en la cual se colocó una puertaplomada junto a la mampara así como tam-bién se añadió un empalme de plomo enuna de las puertas, (de acuerdo con laNOM-156-SSA1-1996, numeral 5.6.4). Enla figura se muestra el croquis de dichainstalación. Se marca con asterisco dondese tomaron las medidas correctivas.

Se colocó la señalización en las 13 salasde rayos X de acuerdo con la NOM-156-SSA1-1996 (numerales 5.1.2, 5.1.4, 5.2.8,5.2.9 y 5.2.10); así como en concordanciacon la NOM-027-STPS-1993 (anexo C).

Los resultados que arrojó el monitoreotrimestral fueron ligeramente mayores quelos obtenidos al realizar la verificación deblindajes, (del orden de décimas de mSv).Respecto a la dosimetría personal, se obtu-vieron como resultados notables el hechode que un integrante del POE de la sala dearco en C recibe por ocupación mensual0.238 mSv en tiroides, debajo del mandilplomado recibió una dosis de 0.136 mSv, yen la parte posterior del tórax recibió unadosis de 0.246 mSv.

mamparapuerta Pb (rtueva) j

vidrio

1puerta Pb/— . * ' * •

^ monitor cansóla

figura 1. croquis de la instalación de la sala de litotripsia.

ConclusionesEs posible observar que las medicionesrealizadas mediante el uso de dosímetrostermoluminiscentes son ligeramente mayo-res que las obtenidas utilizando la cámarade ionización. Esta variación se atribuye alhecho de que los parámetros de 80 kV y100 mAs son sólo una aproximación a lascondiciones reales. Las variaciones obteni-das entre ambos métodos se deben a que enel monitoreo trimestral se obtiene la sumade las contribuciones de los tubos de rayosX que se encuentran operando en formacontinua en las salas adyacentes; aunado alhecho de que las técnicas de aplicación derayos X varían.

Esto nos lleva al hecho de poder con-cluir que el monitoreo trimestral empleandodosímetros termoluminiscentes puede uti-lizarse para realizar verificaciones de ma-nera conjunta con la cámara de ionizaciónproporcionando mediciones bastante acer-tadas.

Es necesario que los integrantes del POEque laboran en áreas de fluoroscopía y arcoen C hagan uso de los medios de protec-ción, tales como collarín protector de tiroi-des, lentes plomados, guantes plomados ycomo de mandiles circulares (de acuerdocon la NOM-157-SSA1-1996 (numeral7.4); ya que la dosis medida en la parteposterior del tórax así como la recibida entiroides es mucho mayor que la recibida encuerpo entero debajo del mandil.

RADIOLOGÍA DIAGNÓSTICA

AgradecimientosLos autores agradecen la colaboración de laDra. Maricela Verdejo Silva, SSA, y al M.en C. Enrique Gaona, UAM-X por elpréstamo de equipo para la verificación delos blindajes; así como al Fis. Héctor RuedaJiménez, CNSNS por su colaboración parala calibración de los dosímetros.

Referencias1. (NOM-146-SSA1-1996, Salud Ambiental. Responsabi-lidades sanitarias en establecimientos de diagnósticomédico con rayos X.

2. NOM-156-SSA1 -1996, Salud Ambiental. Requeri-mientos técnicos para las instalaciones en establecimien-tos de diagnóstico médico con rayos X.

3. NO.M-157-SSA1-1996, Salud Ambiental. Protección yseguridad radiológica en establecimientos de diagnósticomédico con rayos X.

4. NOM-158-SSA1-1996, Salud Ambiental. Especifica-ciones técnicas para equipos de diagnóstico médico conrayos X.

I

MX9900142

COMPARISON OF FOURIER TRANSFORMAND CONTINUOUS WAVELET TRANSFORM

TO STUDY ECHO-PLANAR IMAGINGFLOW MAPS

A. Rodríguez-González,R., Bowtelf, P. Mansfieltt,

*Area de Procesamiento Digital de Señales e ImágenesBiomédicas,Universidad Autónoma Metropolitana htapalapa, Méxi-co, D.F. 09340, México,e-mail: arog@xanum.uam.mx.#Magnetic Resonance Centre, Department of Physics,The University of Nottingham, Nottingham NG7 2RD,Britain.

AbstractVelocity maps were studied combining Doyle and Mansfield'smethod (1986) with each of the following transforms: Fourier, win-dow Fourier and wavelet (Mexican hat). Continuous wavelet trans-form was compared against the two Fourier transforms to determinewhich technique is best suited to study blood maps generated byHalf Fourier Echo-Planar Imaging. Coefficient images were calcu-lated and plots of the pixel intensity variation are presented. Finally,contour maps are shown to visualise the behaviour of the bloodflow in the cardiac chambers for the wavelet technique.

IntroductionBlood flow visualisation has always been asubject of great interest for many scientistsduring centuries. It is until the present timethat we have available more than one singleimaging method (US, MRI, SPECT, PET),which allow us to visualise blood flow. Weare interested to apply the Fourier, windo-wed Fourier and wavelet transforms to in-vestigate the dynamic properties of bloodflow in the heart.

Fourier analysis and ultrasonic techni-ques have been traditionally used to studyperiodic motion like pulsatile blood flow inhumans. However, Fourier analysis has a

mayor drawback: in transforming from thefrequency domain into the time domain, itis not possible to know when a particularevent took place.

In order to correct this deficiency of theformula of the Fourier transform, Gabor (1)introduced a time-localised window func-tion, g(t-b), where b is used to translate thewindow to cover the entire time-domain,and to acquire local information of theFourier transform signal. This function isalso called the windowed Fourier trans-form. It seems to be a logical step to produ-ce an efficient multi-scale method, which iscapable of extracting microscopic informa-tion about the scaling attributes of an ob-

1 ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

*

ject. The analytical tool satisfying theseconditions is the wavelet transform (2-4).

The wavelet transform of a signal can bethought of as a decomposition into a set offrequency channels of equal bandwith on alogarithmic scale: it is an analysis of thesignal into a family of functions. The com-plete decomposition characterises the sig-nals studied (4). Thus, the wavelet trans-form can be regarded as a mathematicalmicroscope; increasing the magnificationone wins insight into the heamodynamics,and could separate out those details, whichare of no interest, as well as to show theinformation in a more appropriate manner(2-3).

The wavelet transform has been used tostudy turbulent flow in the past (5). As faras we know, wavelet analysis has not yetbeen used to study the human haemodyna-mics. It is important to stress that the wa-velet transform is not being used to studyblood flow because it is currently fashiona-ble, but rather because it allows us to studyhuman heamodynamics in both space andscale simultaneously.

MethodIt has previously been shown that velocitymaps generated with Half Fourier Echo-Planar Imaging (HF-EPI) (6) are very diffi-cult to analyse by simple inspection. There-fore, we have applied three different ana-lytical tools: Fourier analysis, windowedFourier and wavelet analysis (Mexican hatwavelet: the second derivative of theGaussian probability density function) tostudy blood flow in the great arteries andcardiac chambers. The properties of theseparticular transforms are thoroughly dis-cussed in (2-3).

Velocity maps were analysed with themethod proposed by Doyle and Mansfieldin 1986 (7), which is capable of studyingthe heart periodic motion by acquiring anumber of images in one single cardiac

cycle using a cine technique. Also,MATLAB™ programmes were speciallywritten to compute all the coefficients of 14cardiac flow maps, taken at every 50 ms inone single cardiac cycle (8). Hence, thecorresponding coefficients for each type oftransform were calculated pixel by pixelfrom the corresponding flow maps over thewhole image.

ResultsThe coefficient images showed a greatcontrast between the Fourier methods andthe wavelet approach, see fig. 1. Whereas,the Fourier and windowed Fourier imagescan only yield one image with a very goodsignal-to-noise ratio (SNR), the wavelettransform can generate as many imageswith an excellent SNR, as flow maps areavailable. As a result of this, all the flowand anatomical information is gathered inone single image.

Oms 100 ms 200 ms 300 ms , nn—I i.uu

0.90\

n» km ~\ ¿at

.i*»* i

"ffs;

0.80

0.70

OiO

0.50

0.40

0.30

ma i f l 0.20

0.10

Figure 1. Comparison of coefficientimages:

a) original flow maps, b) Fourier maps,c) windowed Fourier maps and d) wa-

velet maps.

RESONANCIA MAGNÉTICA NUCLEAR

Flow images processed with waveletanalysis are depicted in fig. 2. These wa-velet coefficient images can reveal aspectsof the flow behaviour in the cardiac cham-bers and the descending aorta throughoutthe cardiac cycle.

ai/sec

1.0

0.75

0.25

Figure 2. Contour maps of the heart; columns I andIII are referred to the flow maps analysed with the

Mexican hat wavelet: columns II and IV correspond

to original flow maps.

A relevant feature of this analysis is thepixel variation in one single cardiac cyclefor each technique. This change of the pixelintensity may contain beneficial informa-tion about the behaviour of the blood flowin the heart and great arteries. The shift ofpixel intensity in the coefficient has beenplotted in fig. 3. Every point forming thegraphs, was estimated with the mean valueof 176 points: all these points correspond tothe squared area in fig. 3 (a) The Fourierbased methods can not disclose certain cha-racteristics of the flow data at the exactlocations in time (fig. 3(b)-(c)). Moreover,wavelet analysis exhibits more details ofthe functioning of the blood flow in theheart in space and time (fig. 3(d)).

ConclusionsFourier Methods. It is easily appreciated infig. l(b)-(c) that Fourier coefficient imagescan only generate one image with a verygood SNR, compared to the original velo-city maps: so, the relevant heamodynamicinformation is gathered in this enhancedimage. The remaining images seem to havejust noise. Consequently, Fourier transformand windowed Fourier transform are notrecommended for visualisation of bloodflow.Besides, plots of pixel variation (fig. 3(b)-(c)) do not show any drift, trend or abruptchange that might distinguish this flowphenomenon from others. Then, we can notpropose this Fourier scheme as a tool tostudy and visualise our flow maps.Wavelet method. The Mexican hat waveletis able to monitor the blood flow in the car-diac chamber, see fig. 2, This waveletapproach can server as microscope to vi-sualise the heamodyamics in the great arte-ries and the heart, which can also be exten-ded to other veins.The combination of the wavelet analysisand fast MR imaging methods opens acompletely new alternative method to studyflow in real time. Flow visualitation withwavelet analysis may become a tool to stu-dy the human heamodyamics, since itshows a characteristic variation of flow inthe heart (fig. 3(d:i)).

1 ER CONCRESO IBEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

1 2 3 4 5 6 7 8coefficient number

1 2 3 4 567891011121314coefficient number

Figure 3. Typical plots of pixel intensity variation

versus time from within a cardiac chamber over a

cardiac cycle (a), all plots correspond to the same

area: b) Fourier images, c) windowed Fourier ima-

ges with different limits (i: [0,300], ii: [0, 200], iii:

[0, 100], iv: [0,10]) and d) Mexican hat wavelet for

various scales (i: 30, ii: 20, iii: 10).

Key words:EPI, Flow, Half Fourier, Heart, MRI, Wa-velet, Windowed Fourier.

AcknowledgementA. R. G. wishes to thank Drs. VeronicaMedina, Pilar Castellano, Alfonso Martí-nez, and Oscar Yañez at the Área de Proce-samiento Digital de Señales e ImágenesBiomédicas (UAM-I, Mexico City), fortheir tremendous support to do this researchwork.

*. To whom correspond should beaddressed and author delivering the pre-sentation.

Bibliografía1. Gabor, D., Theory of communication, J. IEE (London),

93,429,1946.

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SI AM, Philadelphia, 1992.

3. C.K. Chui, An introduction to wavelets, Academic

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4. A. Grossman and J. Morlet, Decomposition of hardy

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dimensional turbulent flows", in Ruskai, M. B., Beylkin,

G., Coifman, R., Daubechies, I., Mallat, S., Meyer, Y.,

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Jones and Bartlett, Boston, 1992.

6. A. Rodriguez, B. Issa, R. Bowtell, P. Mansfield, De-

termination of blood flow in the large vessels and heart by

half-fourier EPI, MAG*MA, IV, Supp., 254, 1996.

7. M. Doyle, P. Mansfield, Real-Time Movie Image

Enhancement in NMR, J. Phys. E: Sci. Instrum., 19, 439,

1986.

8. A. Rodriguez, R. Bowtell, P. Mansfield, Enhancement

ofHF-EPI Velocity Maps by Fourier Filtering, 14th An-

nual Meeting of European Society for Magnetic Resonan-

ce in Medicine and Biology, Brussels, 1997.

MX9900143

DOMINIO DE EXTENSION ARBITRARIA YEFECTOS DE DISTORSIÓN POR RUIDO EN

ESPECTROS DE RELAJACIÓN r2 EN MRIOBTENIDOS POR INVERSIÓN

ESTOCÁSTICAP. Galavis, V. Martínez, A.Farias, S. Rodríguez, M.Martín y R. Martín

Centro de Resonada Magnética, Escuela de Fí-sica, Facultad de CienciasUniversidad Central de VenezuelaDirección Postal: Rafael Martín, Apartado47311, Caracas 1041-A, VeneiuelaE-mail: nníirtin&fisicu.ciens.ucv.ve

ResumenEn este trabajo se examina la capacidad demanejar dominios de extensión arbitraria, larespuesta al ruido y la pérdida de informa-ción que posee un nuevo método de inver-sión estocástico de alta sensibilidad para latransformada de Laplace, (1,2,3) el cualpermite obtener espectros de relajación demultiecos en72 para caracterización detejidos en diagnóstico por MRI.

Palabras claveDiagnóstico por imágenes con resonanciamagnética, secuencias de multieco, caracte-rización de tejidos, dominio de tasas derelajación, métodos de inversión, inversiónde transformada de Laplace, problemas malcondicionados.

IntroducciónEn el tejido vivo, la relajación de la mag-netización transversal M(t) corresponde ala superposición de un conjunto discreto o

continuo de componentes con diferentestasas, donde cada una de ellas está asociadaa un ambiente dinámico que también esdiferente. En principio, es posible obteneren el dominio de las tasas de relajación Xel espectro correspondiente A(X), si M{t)

se toma siempre como una superposicióncontinua de componentes exponenciales yse escribe como la transformada de Lapla-ce,

M(t)= Qxe~ÀiA(X)

(1)donde el espectro de las componentes dis-cretas viene dado como una superposiciónde deltas de Dirac si no hay pérdida de in-formación. La ecuación (1) representa unaecuación integral de Fredholm de primeraclase y es un problema mal condicionadode difícil solución numérica (4). En la lite-ratura pueden encontrarse una gran varie-dad de métodos numéricos para encontrarla transformada inversa de Laplace(4,5,6,7) siendo los de más uso DISCRETE

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

y CONTENÍ (5,6). En la gran mayoría deestos métodos hay que suponer propiedadesdel espectro de relajación, se introducenparámetros de regularización, se fija el nú-mero de componentes de relajación o se fijade manera arbitraria el dominio de tasas derelajación a ser considerado. Estas restric-ciones no permiten en muchos casos obte-ner óptimamente la información contenidaen los resultados de la medición. Con elpropósito de evitar estos incovenientes sedesarrolló un método de inversión estocás-tica de la transformada de Laplace (1,2,3)donde ninguno de estos problemas está pre-sente. A pesar de esto el método tiene res-tricciones naturales que están relacionadascon la cantidad de información disponibleen la medición y las distorsiones introduci-das por el ruido, que vamos a examinar eneste trabajo.

Materiales y métodosEl método de inversión empleado (1) puedeverse como una estrategia de optimizaciónque es una modificación de técnicas de re-cocido simulado (8,9) (simulated annea-ling) y particularmente recocido simuladorápido (máquina de Cauchy) (10), basadoen algoritmo de Metropolis. (11) El espec-tro de relajación A(X) que resulta de la

inversión se construye como una superposi-ción arbitraria de barras rectangulares de laforma

N N

A = -

P í=!

donde M,op(t

H H

(2)donde cada barra está caracterizada por tresparámetros B¿ (amplitud de la barra), X¿

(origen de la barra) y Á/lj- (ancho de la

barra) y adicionalmente la constante BQtoma en cuenta la presencia de una línea debase. La cantidad a minimizar À viene

dada por

(3)

Para minimizar A el algoritmo actualizade manera continua el número de barras Ny el valor de sus parámetros (1), lo quepermite considerar un dominio de extensiónarbitraria para las tasas de relajación X.Las barras de amplitud y ancho arbitrariotienen igualmente la capacidad de adaptarsea cualquier forma que el espectro A(X)

pueda tener, eliminando el riesgo de impo-ner restricciones no físicas al problema. Laúnica restricción impuesta por la física delproblema es que A{X) debe ser siempre

positiva ó nula y por lo tanto las amplitudesnegativas que se generen en un ciclo delalgoritmo son eliminadas. En la práctica, elprocesamiento corresponde a cálculo distri-buido en varias máquinas con un conjuntode replicas, (1,2,3) donde todas tienen losmismos datos asociados a la medición de larelajación de la magnetización, pero dife-rentes condiciones iniciales para el genera-dor de números al azar. Al concluir se tomala réplica con el À más bajo y para el si-guiente ciclo el juego de parámetros co-rrespondiente se inserta como parte de lascondiciones iniciales del nuevo conjunto deréplicas. Esto se hace para eliminar el pro-blema de la aparición de estados metaesta-bles y para acelerar la llegada al mínimoglobal. Al producirse la llegada al mí-nimo global de todas las réplicas se prome-dia para obtener el espectro resultante.

ResultadosLos dominios de tasas de relajación reque-ridos para el análisis diagnóstico de unasecuencia de multieco asociada a unamuestra de tejido (que en la práctica co-rresponde a una colección de pixeles en laimagen), varían dentro de rangos que co-rresponden a por lo menos tres órdenes de

RESONANCIA MAGNÉTICA NUCLEAR

magnitud (ver figura 1) y éstos pueden sermanejados sin dificultad por el algoritmodesarrollado con poca dependencia en elmuestreo de los datos de entrada, aspectono logrado por otros ya disponibles en laliteratura. Con el propósito de ver que eso

Ji.Figura 1. Espectros de Tj de músculo estriado izquierda, co-

rrespondiente a un área de 0.6 cm 2 en la imagen de la secuencia

de multieco y relación señal/ruido de 100 y tejido adiposo (dere-

cha, correspondiente a un área de 0.6 cm2 en la imagen de la

secuencia de multieco y relación señal/ruido de 120), mostrando

el rango de valores a considerar en el dominio de las tasas de

relajación.

LOGARITMO DE LA TASA DE RELAJACIÓN (1/S)

Figura 2. Espectro correspondiente a una simulación con cinco

componentes de tiempos de relajación de 1, 10, 100, 1 000 y

10 000 m con una relación señal/ruido de 70.

realmente ocurre, se presenta la figura 2,donde se muestra el resultado de una simu-lación con cinco componentes y una rela-ción señal/ruido de 70, que puede ser en-contrada en la práctica. Cuatro componen-tes a diferentes órdenes de magnitud sepueden distinguir claramente. La quinta quedebe corresponder al tiempo de relajaciónmás largo está presente en la figura y no seobserva con facilidad (solamente un peque-ño promontorio es visible) debido a que elpico correspondiente es muy ancho y tienepoca altura.

Figura 3. Efecto del ruido sobre un solo componente. A la iz-

quierda tenemos la superposición de tres espectros asociados a

tres mediciones en relación señal/ruido de 15 (más ancha), 100

(menos ancha) e "infinita" (línea vertical). A la derecha la última

medición en relación sefial/ruido "infinita " produce un espectro

que de todas maneras tiene un ancho finito (no visible a la iz-

quierda por la escala) debido a la pérdida de información asocia-

da con el hecho de que siempre vamos a tener un número finito

de puntos de muestreo.

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

El ruido, o de manera equivalente lapérdida de información, produce un ensan-chamiento de los picos en el espectro derelajación. La figura 3 muestra, con unasimulación de un solo componente con di-ferentes niveles de ruido, cómo esto puedeocurrir. Allí el pico más ensanchado co-rresponde a la relación señal/ruido más ba-ja, lo que quiere decir que el ensancha-miento es mayor a medida que el nivel deruido es mayor. Adicionalmente la señalsimulada que corresponde a una relaciónseñal/ruido "infinita" produce de todas ma-neras un pico con un ancho finito debido ala pérdida de información asociada almuestreo con un número finito de puntos.Esto quiere decir que a medida que se in-cremente el número de puntos, la resolu-ción del espectro será mejor.

Cuando hay solapamiento de picos pue-de haber dos causas fundamentales, una vaa estar relacionada con el nivel de ruido y elensanchamiento que éste produce, y la otratiene que ver con la cantidad de puntos to-mados en la medición que deben afectar laresolución. Mejorar la relación señal/ruidoen la medición o incrementar el número depuntos a medir, permite con frecuencia re-solver los problemas de solapamiento.

Como vemos en la figura 1, los efectosdistorsionantes del ruido y la pérdida deinformación (por tener solamente 16 ecospares tomados en un tomógrafo SIEMENSMagnetom de 1.0 tesla) por muestreo en unnúmero finito de puntos no impiden poderdistinguir, para propósitos de caracteriza-ción, los espectros de músculo estriado ytejido adiposo.

Igualmente, el ruido puede introducirseñales espúreas a tasas de relajación bajasque realmente corresponden a fluctuacionesde la línea base, que el método maneja co-mo componentes con tiempos de relajaciónmuy largos. En la práctica resulta sencilloreconocerlas por corresponder a tiempos derelajación mucho más largos que el tiempototal de medición (normalmente un ordende magnitud o más).

ConclusionesComo conclusiones fundamentales pode-mos extraer las siguientes: 1. Se dispone deun método de inversión que puede manejardominios de tasas de relajación de variosórdenes de magnitud. 2. El ruido generadistorsión del espectro de relajación y se-ñales espúreas relacionadas que pueden sermanejadas adecuadamente. La distorsiónobservada no limita severamente aplicacio-nes en MRI.

AgradecimientosSe agradece la cooperación del Instituto deResonancia Magnética "La Florida" en Ca-racas, por permitir el uso del tomógrafoSiemens Magnetom de 1.0 Tesla para laobtención de medidas sobre tejido vivo.

RESONANCIA MAGNÉTICA NUCLEAR

Referencias1. Martín, R. and M, Martín-Landrove, "A Novel Algorithm for

Tumor Characterization by Analysis of Transversal Relaxation

Rate Distributions in MRJ.", published in Spatially Resolved

Magnetic Resonance: Methods and Applications in Materials

Science, Agriculture and Biomedicine, B. Bluemich, P. Bluemler,

R, Botto and E. Fukushima (Editors), Wiley-VCH Publishers,

Weinheira, 1998.

2, Scheumann, I., M. Martin, R. Martin and J. Espidel, "Bifurca-

tion of Transversal Relaxation Rate in Emulsions", in Applied

3. Martin, M., R, Martin and A. Benavides, "Transversal Relaxa-

tion Rate Distribution Analysis in Porous Media", in Bulletin of

Magnetic Resonance 17 (1995) 73.

4, Scales, A. and A. Gersztenkom, Inverse Problems,

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5. Provencher, S. W, Cotnput Phys. Com. 27(1982)213.

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7. Butler, J. P , J. A. Reeds and S. V. Dawson, SIÁMJ. Mer.

Anal 18(1981)381,

8. Kirkpatrick, $., C, D. Gelat and M. P. Vecchi, Science

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10. Szu, H. and R. Hartley, Phys. Lett. A122(1987)157.

11. Bhanot, G, "The Metropolis Algorithm", in Rep. Prog. Phys.,

51(1988)429.

MX9900144

CARACTERIZACIÓN DE LA MALIGNIDADDE TUMORES DEL SISTEMA NERVIOSO

CENTRAL UTILIZANDO ANÁLISIS DEDIMENSIÓN DE CORRELACIÓN

D. Pereira*, C. ZambranoyM. Martín-Landrove

Departamento de Física y Centro deResonancia Magnética, Facultad deCiencias, Universidad Central deVenezuela, A.P. 47586, Caracas1041-A, Venezuela y * Departamentode Física Aplicada, Facultad deIngeniería, Universidad Central deVenezuela, Caracas, Venezuela

ResumenEn el presente trabajo se propone un método para la caracteri-zación de las irregularidades presentes en los bordes de lesio-nes malignas del sistema nervioso central sobre imágenesaxiales generadas mediante resonancia magnética porimágenes. A través del uso de técnicas de procesamientodigital de imágenes fue posible localizar, extraer y generar se-ries temporales que puedan representar las lesiones. Estas se-ries temporales fueron utilizadas utilizando el concepto dedimensión de correlación para producir un parámetro quetome diferentes valores dependiendo del tipo de lesión. Sedemuestra que este tipo de análisis se comporta en una formamuy aceptable independientemente de los errores que sepueden generar por el hecho de que en la práctica las seriestemporales obtenidas están compuestas de un número redu-cido de puntos.

IntroducciónLa detección y diagnóstico de lesionespotencialmente peligrosas en el cerebro esuna tarea de suma importancia para elmédico, la cual es dependiente de suexperiencia y conocimiento, además deestar sujeta a la determinación de anomalíasa través de características visuales que la

estructura presenta en la imagen. Algunosautores (1,2,3) establecen que una de lasmayores características es la irregularidadque existe en el borde de las agrupacionescelulares que forman parte del tumor,detectables en cortes histológicos y enestructuras tumorales. En particular algunaslesiones malignas, por ejemplo astrocitoma,

RESONANCIA MAGNÉTICA NUCLEAR

exhiben un borde evidentemente másirregular que lesiones de tipo benigno,como por ejemplo, los quistes. Esadiferencia cualitativa puede ser observadaen la figura 1. Dado que usualmente, estetipo de características se evalúan de unaforma cualitativa, se hace necesariodesarrollar un método capaz de dar unamedida cuantitativa como medida de estasirregularidades en la búsqueda de unprocedimiento que pueda dar undiagnóstico de malignidad.

i

;

i ' . , -1 i

.-t

; • '

* i

•

Figura 1. Imágenes de resonancia magnética, contrastadas porT2. Arriba se muestra un quiste, mientras que abajo se tiene unalesión maligna, en este caso, un astrocitoma.

Desde este punto de vista el estudio deseries temporales (4) puede proveer lasherramientas necesarias para generar losprocedimientos que se necesitan para tratarel estudio de las irregularidades en losbordes, a través del uso del concepto dedimensión (5) con la esperanza de generarparámetros que caracterizen y clasifiquenlas estructuras bajo estudio. Para detectarlas lesiones y generar las series temporalesque caracterizan el borde empleamostécnicas de procesamiento digital deimágenes (6,7) aplicadas sobre cortes

axiales de cerebro generados por resonanciamagnética con contraste tanto T, como enT2. En las siguientes secciones se presentala descripción general del método utilizado,seguida de una pequeña descripción delprocedimiento que se utiliza para calcularlos parámetros necesarios y más adelantelos resultados obtenidos cuando el procesoes aplicado a los diferentes tipos de lesiónbajo estudio. Finalmente, la discusión delos resultados y sus conclusiones sepresentan.

Descripción del métodoPara generar las series temporales esnecesario, primeramente detectar la lesiónpotencialmente maligna, para lo cual seutilizó el método del gradiente Laplaciano(6,7) para detectar el borde de la lesión,actuando directamente sobre la distribuciónde niveles de intensidad de gris de laimagen. Este operador está definido como:

(Ec. 1)

donde F(x,y) es el valor de la intensidad delpixel localizado en la posición (x,y). Esteoperador detecta la presencia de un bordecuando existe un cambio de intensidad, porlo tanto previo a la aplicación del operadordebe modificarse el mapa original deniveles de gris con el fin de contrastar lalesión a ser estudiada. Una vez aplicado eloperador Laplaciano se aplica un operadorumbral con el fin de producir una imagenbinaria solamente compuesta por el bordede la lesión. En la figura 2 se presentanlos bordes detectados de esta forma.

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Figura 2. Bordes para diferentes tipos de lesiones. En el primerose representa un quiste, mientras que en el segundo un glioblas-toma.

Para convertir el borde en una serietemporal aplicamos un procedimiento decodificación basado en el cálculo de lafunción de curvatura y el ángulo de la rectatangente en cada punto de dicho borde (7).Estos parámetros son definidos como:

dy(s)ldsz(s)=x(s)+i)(s) y 6is)=tatTl

(Ec2)

Lo cual se muestra esquemáticamente en lafigura 3.

Figura 3. Codificación de la curvatura en el borde.

El procedimiento mostrado nosproporciona un conjunto de funcionesunidimensionales representando lairregularidad del borde, a modo de seriestemporales. Esas funciones son:

Z(s)=Z(s,x) Z(s) = Z(s,y) e(s) = 8(s,x) e(s) = 9(s,y)

A partir de este conjunto de funciones,se escogió trabajar con 0(s,x) y estudiar sucomportamiento utilizando análisis fractal,en particular determinando la dimensión decorrelación (4), la cual se encuentradefinida como:

D =LimLnCje)

Lnedonde

C{s) = Lim— {Numerateparesdepuntos{x¡,x¡)talesqueJAf, -x

(Ec.3)

Este parámetro fue calculado siguiendoel algoritmo desarrollado en (4) para lasseries temporales correspondientes a lesio-nes quísticas de carácter benigno y lesionesmalignas, mayormente representadas porglioblastomas y astrocitomas. A modo deejemplo, los resultados obtenidos para unquiste y un astrocitoma se muestran en lafigura 4.

-100 -50 50 100 150 200

H

Figura 4. Diagramas de dimensión de correlación de seríes temporales paraun quiste (arriba) y un astrocitoma (abajo).

RESONANCIA MAGNÉTICA NUCLEAR

Discusión de los resultadosDe los gráficos anteriores, que representanuna buena muestra de la situación, se puedever una clara diferencia en apariencia entrelos casos de lesiones benigna (quiste) ymaligna (astrocitoma). Las irregularidadespresentes en las curvas para ambos tipos delesiones pudieran deberse a laincertidumbre en la determinación de losbordes, como consecuencia de que esteproceso es afectado por ruido y por laselección inapropiada del umbral quepermite definir la lesión. La diferencia en elancho de las gráficas es indicativa de lapresencia de mayor irregularidad en losbordes de lesiones malignas comparadascon las benignas. La meseta que se obtieneen los casos de lesiones malignas (abajo,figura 4) es a veces muy extensa paraciertos tipos de lesiones. En la figura 5 semuestra el caso de una lesión de ocupaciónde espacio, de carácter maligno pero dediagnóstico incierto. Es evidente delanálisis de esta figura que el com-portamiento de la gráfica de dimensión decorrelación es más hacia su definicióncomo una lesión maligna que benigna(arriba, figura 4). Otro factor que creadiferencias en las curvas para lesionesmalignas es determinado por el diferentegrado de malignidad que presenta la lesión,variando el nivel de irregularidad de sucontorno. En todos los casos analizados eneste estudio, alrededor de 40 imágenescorrespondientes a lesiones tanto benignascomo malignas, el resultado fue siemprecomo el mostrado en la figura 4. Enconsecuencia este método puede resultar derelativa confianza para ayudar al médico enel diagnóstico de ciertas patologías,particularmente en aquellos casos de difícildiagnóstico. Se hace necesario, sinembargo, refinar la metodología para unamejor determinación de los contornos yseries temporales con un mayor número depuntos.

-150 -100 -50 100 150 200

Figura 5. Lesión masiva. Lesión de ocupación de espacio (LOE).Arriba e! contorno de la lesión y abajo su correspondiente dia-grama de dimensión de correlación.

ConclusionesSe demostró la aplicabilidad de ladimensión de correlación como parámetropara caracterizar las irregularidades en losbordes de lesiones, permitiendo contrastaradecuadamente entre lesiones malignas ybenignas. Este enfoque es potencialmenteaplicable en la determinación de potencialmalignidad en tumores de diagnósticoimpreciso y puede proveer una para-metrización que permita establecer unposterior esquema de clasificación. Aunquela metodología aquí presentada está basadaen el proceso de gradiente Laplaciano paradeterminar los bordes de las lesiones, puedeser extendido a utilizar algún otroprocedimiento para determinar bordesconjuntamente con algoritmos de reducciónde ruido y cerrado del contorno. Asimismo,es también posible generar nuevosprocedimientos que permitan, en la mismafilosofía que en este trabajo, producir seriestemporales susceptibles de sercaracterizadas y parametrizadas,permitiendo la clasificación de diferentespatologías.

1ER CONGRESO IBEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

AgradecimientosDr. Salvador Itriago y al Ing. Pedro F.Itriago, del Instituto de ResonanciaMagnética (Caracas,Venezuela) por suayuda en la generación, captura yclasificación de las imágenes.

AlConsejo de Desarrollo Científico yHumanístico de la Universidad Central deVenezuela (CDCH- UCV) por elfinanciamiento recibido para la realizaciónde este trabajo.

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MX9900145

INTERCOMPARAÇAO DEPROCEDIMENTOS DE CÁUBRAÇÃO DE

FONTES DE ™IR DE ALTA TAXA DE DOSENO BRASIL E PROPOSTA DE UMA NOVA

METODOLOGIA(¡)Marechal M. H. e

<2)de Almeida C.E.(I)Laboraiório Nacional de Metrologia dasRadiações Ionizantes - IRD/CNENCaixa Postal 37750 CEP 22780 • 160 - Rio deJaneiro - Brasile-maii: mhelena@ird.gov.br(2)Laboratório de Ciencias Radiológicas/UERJ

ResumoEste trabalho apresenta os resultados de uma intercomparaçãodos procedimentos de calibração de fontes de 192Ir de alta dedose entre diferentes centros de oncología no país e propõeum procedimento de calibração para essas fontes onde o fatorNK(192IT) é obtido pela interpolação com uma ponderação emenergia entre os fatores de calibração para a energia dos raios-X de 250 kV e os raios gama do 60Co. Os resultados da inter-comparação estão dentro de uma faixa de 3 %, exceto umcaso onde foi observado um desvio de 4,6 % que foi atribuídoa uma variação no fator de calibração para os raios-X. Com anova metodologia proposta será possível uma consistênciametrológica da dosimetría dessas fontes e uma maior confi-abilidade das doses aplicadas aos pacientes submetidos a estetipo de tratamento.

AbstractThe objective of this paper is to report the results of an inter-comparison of the calibration procedures for 192Ir sourcespresently in use in Brazil and to proposal a calibration proce-dure to derive the NK for a Farmer type ionization chamberfor 192Ir energy by interpolating from a 60Co gamma-rays and250 kV x-rays calibration factors. The intercomparison resultswere all within ± 3.0 % except one case where 4.6 % was ob-served and latter identified as a problem with NK value for X-rays. The method proposed by the present work make possible

1ER CONCRESO LA TINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

the improvement of the metrological coherence among thecalibration laboratories and their users once the NK valuescould then provided by any of the members of SSDL network.

IntroduçãoSistemas de braquiterapia de alta taxa dedose com fontes de 192Ir estão recebendoconsiderável atenção na maioria dos paísespor ser uma opção segura e eficiente paratratamentos de neoplasias malignas.Atualmente no Brasil já existem 20sistemas em funcionamento os quaisutilizam fontes de l92Ir com atividade daordem de 370 GBq (10 Ci). O fabricanteespecifica a intensidade dessas fontes comincertezas de 5 a 10 %, o que é inaceitávelpara fins clínicos e até o presente momentoainda não foi estabelecido umprocedimento de calibração para as fontesde 192ír em termos de taxa de kerma no ar.A complexidade de obtenção de um fatorde calibração para a energia do 192Ir advémprincipalmente do espectro gama multi-energético e da curta meia-vida desteradionuclideo. A Associação Americana deFísicos em Medicina (AAPM 1993) propôsum método interino baseado na técnica deinterpolação de fatores de calibração para oespectro de energia dos raios-X de 250 kVe do 137Cs (Goetsch, 1991). Entretanto amaioria dos laboratórios de calibração nãopossuem fontes de Cs a nível terapêuticopara fornecer calibrações para os usuáriospara esse espectro de energia.

Com o objetivo de avaliar a situação nopaís foi realizada uma intercomparação dadosimetría de uma fonte de 192Ir de alta taxade dose entre um número significante decentros de oncología que utilizam sistemasde alta taxa de dose, onde cada usuáriousou o seu sistema dosimétrico e aplicou oformalismo utilizado nas medidas de rotinado seu hospital. Como os resultados destaintercomparação mostraram a diversidadede formalismos utilizados pelos usuários

desses sistemas, este trabalho tentaviabilizar a uniformização de umametodologia de calibração para essas fontespropondo um método para determinação dofator de calibração para o espectro deenergia das fontes de 192Ir com câmaras deionização de 0,6 cm de volume pelainterpolação com uma ponderação emenergia dos fatores de calibração para asenergias dos raios-X de 250 kV comcamada semi-redutora de 2,5 mm de Cu edos raios gama do 6 Co. Neste método éutilizada uma mesma capa de equilíbrioeletrônico nas medidas nos feixes de raios-X e Co e na dosimetría da fonte, sendoconsiderada a correção para atenuação eespalhamento na capa de equilíbrioeletrônico (Marechal and de Almeida,1996; Marechal, 1998).

Materiais e métodosA intercomparação da medida daintensidade da fonte de 192Ir foi realizada noHospital A. C. Camargo com o sistema dealta taxa de dose MicroSelectron-HDR(Nucletron Trading BV). A fonte de 192Irutilizada foi fornecida pela MallinckodtDiagnostica Holland BV com atividadenominal inicial de 370 GBq. Foramutilizados dois sistemas dosimétricos dereferência: um sistema com uma câmara deionização tipo poço de fabricação StandardImaging modelo HDR-1000, especialmenteprojetada para calibração de fontes de 192Irde alta taxa de dose, (Goetsch et ai, 1991),com fator de calibração fornecido peloAccredited Dosimetry Laboratory daUniversity of Winsconsin (ADCL - UW) euma câmara de ionização tipo Farmer defabricação PTW modelo N30001 comfatores de calibração para os raios-X de 250

1ER CONCRESO LATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

O método B foi proposto pelos autores(Marechal and de Almeida, 1996), sendo ofator NK(192IT) determinado pelainterpolação dos fatores de calibração paraas energias dos raios-X de 250 kV e do60Co, fazendo-se uma ponderação emfunção da energia média de cada feixe.Todas as medidas são realizadas com acapa de equilíbrio eletrônico de maneira agarantir a continuidade das característicasfísicas da câmara de ionização e gerar oequilíbrio eletrônico para as energias dofeixe de 60Co e do espectro da fonte de192Ir. É considerada a correção para aatenuação e espalhamento na capa deequilíbrio eletrônico da câmara deionização, sendo esses fatores de correçãoAw, determinados pela técnica deextrapolação linear para o material eespessura da capa de equilíbrio eletrônico epara cada energia de feixe (Marechal et ai,1997). Neste formalismo a expressão para o

107cálculo do fator de calibração para odada por:

192Iré

(Ec.l)

Os fatores de ponderação em energia sãoobtidos pelas seguintes relações:

E ir — E Co

* * ="Co

Eco - Eraios-X

Eco - Eraios-x

= 0,80

E co — Eraios-X

= 0,20

(Ec.2)

Substituindo-se os valores determinadospara os fatores de correção Aw para a capa

de equilíbrio eletrônico da câmara PTWN30001 utilizada nas medidas e os fatoresde ponderação em energia dados naexpressão 1 temos:

NK(Ir) = 0,8090.NK(raios-X)

(Ec. 3)0,2022.NK(Co)

Os fatores NK(raios-X) e NK(60Co)foram determinados para a câmara PTWN30001 com a capa de equilíbrio eletrônicopara a energia do 60Co que acompanha essemodelo de câmara.

É interessante notar que nenhum dosparticipantes usou o método proposto porGoetsh et ai (1991) e recomendado pelaAAPM. Para determinação da taxa dekerma no ar com a câmara tipo Farmer e oJig de calibração Nucletron foramconsideradas as correções paraespalhamento na sala de calibração,temperatura e pressão de referência de 20°Ce 101,325 kPa, respectivamente, correçãopara tempo de trânsito da fonte (AAPM,1993) e correção para o gradiente de dosena câmara de ionização ( Kondo &Randolph, 1960) cujo valor para a distânciade calibração e modelo da câmara deionização utilizada nas medidas foi de1,006 (DeWerd & Thomadsen, 1994).

Para as medidas com a câmara tipo poçoforam consideradas as correções detemperatura e pressão, recombinação iónica(Attix, 1984) e efeito polaridade. Oespalhamento na sala de calibração comeste tipo de câmara foi negligenciável, umavez que as câmaras foram posicionadas a 1metro das paredes e do solo da sala demedidas (Podgorsak et ai, 1992), sendotambém as paredes externas desta câmarasuficientemente espessa para barrar aradiação que não seja diretamenteproveniente da fonte.

RADIOTERAPIA

ResultadosAs diferenças percentuais encontradas pelasinstituições em relação aos valores da taxade kerma no ar determinada com ossistemas de referência são apresentadas nafigura 1.

1.05

1.04

1.02

1.01 A *

16 -

5 -

>4 -

-5-4-

Institutes e m «tud.it de de

Essas diferenças podem em suagrande maioria serem explicadas peloformalismo utilizado na determinação deNx(Ir). As instituições que utilizaramcâmara de ionização tipo Farmer e o Jig daNucletron e aplicaram um fator decalibração para a energia do 192Irponderado entre as energias dos Raios-X edo 60Co obtiveram desvios percentuais emrelação ao resultado do Laboratório deCiências Radiológicas na faixa de 1,0 %.Uma diferença de + 2,3 % foi encontradapor uma instituição que realizou asmedidas sem utilizar capa de equilíbrioeletrônico, o que acarreta numa superestimativa da intensidade da fonte devido acontribuição de espalhamento do próprioencapsulamento da fonte. Uma diferençade - 2,1 % foi encontrada por umainstituição que utilizou somente o fator decalibração do 60Co para cálculo da taxa dekerma no ar da fonte, o valor encontradopode ter sido subestimado devido adependência energética da câmara deionização e também a atenuação na capa deequilíbrio eletrônico, uma vez que não foiconsiderada a correção para a atenuação nacapa para a energia média do espectro dafonte 192Ir. Uma diferença importante, de

4,6 %, encontrada utilizando-se tambémcâmara tipo Farmer e o sistema Jig foiatribuída a uma variação do fator decalibração da câmara de ionização para aenergia do 60Co, podendo possivelmenteter havido também uma variação do fatorde calibração da câmara para a energia dosraios-X, o que explicaria um desviopercentual dessa ordem.

Os resultados obtidos com a câmara tipopoço estão em sua maioria na faixa de 1,0% em relação ao encontrado pelo L.C.R.com exceção de um valor maior de 2,4 %,o que não chega a comprometer esseresultado uma vez que a incerteza do fatorde calibração da câmara poço para aenergia do 192Ir é de ± 2,0 %. A estabilidadedos sistemas dosimétricos utilizados comoreferência foram acompanhadas semostrando melhor que 0,2 % sobre umperíodo de um ano para medidas realizadasa cada dois meses.

A análise dos resultados encontradosnesta intercomparação mostra a necessidadede uniformização do formalismo adotadopara determinação do fator de calibração do192Ir, com o objetivo de manter umaconsistência metrológica entre todos osusuários do sistema de alta taxa de dose. Auniformização do formalismo adotado coma utilização de fatores de calibraçãorastreados a laboratórios nacionais decalibração possibilitará maiorconfiabilidade na dosimetría dessas fontesde 192Ir assim como facilitará a detecção depossíveis problemas que possam ocorrercom o sistema dosimétrico do usuário.

A consistência e confiabilidade dométodo proposto foi comprovada porcomparações com diferentes metodologiaspropostas na literatura, obtendo-se uma boaconcordância principalmente com o métodorecomendado pela AAPM (Marechal & deAlmeida, 1996). Contudo recomenda-se autilização da metodologia proposta nestetrabalho por ser um método com maiorrigor metrológico e mais viável de ser

1ER CONCRESO LATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

adotado pela maioria dos laboratorios decalibração, uma vez que esses laboratorios.

137/não possuem fonte de Cs a nívelterapêutico para utilizar a metodologiarecomendada pela AAPM

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MX9900146

IMPLEMENTAÇÃO DE UM LABORATORIOPARA MANUTENÇÃO, REPARO E

CALIBRAÇÃO ELÉTRICA DE DOSÍMETROSBASEADOS EM CÂMARAS DEIONIZAÇÃO, UTILIZADOS EM

RADIOTERAPIABecker P. H.B.,Peres M. A. L.,Moreira A. J. C,NetteH.P.

Instituto de Radioproteção e Dosimetría - Av.Salvador Allende S/N - Barra da TijucaCEP: 22780-160 - Caixa Postal: 37750 - Rio deJaneiro - RJ- Brasilemail: pbecker@ird.gov. br

ResumoOs fabricantes de dosímetros baseados emcâmaras de ionização mantém, no Brasil,somente representantes de vendas semnenhuma, ou muito pouca, capacidade deassistência técnica, causando dificuldadesaos usuários em reparar os instrumentosdefeituosos. Com o intuito de resolverparcialmente este problema, um laboratóriopara a manutenção, reparo e calibraçãoelétrica foi posto em operação em 1995com o apoio financeiro da IAEA (AgênciaInternacional de Energia Atômica) atravésde um projeto de cooperação técnica(BRA/1/031).

AbstractManufacturers of ionization chamberdosimeters for radiotherapy maintain onlysales representatives in Brazil with noservicing capability causing difficulties tocustomers/users to get broken equipment

back into operation. Aiming to partiallysolve this problem, a laboratory formaintenance, repair and electricalcalibration was started in 1995 with thesupport of a two year IAEA TechnicalAssistance Project (BRA/1/031).

Palavras chaveCâmaras de Ionização, Calibração,Eletrômetros, Manutenção.

IntroduçãoEm 1996, através de um projeto decooperação técnica com a AgênciaInternacional de Energia Atômica (IAEA),(projeto BRA/1/031), o Instituto deRadioproteção e Dosimetría (IRD) daComissão Nacional de Energia Nuclear(CNEN) iniciou a implantação de umlaboratório visando minimizar osproblemas gerados pela ausência deassistência e suporte técnico, no Brasil,

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CAR/BE DE FÍSICA MÉDICA

para a manutenção dos dosímetros(eletrômetro + câmara de ionização)utilizados para a dosimetría naradioterapia(l).Todos estes equipamentossão importados e, devido ao tamanho atualdo mercado brasileiro, os fabricantes, emsua maioria, só possuem representações noBrasil para efetuar vendas, não tendocondições de dar o suporte técniconecessário para o funcionamento contínuodos instrumentos. Em função destasituação, os serviços de Radioterapia noBrasil ficavam sem suporte técnico quandoum dosímetro apresentava defeitos. Emalguns casos era necessário o envio doinstrumento para o exterior, o quê, emfunção da legislação alfandegária vigente,além de implicar em altos custos, demandalongos períodos de tempo.

O Laboratório Nacional de Metrologiadas Radiações Ionizantes (LNMRI) do IRDopera um laboratório de padronizaçãosecundária da rede da IAEA. A maioria dosdosímetros utilizados pela radioterapia noBrasil, são encaminhados para o LNMRI, acada dois anos, para a sua calibração.Freqüentemente os instrumentos que sãoenviados para calibração apresentamdefeitos (muitas vezes causados pelopróprio transporte do equipamento emquestão) e os usuários, por não terem paraquem recorrer, solicitam ao LNMRI quealém da calibração, também efetue o reparodo aparelho. A Divisão de Engenharia doIRD já executava, rotineiramente, amanutenção da instrumentação desteinstituto e procurava também solucionar,dentro do possível, os problemas dosusuários do LNMRI. As principaisdificuldades eram a falta de peças dereposição e de treinamento específico paraos engenheiros e técnicos envolvidos nestaatividade. Outro ponto importante era acompreensão e a cooperação dosfabricantes, que deveriam entender que estaatividade não se destinava a concorrer comeles, mas sim trabalhar em conjunto,

cobrindo um setor que deixava a desejar.Através das informações existentes noLNMRI sobre os dosímetros clínicoscadastrados neste laboratório, em 1993 foiefetuado um levantamento sobre osprincipais fornecedores do mercadobrasileiro. Com base nos resultados destelevantamento foi apresentado um projeto deassistência técnica para a IAEA, aprovadopara o biênio 1995-1996. Através destefinanciamento da IAEA, foram adquiridaspeças de reposição e dois engenheirosvisitaram as empresas que fornecem amaioria dos dosímetros existentes noBrasil. O laboratório de manutençãocomeçou a sua operação em julho de 1996.Adicionalmente foi implantado um set-uppara a calibração elétrica dos eletrômetros edesenvolvida uma fonte de baixa correnteportátil. Este set-up nos dá mais umparâmetro para o controle de qualidadeinterno dos nossos sistemas além dapossibilidade da calibração porcomponentes e a automação de algumas dasrotinas existentes. A fonte de correntefornece mais um parâmetro de controle, nopróprio local de trabalho, para os usuários.

Adicionalmente iniciou-se odesenvolvimento de sistemas de automaçãopara rotinas de calibração, através de placasde interface com computadores e de umsoftware específico para o automação desistemas de medição.

Hoje a manutenção dos dosímetrosutilizados na radioterapia é uma atividaderotineira. Todos os dosímetros e câmarasenviados para reparo ou que apresentaramproblemas durante a sua calibração forampostos em funcionamento ( mais de 50).Além disto o laboratório montado vemsendo utilizado para o treinamento de físicomédicos de todo o Brasil através de umcurso de atualização oferecido anualmentepelo IRD.

Este trabalho descreve, resumidamente,como foi efetuada a implantação destelaboratório, em que se baseou, os

RADIOTERAPIA

fabricantes que foram envolvidos, osresultados obtidos até o momento eperspectivas futuras.

MetodologiaCom base nos dados existentes, em 1993,sobre os dosímetros que são calibrados noLNMRI/IRD, foi feito um levantamentoque mostrou (Figura 1) basicamente queeram quatro as indústrias que forneciaminstrumentos para a dosimetría emradioterapia ao Brasil; Nuclear Enterprisesda Inglaterra, PTW da Alemanha, Keithleye Victoreen dos Estados Unidos. Se fosseinstituído um sistema de cooperação comestas quatro empresas, seriam cobertos 94%dos instrumentos existentes no Brasil.Visando atualizar os dados disponíveissobre os instrumentos, foi solicitado aoshospitais e clínicas que trabalham comradioterapia, que nos informassem, sobre ascâmaras de ionização e dosímetros que elesutilizavam com que alternativas. Em 1996foi apresentado, com uma boa aceitação,um resumo do trabalho que estava emandamento, em um congresso brasileiro defísica médica tlJ. Em conseqüência decidiu-se publicar uma nota sobre o trabalho queestava sendo realizado no boletim oficial daAssociação Brasileira de Físicos emMedicina (ABFM).

Siemerttfctoreert Pitman Kerti

1% 6% 2%

Capintec

2%

Nuclear

Enterprise

66%

FIGURA 1.1: Distribuição percentual dos equipamentos existen-

tes no Brasil em 1993* segundo os registros do LNMRI.

O projeto que foi enviado para a IAEA se

baseou principalmente em três pontos:

• Visitas aos principais fornecedores,visando estabelecer uma estreita coop-eração com os mesmos e a obtenção deinformações técnicas.

• Aquisição de equipamentos específicospara a manutenção de eletrômetros ecâmaras.

• Aquisição de um estoque local de peçasde reposição que garantisse um atendi-mento rápido e que seria mantidoatravés da cobrança dos serviçosprestados.

Em janeiro/fevereiro de 1996 foramvisitadas as indústrias (PTW e NuclearEnterprise), o laboratório de calibração daAcademia Alemã para a Metrologia (DAM,em Munique, Alemanha) e o LaboratórioPadrão Secundário de Dosimetría da IAEA(Seisberdof, Áustria). Nestas visitas àsindústrias foram estabelecidos contatoscom os engenheiros envolvidos com osuporte técnico, especificadas as peças dereposição mais importantes e asferramentas necessárias, principalmentepara a montagem/ desmontagem dascâmaras, obtidas cópias dos catálogos,esquemas elétricos dos instrumentos e atéinformações que, normalmente, seriam decaracter reservado. A aceitação do projeto,por estes fabricantes foi muito boa e acooperação que se estabeleceuextremamente frutífera. O laboratório daIAEA na Austria não trabalha com a com amanutenção de dosímetros, somente com asua calibração. Entretanto, este laboratórioefetua a calibração por componentes e,devido a isto, implementou um set-up, jáparcialmente automatizado, para acalibração elétrica de eletrômetros. Apósestas visitas, baseada nas discussõesefetuadas, foram adquiridos pela IAEAequipamentos, peças de reposição(específicas para os equipamentosproduzidos pelas indústrias visitadas), um

JER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

capacitor padrão para a calibração elétricade eletrômetros e um software específicopara automação de sistemas de aquisição dedados e de medição. A partir de junho de1996 os equipamentos chegaram ao Brasil einiciou-se a operação do laboratório.

Em junho de 1997 um dos engenheirosdo IRD estagiou por um mês no laboratórioda IAEA em Viena onde foi treinado para odesenvolvimento de sistemas de automaçãobaseados no software LabView (NationalInstruments), que é utilizado nos set-ups decalibração deste laboratório.

As indústrias norte americanas foramvisitadas em janeiro/fevereiro de 1998(Victoreen Inc., Keithley Inc. e RadCalCorp). Esta última foi incluída devido aimplementação de novas regulamentaçõesbrasileiras na área de radiologiadiagnostica, que utiliza instrumentossemelhantes aos da radioterapia e apresentaas mesmas dificuldades com respeito àassistência técnica. Assim como nasindústrias européias, a aceitação do projetopor parte das indústrias norte-americanasfoi muito boa e a cooperação muitofrutífera.

Resultado obtidosA Tabela 3.1 mostra um resumo dosequipamentos que foram repara-dos/adaptados no laboratório que foiimplantado. Em média o tempo necessáriopara efetuar o reparo tem sido de 1 semana,porém, como o instrumento necessita de serrecalibrado, o retorno para o usuáriodemanda um pouco mais de tempo. Olaboratório de manutenção também estásendo utilizado para o treinamento depessoal, como foi o caso do curso de"Atualização de Físicos Médicos emRadioterapia" que foi ministrado em junhode 1997 com 28 alunos e repetido em 1998com mais 30 alunos, quase todos físicomédicos provenientes de todo o Brasil.

TABELA 3.1 - Equipamentos reparados no laboratório implan-

tado.

Equipamento

Eletrônietro

Câmara

Eletrômetro

Câmara

Eletrômetro

Câmara

Eletrômetro

EletTômetro

Fabricante

Nuclear Entreprise

Nuclear Enterprise

PTW

PTW

Victoreen

X-Radix

Keithley

CNMC

Quantidade.

15

14

02

02

02

02

06

01

O valor cobrado pelos trabalhos sedestina, basicamente, à aquisição de peçasde reposição para manter o estoque inicialadquirido, inicialmente, pela IAEA. Esteano foi necessária a importação de capas degrafite para câmaras de fabricação NuclearEnterprise, que são muito frágeis e,freqüentemente, são danificadas pelosusuários.

A calibração elétrica de eletrômetros,que se encontra em fase de implantação,será utilizada para o controle de qualidadeinterno do LNMRI e, futuramente, para oestabelecimento da calibração porcomponentes (câmara e eletrômetroseparadamente). Esta processo já está sendoautomatizado assim como está planejada aautomação de parte do set-ups de calibraçãocom Co60 do LNMRI.

Perspectivas futurasO problema de falta de assistência técnicalocal pelos fabricantes não é só sentida noBrasil, é também comum nos países daAmérica Latina. Para esta região, a IAEApossui um programa específico de suporte,denominado Arreglos RegionalesCooperativos para la Promoción de IaCiencia y Tecnologias Nucleares enAmerica Latina (ARCAL). Após consultasa diversos países da região, decidiu-seencaminhar à IAEA um projeto (apoiadopor 11 países) que visa estender a

RADIOTERAPIA

experiencia brasileira neste ramo. Casoaprovado este projeto será implementadono biênio 1999-2000. Nele é tambémprevista a implantação de pelo menos trêscentros regionais de assistência técnica e decalibração elétrica de eletrômetros. Serátambém posto em operação um programade intercomparações dos padrões elétricosutilizados para a calibração de eletrômetros,o que além de aumentar a cooperação entreos países servirá para melhorar apadronização deste tipo de medidas.

ConclusõesUma idéia simples pode gerar bonsresultados. O laboratório que foiestabelecido é um exemplo disto. Osbenefícios para a sociedade brasileiradecorrentes deste trabalho não podem sermensurados diretamente, porém,claramente, o aumento da disponibilidadedos instrumentos de medida, contribuicertamente para a qualidade dosimétrica daradioterapia, em favor do paciente. Oprojeto iniciou-se com a meta de minimizaros problemas decorrentes da falta deassistência técnica e acabou abrangendooutras áreas tais como a metrologia elétricae a formação de recursos humanos. Outroponto importante é que os problemas deinfra-estrutura são comuns aos países daAmérica Latina, daí o grande interesseapresentado na extensão deste projeto paraoutros países. Certamente a cooperação queserá iniciada, nesta área, caso o novoprojeto seja aprovado, irá se ampliar paraoutros segmentos correlatos.

Bibliografía1. Becker, P. H. B., "Manutenção de instrumentação

Nuclear Utilizada na Medicina. Uma proposta de solução

na área de controle de qualidade em radioterapia". Anais

do III Fórum Nacional de Ciência e Tecnologia em Saúde,

1996.

MX9900147

APLICACIÓN DEL CÓDIGO MONTE/CARLOPENELOPE A DIVERSOS PROBLEMASDOSIMÉTRICOS EN RADIOTERAPIA

A. Sánchez-Reyes, JMFernández- Varea"y F. Salva?.

Servicio de Oncología radioterapia!. Hospital Clínico deBarcelona. Villarroel ¡70 08036Barcelona. España.' Departamento de E.C.M. Facultad de Físicas.Universidad de Barcelona. España

IntroducciónEl método de Monte Cario es un modelomatemático que nos permite simularcualquier sistema. En general se simulansistemas en los que no se pueden realizarmedidas experimentales precisas pero cuyocomportamiento global se puede modelarmediante una distribución de probabilidad.Esta técnica se aplica en numerososcampos, no sólo en el de las radiaciones,sino también en matemáticas (evaluacionesde integrales), ingeniería ambiental(crecimiento de bosques y estudios decontaminación), economía (análisis demercado y crecimiento de PIIB), químicacuántica (interacción de moléculas deADN) y muchas otras aplicaciones (1).

Desde el primer artículo publicado porBerger (2) donde se describen las bases delmétodo y posteriormente a partir del trabajode Raeside (3), donde se aplica el métodode Monte Carlo a la física médica, elnúmero de trabajos publicados en losúltimos años y el interés en este método decálculo, no ha hecho más que aumentar (4).La razón principal de este auge (5) es eldesarrollo de los procedimientos de cálculoen física cuántica, lo cual permite conocerde una forma exhaustiva las distintassecciones eficaces de interacción de las

partículas con la materia. También unacontribución muy importante a ladivulgación de este método de cálculo hasido la aparición y rápida evolución de losordenadores, al alcance de cualquier centrode investigación, permitiendo la realizaciónde cálculos pesados sin necesidad degrandes costos.

Existen una gran variedad de códigosMonte Cario para la simulación deltransporte de radiación, de entre los cualespodemos destacar el código ETRAN (6) yel código EGS4 (7). El primero de ellos,ETRAN, fue desarrollado en el NationalBureau of Standars por Berger y Seltzer yen un principio se aplicó al transporte deelectrones con energías de hasta unos pocosMeV, añadiéndose posteriormente laproducción y propagación de la radiaciónde frenado para el cálculo de electrones dedesarrollado por Ford, Nelson Hirayama yRogres, y en principio se creó para simularla cascada electromagnética de alta energía,ampliándose posteriormente para energíasmenores. Es un código que utiliza la teoríade Molier (8) para describir las dispersionesmúltiples y utiliza geometrías definidas porel usuario. Este último es el programacomúnmente utilizado en la actualidad yexiste una gran cantidad de grupos de

RADIOTERAPIA

investigación en física médica que utilizandicho código.

En los últimos años, en la Universidadde Barcelona se ha desarrollado otro códigoMonte Cario denominado PENELOPE (9).Dicho código, escrito en lenguajeFORTRAN 77 permite la simulación deltransporte de cascadas de electrones,fotones y positrones, en cualquier material.Inicialmente fue diseñado para el cálculo dela penetración de electrones-positrones enla materia (Penetration and Energy LOssof Positrons and Electrons). Posteriormentese añadió la simulación de los fotones. Elrango de validez de la simulacióncomprende desde energías de 1 keV hastacientos de MeV.

En la presente comunicación presen-tamos los resultados de la simulaciónutilizando el código PENELOPE endistintas aplicaciones de radioterapia, comopueden ser la simulación de fuentesradiactivas: 192Ir, 125I, 106Ru.... o lasimulación de los haces de electrones de unacelerador lineal Siemens KDS.

Material y métodosSimulaciónPENELOPE es un paquete de subrutinasescritas en FORTRAN 77 que realiza lasimulación del transporte de electrones,positrones y fotones en cualquier material,mediante un algoritmo Monte Cario ysimulados mediante un procedimientomixto. Así, PENELOPE puede clasificarsecomo un código de clase II (2). Lasinteracciones individuales son clasificadasde acuerdo con la magnitud del ángulo descattering 9 y de la pérdida de energía Wcon la introducción de unos valores de corte9C y Wc respectivamente. Sucesos donde9>9C o W>WC (interacciones "fuertes ") sonsimulados detalladamente, mientras que elresto de interacciones son consideradas"blandas" y simuladas en bloque. Por tanto,dependiendo de los valores de corte, la

simulación puede realizarse de una formamás o menos detallada. Para electrones ypositrones de energías inferiores a unoscientos de keV, el esquema de simulaciónmixta es mucho más preciso que lossistemas de simulación condensada queutilizan los otros códigos, siendo másadecuada en la descripción del transporte engeometrías pequeñas, cerca deinhomogeneidades y, en general, en todasaquellas situaciones donde no se dan lascondiciones de equilibrio electrónico.

Otra de las ventajas de PENELOPE essu sencillez en cuanto a la definición decuerpos y geometrías. En este código, lasdiferentes regiones que forman los cuerposse describen mediante cuádricas situadas encualquier punto del espacio. A partir de lasecuaciones de dichas cuádricas, un cuerpose define con la parte interna o externa a laintersección de unas determinadassuperficies. La descripción de una geo-metría mediante sus respectivas superficiespuede ser una tarea compleja en la que esfácil cometer errores. Así, a fin dedeterminar de una forma precisa lageometría de simulación y poder detectarerrores en su construcción, se ha añadido alcódigo un programa ("viewer9) que permiteuna rápida visualización de las estructuraspara cualquier posición y plano de corte.Mediante la imagen generada por esteprograma podemos comprobar si lageometría que utilizará el programa desimulación Monte Cario es la correcta o sise ha cometido algún error en el diseño dela misma.

Para describir los distintos materialesque componen los cuerpos, PENELOPEutiliza un programa auxiliar denominadoMATERIAL que construye el archivonecesario para la simulación de la cascadaelectromagnética en cada material.

OrdenadoresTodas las simulaciones presentadas en estacomunicación han sido realizadas en

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

ordenadores tipo PC PENTIUM de 100 a300 MHz, siendo los tiempos de ejecucióndesde unas horas hasta varios días,dependiendo de la complejidad delproblema abordado.

Simulación de fuentes radiactivasa) 192Ir: Se ha simulado la distribución

de dosis alrededor de hilos de 192Ir .Dichos hilos de longitud variable sehan construido suponiendo uncilindro de Pt de diámetro 0.03 cm.Los hilos son sumergidos endiferentes materiales como agua odiversos tejidos humanos, a fin depoder determinar las funciones g(r).El número de historias simuladassiempre ha sido superior a los 500millones, a fin de asegurar una buenaestadística. Las energías de cortefueron de 1 keV para fotones y 80keV para los electrones. Losresultados han sido comparados conlos obtenidos mediante los algoritmosclásicos de cálculo (Integral deSievert).

b) 125I: Se han simulado diversosmodelos de fuentes de 125I, enespecial los modelos 6711 y 6702,normalmente utilizados enbraquiterapia. Igual que en elapartado anterior, el número dehistorias simuladas ha sido losuficientemente grande a fin deasegurar una buena estadística. Eneste caso las energías de corte seescogieron de 1 keV para los fotonesy de 28 keV para los electrones. Losresultados obtenidos se hancomparado con datos existentes en labibliografía (10,11) y con losresultados obtenidos mediante unplanificador BEBIG.

c) 106Ru: También se han simuladoapiicadores oftalmológicos tipo CCA

simulado la distribución de Fermipara obtener de una forma precisa elespectro energético inicial de loselectrones. Los resultados tambiénhan sido comparados con datosobtenidos de la bibliografía (12).

d) Simulación de un acelerador lineal:En la figura 1 se muestra la geometríasimulada de un acelerador linealmarca Siemens modelo KDS deelectrones de energías comprendidasentre 6 y 18 MeV. Dicha simulaciónha sido comparada con datosexperimentales obtenidos mediantedetectores de semiconductor ycámaras de ionización planas tipoNACP en un maniquí de aguatridimensional. Esta simulaciónconlleva el cálculo de más de tresmillones de electrones primarios ytiempos de computación del orden deuna semana en un PC PENTIUM 300MHz. Las energías de corte en estecaso fueron fijadas en 10 keV paralos fotones y 100 keV para electronesy positrones.

ResultadosEn el caso de la simulación de un hilo de192Ir de 5 cm de longitud en agua,únicamente se encuentran diferenciassignificativas en el caso de angulacionesmuy grandes, donde las aproximaciones dela Integral de Sievert ya no son válidas.

106y CCB de Ru. En este caso al ser elRu un emisor beta puro, se ha106

RADIOTERAPIA

0.8

0.6

0.4

0.2

1251 semilla modelo 6711Simulación con simetria cilindrica

, i . . . . i . . . . i , L i , L 1 1 1 , , 1 1 1 1

— Penelope. Transversal

*t al. Transversal

Tsao«t al.: Longitudinal

•tal.

Longitudinal

•«CriD-TsaootaMO1

—Penelope 10'

- P s n e b p e » "

J^Nu-Tsao et a 30°

{yChiü-Tsao et al 60"

—Penelope 60°

. i . . i , . , , i

0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10

Profundidad en agua (mm)

En la figura 2 está representado losvalores de la dosis para una fuente de Imodelo 6711 y la comparación conresultados obtenidos por otros autores. Lafigura 3 representa las isodosis generadaspor la misma fuente en un aplicadoroftalmológico CCB, comparadas con lasobtenidas mediante un planificador BEBIGversión 2.0. En esta 'figura puedeclaramente observarse las diferencias en lasformas de las isodosis cerca de las paredesde oro del aplicador, mientras que en el ejecentral la similitud entre las isodosis es dereseñar.

En la figura 4 presentamos las curvas deisodosis de un aplicador de 106Ru tipo CCB(13).

Ru-106 aplicador oftalmológico CCB

Eje transversal (mm)

A modo de ejemplo en la figura 5presentamos el rendimiento en profundidadobtenido en la simulación de un haz deelectrones de energía nominal de 18 MeVpara un campo de 10x10 cm2 y una SSD de100 cm. Los resultados se comparan conlos obtenidos mediante una cámara deionización. Puede observarse la buenaconcordancia entre los resultados obtenidosmediante la simulación y losexperimentales. A reseñar la buenaconcordancia en la cola final producida porla radiación de frenado de los electrones.Asimismo, en la figura 6 presentamos losespectros de la fluencia electrónica yfotónica para dicho campo y energía delhaz de electrones, en la superficie de unmaniquí de agua (SSD=100cm).

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

dp

O ID 20 30 40 50 6Ü TO 80 90 100 11Ú 120 130

Profundidad (mm)

1.0EKE

1.0BO1

i.oeoc

1.CE01

1.CECE

1.QÊCE

\ftfcresBeSmstcHes

I Vi i!,

yin i;

5 10 15 2D

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NBS 9836-9837. Gaithesgurg. 1968.

ConclusionesComo conclusiones únicamente reseñar quePENELOPE es una herramienta muy útilpara el cálculo Monte Cario debido a sugran fiabilidad y su relativa facilidad demanejo. También resaltar que trabajosfuturos permitirán delimitar las ventajas deeste código respecto a los ya existentesdentro de la comunidad científicainternacional.

AgradecimientosEste trabajo ha sido realizado gracias a unaayuda FISss n° 2111/97 del Ministerio deSanidad Español.

7. WR Nelson, H Hirayama and DW Rogers. "The EGS4

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13. A. Sánchez-Reyes at al. "Monte Carlo calculation of

the dose distributions of two 106Ru eye applicator".

Radiotherapy and Oncol, (in press).

MX9900148

DOSIMETRÍA DE ALAMBRES Y RIBBONSINDIVIDUALES DE IRIDIO! 92

Leopoldo David MazzuccoCentro Médico Nuclear S.R.L San JuanArgentinaGral. Paz 1552 (5800) Rio Cuarto, Córdoba,Argentina, tel/fax 54-058 648062 e-mailjsar@arnet.com.ar

IntroducciónEs práctica común efectuar implantes oaplicaciones intracavitarias con IR-192 enlos cuales se cuenta con un único elementolineal, ya sea alambre o ribbon de semillas,como el caso de algunos boost debronquios, esófago o vías biliares; paraestos casos como para aquellos en que seusan implantes planos pueden ser deutilidad los resultados de este trabajo.

El objetivo de este trabajo es presentaren forma de tablas la dosimetría dealambres y ribbons individuales de iridiode longitudes de 1 a 12 cm, para cadafuente lineal a lo largo del bisectorperpendicular a las fuentes en tejido (agua)computadas para actividad lineal de 1mCi/cm. en el caso de alambres, y 1mCi/semilla para los ribbons. Las tablasson de uso directo, adaptables a casosparticulares, y se facilitan gráficoslogarítmicos de dosis en función de ladistancia para interpolación y uso en laplanificación de tratamientos.

MétodoEl cálculo de la tasa de dosis de una fuenteLineal inmersa en un medio m (tejido,agua), ignorando cápsulas, se puedeexpresar:

cos(S)

Siendo p la actividad lineal de la fuenteen mCi/cm; h la distancia perpendicular a larecta que contiene el eje de la fuente; 91 y02 son los ángulos de integración entre losextremos de la fuente y el punto de cálculo.Fk es la constante de tasa de kerma enaire, (u/p) m/air es el cociente medio decoeficientes de absorción del mediom(agua) al aire; FDR(r) es la Función deDosis Radial del Iridio, en agua(adimensional). h/cos(9) es la distanciaentre el elemento de integración de lafuente y el punto de cálculo del espacio encm. La FDR usada es la hallada porThomason mediante simulación deMontecarlo, expresada como funciónpolinomial por ser los más adecuados paraalambres y semillas con capa externa deplatino. Se resuelve numéricamente laintegral de Sievert en todos los casos dealambres, y para las semillas sólo hasta los2 cm de distancia de la fuente,considerándose puntuales a mayoresdistancias.

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBEDE FÍSICA MÉDICA

z~\}

ResultadosSe muestra que para dos fuentes de idénticaactividad lineal y longitud total, una desemillas equidistantes a 1 cm (ribbon) , yun alambre la otra, las diferencias en tasade dosis en posiciones cercanas pueden serdel 15%, corroborando que no se puedenusar tablas de alambres para semillas niviceversa. Además se elaboraron tablas deuso práctico directo de la tasa de dosis enagua en cGy/hr para alambres y Ribbons de1 a 12 cm de longitud, y desde 0.5 a 10 cmde distancia en el bisector perpendicular delimplante

Palabras claveImplantes de iridio-192, tablas, ribbons,alambres.

IntroducciónEs práctica común efectuar implantes oaplicaciones intracavitarias con IR-192 enlos cuales se cuenta con un único elementolineal, ya sea alambre o Ribbon de semillas,como el caso de algunos boost debronquios, esófago o vías biliares; en esoscasos , muchas veces no se posee treatmentplanning, y el cálculo debe ser manual, elmismo es el caso de los cálculos paraimplantes según el método de París, cuandono se haga con algún protocolo o método(5,6) para implantes planos o devolúmenes.El cálculo de la tasa de dosis de una fuentepuntual inmersa en un medio m ( tejido,agua), ignorando cápsulas, se puedeexpresar (1,2,3,8,9,10):

-\m

PDonde: Fk Es la constante de tasa de

kerma en aire, cuyo valor numérico usadoes : 4.11 cGycm2/h mCi, (equivale a unaConstante de tasa de expocision de 4.69 R

cm2/mCi h. (7); (u/p) m/air es el cocientemedio de coeficientes de absorción delmedio m( agua) al aire, su valor es 1.11;A es la actividad en mCi de la fuente;FDR(r) es la función de dosis radial deliridio, en agua (adimensional); r es ladistancia entre la fuente puntual y el puntode cálculo en centímetros.

En el caso de las fuentes lineales, que esel caso de los alambres o de las semillas,cuando el punto de cálculo se encuentra amenos de 2 cm. de distancia aproxima-damente, la expresión para el cálculo de latasa de dosis se transforma , pasando acontener la integral de Sievert (2,7).

h

92

-ab d$'air

Siendo p la actividad lineal de la fuenteen mCi/cm; h es la distancia perpendiculara la recta que contiene el eje de la fuente; y01, 92 son los ángulos extremos deintegración subtendidos por el punto decálculo y el elemento de integración de lafuente. Se hace notar que para los valoresde cómputo de las tablas, los puntos decálculo se encuentran en el bisectorperpendicular a la fuente, con lo que 81=-02.

En este caso se trata de fuentes sincápsula por el hecho de que la misma sedesprecia por su espesor ( 0.1 mm de Pt) yse ha tenido en cuenta al tomar la FDR parafuente puntual similar (3). Para el caso desemillas como las construidas por BestIndustries, las mismas llevan aceroinoxidable, y los resultados de simulacionesda que la FDR cambia el 1% por arriba delcaso de platino, a los 4 cm de distancia, yluego decae nuevamente a mayoresdistancias(3).

RADIOTERAPIA

MétodoLa función de dosis radial que se eligió esla de Thomason, por ser la misma halladapor métodos de simulación de Montecarlopara el tipo de fuente descripta, la mismafue contrastada con mediciones experi-mentales en el mismo trabajo, además sucoincidencia con los resultados de lassimulaciones para fuentes sin cápsula, (11),en un fantoma de 15 cm de radio, (fantomamás aproximado a la situación clínica) estádentro del 2 % para distancias entre 2 y 6cm de distancia. A fin de aclarar lasdiferencias entre los distintos ajustes queexisten de la función de dosis radial, y lospolinomios que ajustan el build-up yatenuación, (caso polinomios deMeisberger, ajustes de Angelopoulos (10),se hace notar que los mismos deben estarnormalizados a 1 cm a fin de podercomparar, haciendo esto, se ha encontradoque el ajuste de los polinomios deMeisberger son 3% más bajos a partir de lo3 cm de distancia, manteniéndose ladiferencia, (es decir que la dosis sesubestima al usarlos). Las comparacionesentre ajustes efectuados por simulación deMontecarlo y valores experimentales sereferencian en otros trabajos (11).

Resolución numérica de la integral deSievert: se procedió por el método deSimpson.

ResultadosLa forma más útil de efectuar cálculosmanuales rápidos es a partir de la tasa dedosis a lo largo del bisector perpendicularal eje de la fuente, en la mitad de sulongitud. A continuación se muestran lastablas con la tasa de dosis en tejido, encGy/hr, para las distintas longitudes dealambres de 1 a 12 cm, desde 0.5 a 10 cmde distancia.

Las tablas 1 y 2 no pueden compararsepor el hecho de que no corresponden a lamisma actividad lineal, para ello se haelaborado la tabla 3 en la cual se colocan amodo de ejemplo 3 fuentes lineales: de 4,8y 10 cm de largo , correspondientes a lasfilas 4, 8 y 10 de las tablas 1 y 2, paraactividad lineal de 1 mCi por cm, para locual los valores de la tabla 2 se handividido por la actividad linealcorrespondiente (valor de la Ira. columna).

En ella (tabla 3) se puede observar quelas diferencias a corta distancia son delorden del 15% para fuentes de 4 cm a I cmde distancia, esa diferencia cae a medidaque se alarga la fuente; y a la distancia de 2cm las diferencias son del orden del 8 %;para grandes distancias obviamente lasdiferencias tienden a cero por el hecho deque ambas se aproximan a fuentespuntuales.

RADicmm

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1 ER CONCRESO IBEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Tabla

h

L

1234567g9101112

1. Alambres-192

0.5

14.19

20,04

22.65

24.07

24.95

25.56

25.99

26.32

26.58

26.78

26.95

27.09

1

4.23

7.18

9.01

10.16

10.93

11.48

11.89

12.20

12.45

12.65

12.81

12.95

Ir

1.5

1.98

3.62

4.84

5.72

6.36

6.84

7.20

7.50

7.73

7.92

8.07

8.20

2

1.14

2.15

2.99

3.65

4.17

4.58

4.90

5.16

5.38

5.55

5.70

5.82

2.5

0.74

1.42

2.02

2.53

2.94

3.28

3.56

3.79

3.98

4.14

4.28

4.40

3

0.52

1.00

1.45

1.84

2.17

2.45

2.69

2.90

3.07

3.22

3.34

3.45

4

0.29

0.57

0.84

1.09

1.31

1.51

1.68

1.84

1.98

2.10

2.20

2.29

5

0.19

0.37

0.55

0.71

0.87

1.01

1.14

1.26

1.36

1.46

1.55

1.62

6

0.13

0.25

0.38

0.50

0.61

0.71

0.81

0.90

0.99

1.06

1.14

1.20

7

0.09

0.19

0.28

0.36

0.45

0.53

0.60

0.67

0.74

0.80

0.86

0.91

8

0.07

0.14

0.21

0.27

0.34

0.40

0.46

0.52

0.57

0.62

0.67

0.71

9

0.05

0.11

0.16

0.21.

0.26

0.31

0.36

0.41

0.45

0.49

0.53

0.57

10

0.04

0.09

0.13

0.17

0.21

0.25

0.29

0.33

0.36

0.40

0.43

0.46

Valores de tasa de dosis en agua en cGy/hr

Actividad lineal = 1 mCi/cm

L = longitud del alambre [cm];

h = distancia perpendic. a la fuente a la mitad de la misma [cm].

Actlineal

21.51.33

1.25

1.21.17

1.14

1.13

1.11

1.10

1.09

1.08

Tabla 2.

nro.

Sem

2345678910111213

h\L

123456789

101112

Ribbons de semillas -192

0.5

21.30

24.50

25.60

26.68

27.20

27.70

27.97

28.27

28.47

28.65

28.77

28.90

1

7.29

9.10

10.16

10.98

11.48

11.92

12.20

12.46

12.65

12.83

12.95

13.07

Ir1.5

3.68

4.90

5.75

6.38

6.85

7.22

7.50

7.73

7.91

8.08

8.21

8.32

2

2.18

3.01

3.67

4.19

4.59

4.91

5.16

5.38

5.56

5.70

5.83

5.93

2.5

1.43

2.03

2.53

2.95

3.29

3.56

3.79

3.99

4.14

4.28

4.40

4.50

3

1.01

1.46

1.84

2.18

2.46

2.70

2.90

3.07

3.22

3.34

3.46

3.55

4

0.57 (

0.84 (

1.10 (

1.31 (

1.51

1.69

1.84

1.98

2.10

2.20

2.30

2.38

).37

).55

).71

).87

1.00

.14

.26

.36

.46

.55

.63

.70

6

0.26

0.38

0.50

0.61

0.71

0.81

0.90

0.99

1.07

1.14

1.20

1.26

7

0.19

0.28

0.36

0.45

0.53

0.60

0.67

0.74

0.80

0.86

0.92

0.96

8

0.14

0.21

0.28

0.34

0.40

0.46

0.52

0.57

0.62

0.67

0.71

0.76

9

0.11

0.16

0.21

0.26

0.31

0.36

0.41

0.45

0.49

0.53

0.57

0.60

10

0.09

0.13

0.17

0.21

0.25

0.29

0.33

0.36

0.40

0.43

0.46

0.49

Valores de tasa de dosis en agua en cGy/hr;

Actividad por semilla = 1 mCi, (Act. lineal en mCi/cm)

L = longitud total del Ribbon [cm];

h = distancia perpendic. al Ribb. a la mitad del mismo [cm].

Tabla 3: Comparación entre Alambres y Ribbons de semillas

Longitud

4

8

10

h =

AlambreSemillaAlambreSemillaAlambreSemilla

1

10.16-8.7812.2011.0812.6511.66

1.5

5.725.107.506.877.927.34

2

3.653.355.164.785.555.18

5

0.710.701.261.211.461.41

Actividad lineal = 1 mCi por cm.

MX9900149

EMPLEO DE DEGRADADORES DEL HAZEN ACELERADORES LINEALES CON

FOTONES DE 10 MVLie. Rosana Sansogne,Lie. Víctor Palacios,Ing. Silvio Arbiser

Vidt Centro Médico - CETROVidt 1924 - (1428) Buenos Aires - Argentina

ResumenEste trabajo surge de la necesidad de utili-zar un único Acelerador Lineal de Electro-nes de alta energía (10MV) para trata-mientos radiantes que requieran mayoresdosis en los niveles superficiales de tejido.Se analiza la interposición de degradadoresde acrílico (spoilers) en el haz, especial-mente para campos opuestos y paralelos encasos de cabeza y cuello. Se analizaron lasposibles combinaciones de los siguientesparámetros: 1) tamaños de campo definidosal isocentro (100 cm) de 6 x 6 cm2, 8 x 8cm2 y 10 x 10 cm2; 2) distancia superficie-spoiler (DSS) de 4, 7 y 10 cm y 3) spoilersde diferentes espesores de 1.1 y 1.5 cm. Seobserva un desplazamiento de la dosis má-xima hacia la superficie y un aumento delas dosis porcentuales en la zona de build-up cuando se acerca el spoiler y/o aumentasu espesor. Se verifica que el empleo de losspoilers, mantiene la simetría y la planituddel haz dentro de los márgenes aceptablesclínicamente. Una vez analizados los re-sultados obtenidos, se propone como méto-do de cálculo incorporar un factor de ate-nuación.

Palabras claveRadioterapia, acelerador lineal, spoiler,degradadores del haz, cabeza y cuello.

IntroducciónEste trabajo surge de la necesidad de

utilizar un único Acelerador Lineal deElectrones de alta energía (10MV) paratratamientos radiantes que requieran mayo-res dosis en los niveles superficiales detejido.

Como es sabido, la distribución dosimé-trica en profundidad para un haz de fotonesde 10MV se caracteriza por un crecimientogradual de la dosis absorbida (build-up)desde un cierto valor, propio para cadaequipo, hasta el máximo de dosis que seproduce a una profundidad cercana a los 25milímetros.

Para subsanar este inconveniente en loscasos terapéuticos que requieren mayoresniveles de dosis, se analiza la interposiciónde degradadores de acrílico (spoilers) en elhaz, de manera de obtener una adecuadadosis en las capas más superficiales de teji-do. En particular, el empleo de camposopuestos y paralelos para casos de cabeza ycuello con fotones de 10 MV, provee unadistribución de dosis inadecuada en las re-giones cercanas a la superficie. La necesi-dad de irradiar ganglios linfáticos que pue-den hallarse a 5 mm por debajo de la piel,

RADIOTERAPIA

nos lleva a investigar el uso de degradado-res del haz de modo de obtener distribucio-nes dosimétricas similares a las de Co-60en dicha región.

Materiales y métodosLas mediciones se realizaron en un Acele-rador Lineal de Electrones Siemens Meva-tron 74 con 10 MV de potencial aceleradory los beam spoilers se diseñaron en diver-sos espesores de perspex.

Se empleó un fantoma sólido con placasindividuales de perspex.

Se irradiaron películas Kodak X-Omat Vpara obtener: a) la curva sensitométrica; b)las distribuciones de dosis en profundidadsin beam spoilers; c) las distribuciones dedosis en profundidad con beam spoilers; yd) las distribución de dosis para evaluarla homogeneidad ( simetría, planitud y pe-numbra).

En b) y c) las películas se ubicaron hori-zontalmente sobre la camilla con el gantrydel equipo a 90°. En a) y d) las películas seubicaron perpendicularmente a la camillacon el gantry del equipo a 90°. En d) laspelículas se ubicaron a una profundidad de8,66 cm de perspex ( equivalentes a 10 cmde agua).

Todas las películas (las irradiadas y lasde background) fueron procesadas en unareveladora automática Dupont Cronex T6en iguales condiciones de revelado.

Las placas fueron leídas con un fotoden-sitómetro digital Victoreen Modelo 07-424.

Se analizaron las posibles combinacio-nes de los siguientes parámetros: 1) tama-ños de campo definidos al isocentro (100cm) de 6 x 6 cm2, 8 x 8 cm2 y 10 x 10 cm2;2) distancia superficie-spoiler (DSS) de 4 ,7 y 10 cm y 3) spoilers de diferentes espe-sores de 1.1 y 1.5 centímetros.

Se utilizó una cámara de Markus junto aun electrómetro PTW Dosimentor DL4-DI4para verificar los PDD (Percentage DepthDoses) hallados con las películas en la zona

de build-up y para obtener las distintaslecturas en los diferentes máximos obteni-dos a partir de las películas.

ResultadosEl análisis de los resultados obtenidos per-mite corroborar el comportamiento previstoteóricamente.

Se observa un desplazamiento de la do-sis máxima hacia la superficie y un au-mento de las dosis porcentuales en la zonade build-up cuando se acerca el spoiler y/oaumenta su espesor (figura 1).

(a)

100

90

' 60

70

50

—o—Sin Spoiler

- -o - DSS:4cm

- o - DSS:7cm

- X DSS: 10 cm

6 8 10

Profundidad en Agua (cm)

16

(b)

110

100

90

'. 80

70

60

SO

I f

*f -—i "°~-o-

-Sin Spoiler -sL't

• DSS:4 cm

-DSS: 7cm

DSS: 10 cm

6 8 10

Profundidad en Agua (cm)

12

Figura 1. PD's V5 Profundidad en agua para un campo de 8 x 8cm2 y DSS = 4,7 y 10 cm (a) Sin/Con spoiler de 1.1 cm, (b)Sin/Con spoiler de 1.5 centímetros

1ER CONGRESO LATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Se comprueba que los valores de PDDobtenidos con la cámara de Markus y conlas películas son coincidentes, dentro de lastolerancias experimentales (figura 2).

100

aa 80

70

60-

- * - PDD Films

o PDD Markus

\

4 6 8 10Profundidad en agua (cm)

12 14

Figura 2: Comparación de los resultados de PDD obtenidos conpelículas y con cámara de Markus para un tamaño de campo de10x10 cm2, espesor de spoiler de 1.5 cm y DSS = 7 cm.

Se verifica que el empleo de los spoilers,mantiene la simetría y la planitud del hazdentro de los márgenes aceptables clínica-mente (figura 3).

Se evalúa la distribución dosimétrica enel eje central para campos opuestos y para-lelos con y sin spoilers (figura 4)

i1

/ ES*

\

t

Figura 3: Homogeneidad del haz para un campo de 10 x 10 cm3

con spoiler de 1.1 cm de espesor y DSS = 7 cm (a) Cross- plane,(b) In-plane

f1

t"

\

ProlundWid an aflua (cm)

Fígura.4: Comparación de PDD para campos opuestos y parale-los normalizados a plano medio para tamafio de campo de 10x10cm2, espesor de spoiler de 1.5 cm y DSSO 7 cm (a) diámetro de10 cm, (b) diámetro de 15 centímetros

Se efectuaron mediciones absolutas enlos máximos de PDD con y sin spoilers,para los diversos espesores y separaciones.

Una vez analizados los resultados obte-nidos, se propone como método de cálculoincorporar un factor de atenuación definidocomo:

Fat = Lcsp 2,5 / L ssp 2,5

Donde:• Fat es el factor de atenuación por inter-

posición del spoiler;• Lcsp 2,5 y Lssp 2,5 son las lecturas

obtenidas a una profundidad de 2,5 cmde agua con y sin interposición delspoiler, respectivamente.

Se verifica experimentalmente que paratodo spoiler y para todo tamaño de campo,la dispersión de los Fat es ̂ 1%. Por lotanto, se define un Fat para cada espesor despoiler.

RADIOTERAPIA

Para la distancia superficie-spoiler de 4cm, el cálculo se efectúa como si fuera unbolus.

ConclusionesLos resultados obtenidos confirman la apli-cabilidad clínica de los degradadores de hazpara las diversas patologías que se presen-tan en cabeza y cuello.

Variando el espesor del degradador y suseparación respecto a la superficie, se lograuna gran diversidad de valores dosimétri-cos, lo cual permite tratar situaciones tera-péuticas particulares, incluyendo casos querequieran aumentar las dosis en nivelesmuy superficiales. Resulta de suma utilidadpráctica emplear una tabla que permita alfísico elegir el beam spoiler adecuado, se-gún el requerimiento determinado por elmédico (tabla 1).

Tabla 1: Porcentaje de dosis en profundidad en zonade build-up

Campo: 10 cm. X 10 cm - D.F.S. = 95 cm.

Espesor de spoiler = 1.1 cm

Distancia superficie- spoiler

Espesor de spoiler = 1.5 cm

Distancia superficie- spoiler

Prof, (cm)0.50.81.01.21.51.82.02.5

4 cm98.098.9100.0100.099.098.597.595.0

7 cm96.598.9100.0100.0100.098.597.996.5

10 cm91.796.998.999.7100.099.698.998.5

Prof, (cm)0.50.81.01.21.51.82.02.5

4 cm100.0100.099.198.096.995.293.692.5

7 cm97.098.999.9100,098.997.997.796.5

10 cm91.095.897.698.7100.099.698.797.5

Evaluando diversos casos clínicos con unSistema Computarizado de Planificación, seconfirman las ventajas de emplear los de-gradadores del haz para patologías de cabe-za y cuello que así lo requieran.

AgradecimientosLos autores desean agradecer al doctorEduardo Barrios por su valiosa colabora-ción en los aspectos clínicos del trabajo y alIngeniero Víctor Suárez por sus importan-tes sugerencias.

Bibliografía1. Hideo Kubo, Ph.D., Michel D. Rusell, B.S. and CC. Wang,

M.D.: "Use of 10MV spoiled X Ray Beam for treatment of head

and neck tumors", Int. J. Radiation Oncology Biol. Pkys., 1982,

vol. 8, pp. 1795-1798.

2. Harold E. Johns, Ph.D. and John R. Cunningham, Ph.D.: The

Physics of Radiology, Fourth Edition.

MX9900150

OPTIMIZACION EN BRAQUITERAPIA CONLA IMPLEMENTACIÓN DE LA

RADIOBIOLOGÍAMaría del Pilar Duran,Victor J. Bourel, IsabelRodríguez, Marcela de laTorre & Sandra Canevá

Braqui S.R.L. Viamonte 1861, Buenos Aires

Argentina

IntroducciónEn los tratamientos planificados debraquiterapia, con alta tasa de dosis (HDR),los algoritmos de optimización utilizados sebasan en consideraciones dosimétricas y/ogeométricas ignorando la respuestaradiobiológica del tejido tratado. En estetrabajo queremos mostrar laimplementación de conceptos radiobioló-gicos en la optimización.

Existen diferentes modelos dealgoritmos de optimización: Optimizaciónen Geometría, Optimización en Puntos deDosis, NO Optimización; para evaluar lostiempos que la fuente debe parar en lasestaciones, para una dada geometría delimplante, con el fin de obtener una mejorcalidad de implante. Dado que las sutilesdiferencias que resultan en la distribuciónde dosis entre cada modelo deoptimización, no son visibles en un planode isodosis, se estudia, como se haceclásicamente, la calidad de un implante através de los histogramas naturales devolumen de dosis y los parámetrosresultantes de los mismos como laUniformidad y el factor Fv, ambos consignificado de interés clínico, así comotambién la dosis de referencia indicada por

el Radioterapeuta.En particular este estudio se aplica a

implantes en mama, que resultan de losprotocolos de terapia conservadora en lospacientes con cáncer de mama, en losprimeros estadios del desarrollo del mismo.En estos casos luego de la excisión deltumor, se realiza un "boost" en el lechotumoral con el fin de incrementar laprobabilidad de control tumoral y tambiénse utiliza radioterapia externa.

Teniendo en cuenta que todo eltratamiento radiante, se realiza en el lechotumoral: "tejido mamario sano", es de sumointerés analizar la Probabilidad de necrosisque ocasiona la elección de algún modelode optimización.Por lo tanto, la Probabilidad de Necrosis esotro parámetro que permite llevar a cabo laelección del "mejor implante".

La probabilidad de necrosis se obtiene apartir de la Fórmula Logística, desarrolladapor Flickinger y su equipo pararadiocirugía, a la cual se le realizan lasmodificaciones necesarias para aplicarla alos implantes de mama.

RADIOTERAPIA

Todos los puntos mencionados quepermiten determinar la calidad de unimplante se estudian a través de dosconfiguraciones: una geométrica idealdesarrollada de acuerdo al Modelo de Parísy un segundo implante, cuya geometríasigue los lineamientos del Modelo de París,pero es el resultante de una aplicación a unpaciente.

En ambos casos los tiempos dedetención de la fuente de Ir-192, de altatasa de dosis , son calculados con unplanificador, provisto para un sistema deretrocarga a control remoto: MicroselectronHDR (Nucletron), para cada uno de losmodelos de optimización.

Materiales y métodos:Los equipos de braquiterapia de alta tasa dedosis (HDR) generalmente vienenacompañados por software que permitenoptimizar la distribución de dosis en unimplante de acuerdo a los algoritmos deoptimización ( en puntos de dosis, engeometría) y una variación de las reglas dedistribución de Paterson-Parker.La elección de optimizar en puntos dedosis, una optimización en geometría oalguna otra se hacen de acuerdo a lasnecesidades de cada caso. En un implantedonde una distribución "Uniforme" dedosis es deseable como en los boost demama, luego de un tratamientoconservador, los histogramas Naturales deDosis-Volumen son la herramienta clásica.La formulación de un histograma devolumen de dosis para braquiterapiaimplica suprimir los efectos de la leyinversa de los cuadrados , ya que estadependencia enmascara cualquier variacióninteresante de volumen. La evaluaciónnumérico visual del histograma representaparte de la calidad del tratamientobraquiterapeutico, a través de factores comoU (Uniformidad, proporcional, al volumende tratamiento, e inversamente proporcional

al volumen encerrados por la isodosis detratamiento y la isodosis "infinita", por lotanto un implante que entregue una dosisuniforme al volumen de tratamiento tendráU » l ) , Fv ( Un parámetro que indicacuando el pico se extiende fuera delvolumen de tratamiento, lo cual significaque la región periférica al volumen detratamiento esta siendo sobredosada).

Para seleccionar el modelo deoptimización a utilizar, se introducenconceptos radiobiológicos a través delModelo Lineal Cuadrático y la FórmulaLogística en un implante para la evaluaciónde la probabilidad de complicaciones,resultante de cada optimización y lacomparamos con los resultados delHistograma Natural de Dosis-Volumen.

Modelo Lineal cuadrático - Dosis deEfectividad Biológica.

El objetivo clínico de la radioterapia esobtener para cada paciente la máximaprobabilidad de cura del cáncerminimizando el daño al tejido normal. Paraello, se practican distintos modos detratamiento: HDR, LDR, fraccionamiento,etc.

Con el fin de comparar la efectividad deestos tratamientos y la equivalencia entreellos, Ellis (1967) introduce el concepto deDosis Nominal Estándar (NSD)15,posteriormente se introduce el factor TDF(Tiempo, Dosis, Fraccionamiento) y otrosconceptos como CRE (CumulativeRadiation Effect). Estos modelos no tienenbases biofísicas o radiobiológicas, no tienenen cuenta el volumen irradiado, etc. Comoconsecuencia se introduce el Modelo LinealCuadrático (LQM) que relaciona los efectosdel fraccionamiento de la curva desobrevida celular en términos de losparámetros a y p, siendo estos últimospropios de cada tejido u órgano.

La dosis de efectividad biológica (BED),coincide con el valor de ERD (ExtrapolatedReponse Dose) la cual es la dosis requeridapara producir el mismo efecto con un

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

número infinito de fraccionesinfmitesimalmente pequeñas.

Se debe tener en cuenta que el ERD esun factor muy importante que permitecomparar diferentes tratamientos, analizarla respuesta total de una sucesión de losmismos o planificar nuevos protocolos. Porlo tanto, como es una función lineal delnúmero de fracciones, por lo tanto si serealizan diferentes tratamientos se puedeanalizar la respuesta biológica total como lasuma de los efectos producidos por cadauno de los tratamientos. Siendo el ERDtotai

77 f ( T /N) D

onde:Ki : es un factor de escala tal queERD(LQM) = 100, cuando el órgano estotalmente irradiado con una dosis queproduce el 5% de complicaciones.n : Número de fraccionesd : Dosis por fracciónT : Tiempo total del tratamiento (días)f(T/N) : es el factor que tiene en cuenta eltiempo promedio entre fraccionesf(T/N) = (T/N)"T

v : Volumen irradiado del órgano.V : Volumen total del órgano en cuestión.v/V : Volumen parcial.-1/k : Exponente correspondiente al vol.parcial.a, (3, x, K : Constantes que dependen deltejido que se este tratando.Los modelos exponenciales que relacionanlos efectos de la dosis de radiación, elfraccionamiento y el tiempo (TDF), notiene en cuenta el volumen que ha sidoirradiado. Orton y Cohen han presentadoalgunas modificaciones al LQM y al TDF,en la cuales se incluye las correcciones porvolumen, También Orton introdujo unmétodo en el cual integra valores de TDF yLQF sobre diferentes volúmenes21. Estosmodelos son válidos en radioterapiaconvencional, para grandes campos. En

braquiterapia la utilidad de las mismas eslimitada.Debido a las limitaciones de los modelosanteriormente mencionados J. C.Flickinger22'23 introduce la Fórmula IntegralLogística (ILF: Integrated LogisticFormula), para el cálculo de probabilidadde complicaciones en radiocirugía(tratamiento para lesiones cerebrales en elcual se practica una única aplicación conalta dosis).La ILF es una expresión de toleranciaradiobiológica, la cual se obtiene teniendoen cuenta los resultados reportadosexperimentalmente para irradiación parcialo total del volumen del órgano en cuestión.Esta fórmula ofrece un modelo razonablede estimar los riesgos de necrosis para unadistribución de dosis de radiación.En este trabajo se generaliza la expresiónobtenida por J. C. Flickinger, con elobjetivo de calcular la probabilidad decomplicaciones (radionecrosis) en unvolumen mamario, irradiado con HDR, deacuerdo al protocolo de TerapiaConservadora de Mama.*La probabilidad de complicaciones, para unórgano irradiado totalmente con una dosisD se obtiene con la siguiente expresión 22.

P(D) =NTD2(D)

- i

+ 1

Donde:NTD2(D50) : Dosis Total Normalizada a2Gy por fracción administrada al volumende referencia (órgano completo) la cualproduce una probabilidad de daño del 50%.NTD2(D): Dosis administrada (D),normalizada a 2 Gy por fracción.La probabilidad de necrosis para una dosis(d) uniforme, administrada en un volumenv < V (V:Volumen total del órganoirradiado), está dada por24:

P(d,v) = l - 1-NTD2(D5O)

NTD2(d)+ 1

—1 v/V

RADIOTERAPIA

se ha trabajado bajo la hipótesis de que la dos planos conteniendo tres catéteres cadadosis administrada es uniforme en todo elvolumen. Pero en la práctica este hecho nosucede, por lo tanto, se debe calcular laprobabilidad de no complicación paravolúmenes parciales, en los que la hipótesisde uniformidad de dosis es válida. Entoncesla probabilidad total de no complicaciónresulta de producto de las probabilidadesindividuales de los volúmenes parcialesconsiderados:

i-rç<w,...A.v)=n

Por ende, la probabilidad de necrosis,para un órgano irradiado en forma nouniforme está expresada por:

-vj/V

Donde:n: Número de volúmenes parciales.V: Volumen total del órgano.v¡ : Volumen parcial que recibe una dosisuniforme d¡k: Constante utilizada para el cálculo delERD(LQM)**En estas ecuaciones se observan tresparámetros clínicos: el volumen total delórgano, el valor de la dosis que produce el50% de complicaciones, cuando se irradiael órgano totalmente y el exponente k.Si bien los resultados obtenidos porFlickinger, en primera instanciacorresponden a radiocirugía, se puedeaplicar al cálculo de probabilidad en tejidomamario, si los parámetros utilizados entodas las etapas del la evaluación de estaexpresión corresponden al órgano encuestión.

plano., se realiza un análisis detallado apartir de los histogramas de volumen deDosis y un exhaustivo análisis de laProbabilidad de necrosis.

En ambos casos la isodósica dereferencia es de 450 cGy y el volumen dereferencia de 60 cm3 (Impl. Ideal) y 80 cm3

(Impl. Paciente/Real).

Tabla 1: Implante Ideal - Resultados a partir delHistograma de Volumen de la Dosis

Parámetros para la evaluación de la calidad del implante

DLI> (cGy)VLD(cm3)DTD (cGy)VTD<cm!)DmícGy)Vnp(cm3)

V.ícrrf)W

w.U

Op. En Geometria

P.Base411.671.20450.060.91780.77.1053.SI64.090.7050.5621.910.169

P. Dosis214.276.45450.059 96757.47.7552.826S.702.5870.5421.610.262

Op. En Ptosde dosisP Base400.070.62450.062.23872.06,1056.1464.530.8220.6291.660.135

P. Dosis388.474.98450.060.42729.27.2453. IS67.740.7620.5151.710.241

No optimizacion

P.Base401.370.76450.058.37823.45.9352.4564.840.7830.5961.770.212

P. Dosis392.274.13450.059.98777.77.3252.6766810,7890.5601.590.236

Gráfico l:Probab¡1idad de necrosis considerando un volumenmamario total de tamaño pequeño, mediano y grande: 250,300 y350 cm3, respectivamente.

Tabla 2: Implante Real - Resultados a partir delHistograma de Volumen de la Dosis

Parámetros para la evaluación de la calidad del implante

tty (cGy)V,D(cm3)D,r,(cGv)V,i,(cnf)DHD (cGy)VHD(cmJ)V,(cmJ)V, (cmJ)W

w,UF,

Op. en GeometríaP. Base376.8111.5450.079. SO863.1110688100.40.9290 6231.570.396

P. Dosis369.0116.1450.080.52831.610.4470.08105.640.9490.6021.450 442

Op. en Puntos de dosisP.Base382.60103.8450.079.05898.712.9466.1190.900.9210.6451390.314

P. Dosis360.60120.2450078.09825.212.3065.79107.909910 5971.410.539

No OptimizacionP.Base375.90113.1450.078.92812.4103068.62102.80.8980.5881.620.434

P. Dosis362.201158450.07847862.48.8469.63106.91,0070.6231.420,476

Gráfico 3:Probabilidad de necrosis considerando un volumenmamario total de tamaño pequeño, mediano y grande: 250,300 y350 cm3, respect

ResultadosPara un implante ideal con la geometría delSistema de París y un implante realsiguiendo la misma geometría, ambos con

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Probabilidad de NecrosisImplante Ideal • Dos Planos

Op.S.(PB) Op.G(PD) Op.PO.(PB) OpPD.(PD) NO Op (PB) NO Op (P0)Efror 0.083

| V Pequeño |||v.M«J¡a#io f ~ | V .Grande

Gráfico 2: Volúmenes totales encerrados por las isodosis demayor dosis, para cada modelo de optimization y cada uno de los?untos de referencia correspondiente,

Volumen total encerrado por l¡Isodosis correspondiente (I. Ideal)

lOp.G.(PB) BOp.G.(PD) •J0p.P0(PB)HOp.P0(PD)MNO0p.(PB)BfJOOp.(PD)

Probabilidad de NecrosisImplante Paciente- Dos Planos

14

12

h£ 6-

2

0

V.PequentJÜ V.MeSínoQ V.Grands

Gráfico 4:Volumenes totales encerrados por las isodosis demayor dosis, para cada modelo de optimization y cada uno de lospuntos de referencia correspondiente.

Volumen total encerrado por laIsodosis correspondiente (I.Paciente)

|0p8.(PB) E3opG.(PD) •Op.PD(PB)

ConclusionesClásicamente se considera "mejorimplante" a aquel cuyos parámetros deuniformidad y Fv son máximo para elprimero y mínimo para el segundo. Mayoruniformidad implica físicamente que ladosis administrada al volumen detratamiento es lo mas uniforme posible ysufre el menor gradiente de dosismmientras que obtener el mínimo en el factorFv indica que la región periférica alvolumen de tratamiento recibe la mínimadosis posible. Analizando los parámetrosmencionados en la tabla 1 se puedeobservar que el modelo de optimizaciónque arroja la mayor uniformidad es:Optimización en geometría, en volumen,tomando como puntos de referencia lospuntos base. Pero en este caso el valor demayor uniformidad no se correlaciona conel mínimo de Fv, dado que este mínimocorresponde a la Optimización en Punto deDosis, siendo los puntos de referencia lospuntos base. Para estos modelos deOptimización se observa que si bien tienenun extremo en alguno de los parámetros,dados a través del histograma, laprobabilidad de necrosis resultante enambos casos no coincide con el mínimovalor calculado (ver graf: 1), tomandocomo referencia cada volumen totalmamario. El mínimo de probabilidad denecrosis corresponde al modelo deOptimización en Puntos de Dosis, siendo la

RADIOTERAPIA

referencia los puntos de dosis.El graf: 2 contiene los volúmenes

encerrados por diferentes curvas deisodosis. Comparando los volúmenes paralas isodosis de mayor valor, se verifica quelos menores volúmenes correspondencuando el modelo de optimización utilizadoes Op. en punto, de dosis, en pto de dosis.Además es notorio que para las isodosismayores que la de 4.5 Gy los volúmenesencerrados son bastante fluctuantes para unmodelo de optimización u otro, mientrasque para las isodosis de menor valorprácticamente no hay diferenciassignificativas.

El implante ideal es un implantesimétrico lo que hace queindependientemente del modelo deoptimización la distribución de los tiemposrelativos tengan una total simetría. Elvolumen encerrado por una isodosis tieneuna dependencia cúbica con el tiempo quela fuente permanece detenida en cadaestación, trayendo como consecuencia quepequeñas variaciones en los tiempos dedetención, introduzcan grandes variacionesen los volúmenes encerrados por las curvasde mayor dosis

Por ende, los tiempos de detención de lafuente, juntamente con la geometría delimplante, nos lleva a conformar losvolúmenes encerrados por las isodosis demayor valor provocando que si el volumenencerrado por las mismas es mayor laprobabilidad de necrosis se incrementa.

La probabilidad de necrosis disminuye amedida que el volumen total del órgano encuestión aumenta, independientemente delmodelo de optimización. El mismo examense puede realizar en el casos de un implantereal (implante paciente), donde losresultados son:Máxima uniformidad: no optimización enpuntos base.Mínimo Fv: Opt. en Pto de dosis (en ptosbase).Mínima probabilidad de necrosis: nooptimización en puntos base.

En este caso hay coincidencia entremayor uniformidad y menor probabilidadde necrosis en el modelo de optimización.Pero lo que se verifica en este implantecomo en el anterior es que la menorprobabilidad de necrosis corresponde conaquel modelo de optimización cuyas curvasde isosdosis de mayor valor encierran losvolúmenes mas pequeños.Es necesario hacer una evaluación a travésde la Fórmula Logística, en cada implantepara seleccionar el algoritmo deoptimización que da el mejor resultado:"Una menor probabilidad decomplicaciones con los mismos resultadosdosimétricos".

1ER CONGRESO ¡BEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

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TÉCNICA DE IRRADIACIÓN CORPORALTOTAL: ASPECTOS FÍSICOS

Daniel Venencia, SilviaBustos(1) y Silvia Zunino

Instituto Privado de RadioterapiaObispo Oro 425 Córdoba 5000 Argentina"'CONICOR - CEPROCOR

IntroducciónLa Irradiación Corporal Total (TBI), concampos de fotones, ha demostrado ser unmétodo efectivo tanto para la preparaciónde pacientes para un trasplante de médulaósea, como para el tratamiento de otras en-fermedades como neuroblastomas o sarco-ma de Ewing.

El objetivo del trabajo ha sido imple-mentar una técnica de TBI (1, 2, 3, 4, 5, 6,7) que cumpliera con las siguientes condi-ciones: simplicidad, repetibilidad, rápido yconfortable posicionamiento del paciente,homogeneidad de la dosis entre 10 y 15%,cortos tiempos de tratamiento y verificacióndosimétrica in vivo (8).

Materiales y métodosLa irradiación del paciente es bilateral conun haz horizontal de fotones de 10MV,producidos por un acelerador lineal Phi-lips/Elekta Sil5 a una distancia fuente-superficie de 3.5 m. La posición del pa-ciente es supina, brazos a los costados delcuerpo y piernas recogidas sobre una cami-lla con planos inclinados, (figura 1). Paraobtener la dosis máxima en la piel se utilizauna pantalla de acrílico de 16 mm de espe-sor, que cubre todo el paciente, y está ubi-cada a 15 cm de la superficie del mismo.Las dimensiones laterales del paciente sonhomogeneizadas mediante el uso de com-pensadores (bloques de acrílico en cabeza ycuello, y bolsas de arroz entre las piernas).

Figura 1: Paciente en posición de tratamiento.

Las mediciones dosimétricas fueronrealizadas con cámaras de ionizaciónNE2571 (Farmer), PTW 31003, PTW34001 (Ross) y dosímetrostermoluminiscentes de fluoruro de litio, LiFTLD-100 (Harshaw), chips (3.1 x 3.1 x0.89 mm3) y rods ( 1 x 1 x 6 mm3). Lasmismas consistieron en la determinaciónde:

• Variación del rendimiento con eltiempo de irradiación.

• Crecimiento de la dosis en la superficiede entrada con y sin pantalla inter-puesta, (figura 2). El objetivo de estasmediciones es conocer cuan efectiva esla pantalla en aumentar la dosis en lapiel del paciente.

• Porcentaje de dosis en profundidad(PDD), (figura. 3).

• Perfiles de dosis en aire, (figura 4 yfigura 5). El objetivo de estas medicio-nes es determinar la homogeneidad dela dosis a lo largo del campo de ra-diación. Para ello se midieron los per-

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

files de dosis en aire justo detrás de lapantalla de acrílico (cámara NE2571con capuchón o TLD) sobre cinco ejesde uno de los cuadrantes del campo.Estas mediciones nos permiten deter-minar el tamaño útil de campo de irra-diación, definido por la isodosis querepresenta el 95% de la dosis medida enel centro del campo.Perfil de dosis a 10 cm de profundidad,(figura 6).Pérdida de dosis en la superficie de sa-lida.Dosimetría absoluta.

• . . \

•" ••- X

í X X

•í

• • • - •

X

-̂̂ x̂

Figura 2. Porcentaje de dosis en profundidad en agua con y sinpantalla de acrílico interpuesta. Mediciones realizadas con lacámara de ionización Ross por integración.

s:

Figura 3. Porcentaje de dosis en profundidad, con pantalla deacrílico interpuesta con cámara de ionización Ross, NE2571 yTLD

Para las mediciones con TLD, se diseñóun porta-TLD de acrílico con la mismaforma y dimensiones que la cámara deionización NE2571. Este porta-dosímetropermite realizar calibraciones absolutas delos TLD, por sustitución, ubicando el TLDen el punto efectivo de medida de la cámara

de ionización.Las curvas de fosforescencia de los TLD

se analizaron con un programa simplificado(9), que permite evaluar rápidamente elárea de los picos 4 y 5 (señal TL), que esdirectamente proporcional a la dosis. Paracomprobar esta relación entre la señal TL yla dosis, se realizó una calibración absolutade los TLD, en agua, en un rango de dosisde 25 a 300cGy. La incerteza en ladeterminación de la dosis con los TLD esdel 3% (10).Los TLD rods se colocaron por pares enportadosímetros en forma de semicírculo de2 mm de radio. Éstos se diseñaron demanera que el lado plano del semicírculo esel que queda en contacto con la piel delpaciente. De esta forma se cuenta con unasuperficie simétrica al haz de radiación,evitando variaciones en la respuestadireccional de los dosímetros. Si bien ladosis en la superficie del paciente esmáxima, el espesor de 1 mm delportadosímetros nos asegura el equilibrioelectrónico en el cristal TL.

El tiempo empleado en la preparación ylectura de los TLD es menor a cuatro horas.

Figura 4. Perfiles de dosis en aire medidas con cámara de ioni-zación NE2571 sobre cinco ejes de un cuadrante del haz deradiación justo detrás de la pantalla de acrílico

RADIOTERAPIA

x

Figura 5. Comparación de los perfiles de dosis en aire medidoscon cámara de ionización NE2571, TLD chips y rod.

110.

100.

90'

80-

— « — Planicidad d=10cm

-100 0 100 200 300 400 500 600 700 800 900 1000

Figura 6. Perfil de dosis en "aerifico am10 cm de profundidadmedido con cámara de ionización NE2571.

ResultadosNo se encontraron variaciones en elrendimiento con el tiempo de irradiación.

El espesor de acrílico seleccionadoproduce el máximo de dosis en lasuperficie.

Los valores de PDD medidos con ambascámaras coinciden dentro del 1%, mientrasque los datos obtenidos con TLD coincidendentro del 2% con los primeros. El índicede calidad corregido por la distancia es de0.782.

La homogeneidad de la dosis está dentrode los márgenes previstos. La coincidenciaentre de las mediciones realizadas concámara de ionización y TLD es del 2%.

No se encontró pérdida de dosis en lasuperficie de salida. Las mediciones serealizaron con cámara de ionización y TLD.

En ambos casos no se encontró pérdida dedosis en la superficie de salida, ya que lavariación era menor a la incerteza asociadaa la medición (3%).

La dosis a una profundidad d, D(d), estádada por la siguiente expresión:

donde: DE es la dosis en la entrada, Ds ladosis a la salida y f(d) es un factor decorrección experimental que tiene en cuentala relación exponencial entre porcentaje dedosis y profundidad, (figura7). Este factorse obtiene a partir del ajuste de la curva dePDD medida en condiciones de TBI,calculando con ese ajuste: D(d), DE = D(0)y Ds = D(2d).

•£=*=!

Y

Figura 7. Factor de corrección utilizado para la determinación dela dosis a plano medio.

La homogeneidad de la dosis para doscampos opuestos y paralelos en lairradiación bilateral es obtenida mediante lasuma de las curvas de dosis en profundidad,(figura 8).

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Figura 8. Variación del porcentaje de dosis para campos opuestosy paralelos para faritomas de diámetros de 40, 36, 32 y 28cm,determinados a partir de las curvas de dosis en profundidad

El tiempo empleado en la preparación ylectura de los TLD es menor a cuatro horas.La optimización en la dosimetría TLrealizada por el Ceprocor, ha posibilitado lautilización de este método dosimétrico en larealización del control de calidad de lostratamientos de TBI.

ConclusionesBajo los aspectos físicos analizados seimplemento esta técnica de TBI en nuestraInstitución. La dosimetría TLD tanto enchips como rods puede ser utilizada comoverificación dosimétrica in vivo.

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HAZ EXTERNO DE PROTONES EN ELACELERADOR TANDARR.Rey1, J.A. Schuff \ A,Pérez de la Hoz2, M. E.Debray1'2, D. Hojman1'2'5,A. J. Kreiner1'2'5,J. M. Kesque , G. Saint-Martin , O. Oppezzo3, O.A.

Bernaola , B. L. Molinari3'5,H. A. Duran3, L. Policastro3,M. Palmieri3, J. Ibañez3, P.Stoliar1'2, A. Maza?, M. E.Caraballo , A. Burlón ' , M.A. Cardona ' ,M.E.Vazquez1, M. F. Salfity1, M.J. Ozafrán1, F. Naab1'2, G.Levinton1, M. Davidson4'5,J. Davidson4'5, M. Buhler2.

1. Departamento de Física, ComisiónNacional de Energía Atómica, Av.Gral.Paz 1499, C. P 1650 San Martín,Buenos Aires, Argentina.2. Escuela de Ciencia y Tecnología,Universidad de San Martín, Argentina.3. Departamento de Radiobiología,Comisión Nacional de EnergíaAtómica.4. Departamento de Física, Facultadde Ciencias Exactas y Naturales,Universidad de Buenos Aires,Argentina.5. CONICET, Argentina6. Centre de Protontherapie, Orsay,Francia.

ResumenUn haz extemo de protones ha sido obtenido en eJ aceleradorTANDAR con fines radiobiológicos y biomédicos. Los pro-tones tienen excelentes propiedades físicas para su uso en ra-

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dioterapia permitiendo una muy buena precisión en la distri-bución espacial de la dosis dentro del tejido tanto en la direc-ción lateral como en profundidad debido a la presencia delpico de Bragg. La ventaja de la precisión en la localización dela dosis con terapia de protones está bien documentada [M.Wagner, Med. Phys. 9, 749 (1982); M. Goitein and F. Chen,Med. Phys. 10, 831 (1983); M.R.Raju, Rad. Res. 145, 391(1996)]. Se obtuvieron haces externos de protones con ener-gías entre 15 y 25 MeV, corrientes entre 2 y 10 pA y seccio-nes transversales uniformes de aproximadamente 40 mm . Serealizaron evaluaciones dosimétricas con folias de CR39 yMakrofol. Las irradiaciones sobre material biológico abarca-ron experiencias in vivo con animales de laboratorio, cultivoscelulares y de bacterias. Se fijaron las condiciones óptimas deposicionamiento e inmovilización de crías de ratas Wistarpara los estudios in vivo. Se seleccionaron diluciones y técni-cas de siembra adecuados para la exposición al haz de cul-tivos celulares y de bacterias.

IntroducciónLos protones, como consecuencia de sucarga, pueden ser acelerados, deflectados yfocalizados, dándole al haz la formaapropiada para una irradiación localizada.

En contraste con otros tipos deradiación, los protones tienen unaprofundidad de penetración bien definida,conocida como rango, dejando poco antesde detenerse una energía máxima porunidad de camino recorrido, generando unpico conocido como el pico de Bragg, ladosis más allá de este pico es esencialmentecero. Esto significa que los protonesdepositan la máxima dosis de radiacióndentro del cuerpo en una región bienlocalizada del tumor y por ende generanmucho menos daño al tejido ubicado entreéste y la superficie del cuerpo y muyespecialmente al tejido sano ubicado másallá del pico de Bragg.

El haz de protones fue producido en elacelerador TANDAR (de tipo TANDEM).Se implemento un sistema de foliasdifusoras y colimadores de dimensiones

variables para obtener un hazmonoenergético y uniforme en sección sincontaminaciones significativas con partícu-las de baja energía.

Metodología y resultadosa) Dispositivo experimentalUn esquema del dispositivo experimental esmostrado en la figura 1. Está compuestoprincipalmente por un sistema de dispersióny homogeneización que consta de: 1 una

folia de prescattering de oro de 150^g/cm^(i) ubicada en la cámara no 1, mediante lacual también se midieron los rayos Xinducidos por el haz de protones con undetector planar de germanio hiperpuro(GLP) a los efectos de tener un control dela corriente inyectada en la línea; 2 un discogiratorio (ii) ubicado en la cámara No 2,controlado exteriormente desde la sala deadquisición de datos con una PC,conteniendo folias de scattering de oro de

15 mg/cm^ y 7,5 mg/cm , una

RADIOTERAPIA

pantalla de fósforo para observar el haz conuna cámara de video y una posición libre; 3dos colimadores x-y de tantalio (iii)ubicados a continuación, de dimensionesvariables cuyas aperturas se manejan adistancia desde la sala de adquisición dedatos.

37cm5 | VimnfcaUi

M Fiudaycup nliiUs

FIGURA No 1: Esquema de la línea.

La ventana de salida (circular y de lcm dediámetro) fue construida con una folia deKapton (espesor 14|im), con una capa deAu evaporada (aproximadamente 200 Á).

La energía de los protones y sudispersión a la salida de la línea fue medidacon un detector de germanio hiperpuro parapartículas, con un cristal de 7 mm deespesor y 14 mm de diámetro refrigerado,especialmente montado para esteexperimento, ubicado a 20° con respecto ala dirección del haz y a 14 cm del centro dela ventana de salida. Se midió la energía delos protones que sufren scattering en una

folia de Au de 1 mg/cm , colocadainmediatamente después de la ventana desalida. En la figura N° 2 se puede observarun espectro obtenido con protones de 25MeV no corregido por sección eficaz deRutherford. Este dispositivo fue usado paragarantizar un haz con baja contaminacióncon ratones de baja energía.

3 2000-o

0

Dispersioprotones

m

n elástica dele 25 MeV

20E[M«V]

Figura No. 2 : Espectro obtenido con el detector de partículas.

Una medida on-line de la corriente yconstancia del haz, está dada por laintensidad de los rayos X inducidos por elhaz de protones en la folia de Au ubicadaen la cámara n° 1. En la figura n° 3 sepuede ver un espectro de rayos X medidodurante el experimento en donde se puedenobservar los picos correspondientes a lastransiciones L^, Lp, Ly.La corriente del haz en la ventana de salidafue medida, además, con una copa deFaraday rebatible.

5.1D

(0

tí4>

O

5 10 15 E[keV]

Figura 3: Espectro de rayos X obtenido con el detector GLP.

Para la evaluación dosimétrica del haz ypara verificar su extensión y uniformidaden la superficie perpendicular al eje deincidencia, se utilizaron detectores deestado sólido para trazas nucleares(SSNTD). En particular se utilizaron comodetectores Makrofol E y CR-39. Si bien elMacrofol E no detecta los protones del hazutilizado, su eficiencia es óptima para losnúcleos de retroceso y algunos de losproductos de decaimiento de los núcleoscompuestos generados con los núcleos de Oy C del detector. De esta forma conociendolas secciones eficaces diferenciales de estos

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

procesos, se establece la correspondenciaentre los proyectiles del haz y las trazasobservadas, con la finalidad de realizar ladosimetría de las muestras irradiadas. ElCR-39 permite la detección de productos dedecaimiento de núcleos compuestos ytambién la de los protones del haz, peroestos últimos sólo son detectables luego devarias horas de ataque químico a 70 °C. Deesta forma se puede observar la extensión yuniformidad del haz y realizar la dosimetríaindividual de cada muestra biológica irra-diada.Se comprobaron buena uniformidad del hazy extensión espacial acorde con las dimen-siones de los colimadores x-y.

b) Irradiaciones de material biológicoLa extracción al aire del haz de protones deenergías de alrededor de 16 MeV generadosen el acelerador Tandem, posibilitó larealización de investigacionesradiobiológicas con haces de partículas enanimales de experimentación, en cultivosde células y de bacterias. Debido a laparticular distribución de la energía a lolargo su trayectoria, los protones ofrecen laposibilidad de irradiar zonaspredeterminadas de un tejido o un órganosin afectar zonas circundantes. A fin decaracterizar este haz de protones desde elpunto de vista radiobiológico, se realizaronvarios experimentos que incluyeron en suprimera etapa:

Irradiaciones in-vivoSe utilizaron crías de ratas Wistar de 5 díasde edad. Se utilizó como parámetro demedida de la radiosensibilidad in vivo, laalteración en el crecimiento (longitud) delos folículos pilosos de la cola de dichasratas. La cola de la rata permite, dada sugeometría cónica, identificar en un mismoanimal las zonas que se irradian con lasenergías variables entregadas a medida queel haz de protones penetra en el tejido. Así

es posible identificar en la misma muestra,folículos afectados por energías de la zonadel plateau de la curva de Bragg, así comoaquellos irradiados con energías del pico deBragg y de la zona posterior al mismo queno recibe radiación (Rey et al, Intern JRadiatBiol 50:111-118, 1986).

Se realizaron dos series de irradiaciones(26/12/ 97 y 4/6/98). Se aplicaron dosiscrecientes entre 20 - 70 Gy. Se observóuna clara diferencia en el crecimiento de losfolículos pilosos en función de la dosisaplicada y de la zona de la curva de Bragganalizada. Los resultados obtenidos para lasdosis mayores, permiten una evaluacióncuantitativa del crecimiento en función desu ubicación a lo largo de la curva deBragg, lo que permitirá la obtención de unacurva dosis-respuesta para cada zona de lamisma.

Los resultados obtenidos han permitidodeterminar la eficacia del modeloexperimental que es lo suficientementesimple en su instrumentación práctica comoen el procesamiento de las muestras.Además es suficientemente sensible comopara permitir evaluar con precisión losefectos de diversas dosis y de tasas de dosiscrecientes.

Irradiaciones in-vitroa) Líneas celulares tumoralesSe irradiaron células tumorales de origenepidérmico de ratones C57BL. Sesembraron en cápsulas de cultivo y a las 24horas, a fin de conservar sólo una zonacentral de células de aproximadamente eltamaño de haz (3mm de diámetro), seeliminó mecánicamente el resto de lascélulas. Se irradió con dosis crecientes deprotones entre 0.5 y 7 Gy. Inmediatamentedespués de la irradiación se levantaron lascélulas y se las sembró en un númeroadecuado compatible con la evaluaciónposterior del no de colonias. Los resultadospreliminares indican que la sobrevida

RADIOTERAPIA

celular es proporcional a la dosis deprotones suministrada.

b) Cultivo de bacteriasSe obtuvieron cultivos de Escherichia colien medio sólido en condiciones quepermiten la formación de coloniaspequeñas, próximas entre sí yhomogéneamente distribuidas sobre lasuperficie del medio. Porciones de estoscultivos convenientemente acondicionados,se expusieron a dosis crecientes de protonesen la zona del plateau de la curva de Bragg.

Inmediatamente luego de la irradiaciónse evaluó la sobrevida, estimándose quecon dosis de 10 Gy no se produjo unareducción significativa en el número debacterias viables, pero con dosis de 50 Gy ysuperiores el número de sobrevivientes seredujo apreciablemente.

Resumen y conclusiones1. Se extrajo por primera vez un haz deprotones y se lo caracterizó. Se midióenergía, dispersión, corriente de haz yproducción de rayos X. Se realizaronevaluaciones dosimétricas y de calidad dehaz con folias de CR39 y Makrofol.2. Se llevaron a cabo las primerasexperiencias radiobiológicas consistentesen irradiaciones de animales y cultivoscelulares.3. Se ha conformado un grupo de físicos yradiobiólogos que se espera constituyan elgermen para el logro de la introducción dela protonterapia en la Argentina.

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IMPLANTAÇÃO DE UM LABORATORIOPARA CALIBRAÇÃO DE CÂMARAS DE

IONIZACÃO TIPO POCOE. A Vianello. *, D. JDias.,C. E de Almeida.

Laboratório de Ciencias Radiológicas - LCR -

DBB (UERJj

R. São Francisco Xavier, 524 - Pav. HLC, sala

136 térreo - CEP 20.550 - 013

Rio de Janeiro (RJ) - Brasil

E- mail: vianello&lcr. ueri. br

ResumoO Laboratorio de Ciências Radiológicas(LCR) está implantando um laboratoriopara calibração das câmaras tipo poço,através de um programa de capacitação daAgência Internacional de Energia Atômica(IAEA). Com uma câmara poço StandardImaging modelo HDR-1000 calibrada noLaboratório Padrão Secundário deCalibração da AIEA, foi determinada a taxade kerma no ar ((j.Gyh"1) de uma fontelinear de Cs-137 CDCS-J4, e a partir destaefetuaram-se as calibrações de duascâmaras HDR 1000 Plus. Os resultadosforam comparados aos certificados decalibração emitidos pela Universidade deWisconsin, e demonstram a viabilidade erastreabilidade das calibrações de câmarastipo poço, podendo se extender para outrosradionuclídeos usados em braquiterapia.

IntroduçãoPara assegurar a exatidão da dose absorvidaprescrita ao paciente em braquiterapia éessencial conhecer as atividades das fontesno momento do tratamento. É deresponsabilidade das instituições comparar

os valores das atividades das fontescertificadas pelos fabricantes com valoresmedidos com equipamentos apropriados(AAPM40, 1994). A verificação pode serfeita com câmaras tipo poço, através decalibrações diretamente rastreaveis aoInstituto Nacional de Padrões e Tecnologiados Estados Unidos (NIST). Nos países emdesenvolvimento, o Cs-137 é o isótopopredominante nas aplicações intracavitáriasginecológicas, por este motivo, oLaboratório de Ciências Radiológicas(LCR), através de um programa decapacitação com o Laboratório Secundáriode Calibração da Agência Internacional deEnergia Atômica (IAEA), está implantandoum laboratório para efetuar calibraçõesrastreaveis de câmaras tipo poço.

Materiais e métodosVárias fontes lineares de Cs-137 CDCS J4(comprimento ativo: 13,5 mm;comprimento total: 20 mm; diâmetroexterno: 2,65 mm) foram calibradas noLCR em taxa de kerma no ar (fiGy"1) comum eletrômetro Keithley - 35040 TherapyDosimeter e uma câmara de ionização

RADIOTERAPIA

esférica PTW LS-01 com um volume de1000 cm . O arranjo experimental foisimulado com uma fonte falsa, introduzidaem um suporte móvel de PMMA, com ocentro alinhado ao centro da câmara, pormeio de laser, à distâncias fonte câmara de500 mm, 750 mm e 1000 mm (Weaver etali, 1988) de acordo com a geometriailustrada na figura 1.

Uma das fonte foi selecionada comoreferência, e a verificação da taxa de kermano ar (jaGy"1) da mesma foi realizada comequipamentos similares aos da AIEA,compreendendo uma câmara tipo poçoStandard Imaging HDR 1000 e umeletrômetro Excalibur CDX 2000A, amboscom fator de calibração emitidos peloLaboratório de Dosimetría da IAEA. Paraotimizar o procedimento, a fonte foicolocada em um acessório enviado pelaAIEA,contendo um tubo de PMMA e umespaçador de 38 mm, que permiteposicionar a fonte na posição de máximaresposta da câmara. A figura 2 ilustra oposicionamento da fonte no interior dacâmara.

• Suporte para a fonte

*- Volume de ar

Eletrodo

> Poço de inserção

Conexão como eletrômetro

Fig. 2. Posicionamento da fonte e espaçador na câmara de ionização tipo poço.

Em seguida foram re-calibradas duas Cientificas (IVIC), ambas previamentecâmaras HDR 1000 Plus, do LCR e do calibradas no Laboratório PadrãoInstituto Venezuelano de Investigações Secundário de Wisconsin com uma fonte

7 ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

linear de Cs-137 modelo 67-804 e CDCS-J,respectivamente, e com espaçadores de 42mm . As câmaras foram dispostas nocentro da sala a 1 metro das paredesadjacentes e a 0,65 metro do piso, paraevitar uma possível influência doespalhamento da sala (Podgorsak et ai,1992). Foram obtidas uma repetibilidade de0,045 % para um conjunto de 10 leituras. Ovalor do fator de calibração, NR« , foiobtido de acordo com a relação abaixo :

-[|iGynC"1ounGyh"1A"1]

onde,

Kar, e a taxa de kerma no ar de referênciada fonte. [ fj.Gy"1 ];

M, é o valor médio da leitura da correntede ionização coletada pela câmara em umtempo t.[ unidades de escala]NRK •> é o fator de calibração da câmara, emtaxa de kerma no ar de referência. [^GynC1 ou jaGyh"1^1];Ce |et , é o fator de calibração doeletrômetro. [nC unidades de escala"1];(j>TP> é o fator de correção paratemperatura (T) e pressão (P) no momentodas medidas (condições de referência,T0=20°C e Po=lO13,25 hPa) eP s , é o fator de recombianção de íons.

HDR 1000 Plus

IVIC

Brasil

NK(nGyh-'A-')

Wisconsin

4,984

5,243

LCR

4,998

5,251

Dif. %

0,30

0,16

Tabela 1. Fatores de calibração (iiGyrT'A"') das câmarasHDR1000 Plus.

A diferença percentual observada para osfatores de calibração das câmaras podeestar associada principalmente com otamanho do espaçador utilizado em cadalaboratório, e a geometria de calibraçãoadotada. Contudo, os resultadosdemonstram a viabilidade e rastreabilidadedas calibrações das câmaras tipo poço,podendo estas serem extendidas para outrosradioisótopos usados em braquiterpia.

Bibliografia1. American Association of Physicists in Medicine 1994 AAPMReport no 40, "Comprehensive QA for radiation oncology". Med.Phys. 21(4), 581 -618.

2. Podgorsak M. BDe Werd L. A. Thomadsen B R Paliwal B R1992 Thermal and scatter effects on the radiation sensitivity ofwell chambers used for high dose rate Ir-192 calibrations. Med,Physics 19(5), 1311.

3. Weaver J. T. Loftus T. P. Lovinger R. 1988 "Calibration ofgamma ray emitting brachytherapy sources", NBS specialPublication 250-19.

ResultadosOs valores dos fatores de calibração,obtidos com incerteza menor que 1,5 %(Ia) estão apresentados na Tabela 1, onde éfeita uma comparação com os certificadosde calibração das câmaras emitidos pelaUniversidade de Wisconsin. A taxa dekerma no ar da fonte padrão utilizada noscálculos é de 99,699 (±0,006)^Gyh"1.

MX9900154

DIVERGÊNCIA DA FLUÊNCIA DE FONTESDE Cs-137 USADAS EM BRAQUITERAPIA

E. A. Vianello *;de Almeida C. E.

Laboratório de Ciências Radiológicas- LCR -DBB (UERJ)R. São Francisco Xavier, 524 - Pav.HLC sala 136 térreo-CEP 20.550 - 013Rio de Janeiro (RJ) - BrasilE- mail: vianello@lcr.uerj.br

ResumoNeste trabalho é feita a determinação experi-mental do fator de correção para divergênciada fluência (K,) de fontes lineares de Cs-137CDCS J4, com uma câmara de ionizaçãoFarmer modelo 2571 em um plano central eperpendicular ao eixo da fonte, a distânciasentre 1 e 7 cm. Os resultados experimentaisforam comparados aos calculados pelasteorias isotrópica de Kondo e Randolph(1960) e anisotrópica de Bielajew (1990a).Para as fontes lineares estudadas a distânciasmaiores que 5 cm do centro da câmara afluência dos fótons que atravessam a parededa mesma já exibe um comportamento uni-forme, não necessitando correção para asvariações do kerma.

IntroduçãoPara fazer uma avaliação cuidadosa dos re-sultados clínicos da terapia com fontesseladas, é necessário uniformizar os cálculosda dose absorvida. Recentemente os compu-tadores tornaram possível a obtenção dedistribuições de dose mais realísticas em tor-no de fontes intracávitarias e intersticiais, e adeterminação da dose absorvida é feita pormeio de cálculos baseados na especificaçãoda fonte, na correção para a absorção eespalhamento no meio e na conversão de taxade kerma no ar de referência para doseabsorvida na água, de modo a obter

distribuições de dose apropriadas no volumede tratamento. Entretanto, a taxa de doseabsorvida deve ser verificada através de me-didas experimentais.

Tolli e Johansson (1993), Bridier e Vernhes(1995), de Almeida et ai. (1996) sugeriramque, na rotina de braquiterapia, adeterminação experimental da dose absorvidano meio seja feita com uma câmara deionização de pequeno volume usando oprotocolo TRS #277 da AffiA (1987). Faz-senecessário introduzir a correção para adivergência da fluência no volume ocupadopela cavidade de ar da câmara, quando está écolocada a pequenas distâncias das fontes.

A divergência da fluência depende princi-palmente da geometria da fonte e da câmara,e do meio onde se realizam as medidas. Váriasteorias foram propostas para quantificar essefator que corrige a divergência da fluência defontes puntuais (Mayneord e Roberts, 1937;Spiers, 1941; Kondo e Randolph, 1960;Bielajew, 1990a), seguidos de Tolli et ai.(1993) e Despande et a/.(1996) quedeterminaram experimentalmente fatores decorreção para fontes puntuais de Ir-192 e Cs-137.

O objetivo deste trabalho é realizar adeterminação experimental do fator decorreção para divergência da fluência (K,n) defontes lineares de Cs-137 usadas em baixataxa de dose, contribuindo fundamentalmen-te para a dosimetria em braquiterapia.

7ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Materiais e métodosUma fonte linear de Cs-137 CDCS J4(comprimento ativo: 13,5 mm; comprimentototal: 20mm; diâmetro externo: 2,65 mm) comuma taxa de kerma no ar de referência de99,69 mGyh"1 foi utilizada neste trabalho.Uma câmara de ionização cilíndrica, Farmer0,6 cc, modelo 2571, e um eletrômetroKeithley - 35040 Therapy Dosimeter foramos instrumentos de medida. A estabilidade ea reprodutibilidade do arranjo experimentalna determinação das distâncias e doposicionamento entre a fonte e a câmara é fun-damental e para isso, utilizou-se um fantomaMed-Tec-150-M, Inc., dimensões de 38,0 cmx 38,0 cm x 38,0 cm, dotado de um mecanis-mo que permite o deslocamento vertical dodetector, através de um sistema elétrico re-motamente controlado, de modo a asseguraras condições adequadas de proteçãoradiológica durante os experimentos. Alinearidade e a precisão do referido mecanis-mo foi verificada com um paquimetro digital.No interior do fantoma foi introduzido umdispositivo adicional de PMMA, projetadopara abrigar a fonte linear de Cs-137.

A etapa experimental foi desenvolvida noLaboratório de Braquiterapia no Laboratóriode Ciências Radiológicas, sendo o fantomadisposto sobre uma bancada de alumínio si-tuada no centro da sala de calibração, a 1 me-tro das paredes adjacentes e a 0,65 metro dosolo, para minimizar o espalhamento daradiação. Próximo ao fantoma foi instaladauma camera para a visualização dosmovimentos do sistema de varredura, atravésde um monitor de video situado na sala decomando. Numa das paredes do fantoma foiacoplado um sensor de temperatura e asinformações lidas ao término de cada leituradireto da sala de comando, e o tempo deestabilização utilizado dos equipamentos foide 24 h. A câmara de ionização foiposicionada em um plano central e perpendi-cular ao eixo da fonte, com a cavidade de arequidistante desta, a uma distância minimaajustável de 1,0105 (± 0,006 mm). As medi-

das foram feitas no ar em 10 ocasiões dife-rentes com a câmara de ionização envolta nacapa de equilíbrio eletrônico feita em Delrincom uma espessura medida de 3,87 mm(551 mg cm"2) fornecida pelo fabricante. Emtodas as ocasiões, o alinhamento entre os cen-tros da fonte e da câmara nos sentidostranversal e longitudinal foi verificado comum fio de prumo. As leituras foram efetuadaspara distâncias fonte-câmara entre 1,0105 cme 7cm, com tempos de integração em tornode 2 e 26 minutos. A distância de 7 cm foiescolhida para referência, pois as variaçõesdo kerma são desprezíveis. Para cadadistância, as medidas foram repetidas 10vezes, e os valores medidos foram corrigidospara fuga, temperatura e pressão, com ocoeficiente de variação calculado em cadacaso.

A figura 2 mostra o arranjo experimental.

Figura 2. Fantoma Med-Tec, Inc com o dispositivo paraarmazenagem da fonte de Cs-137.

Os valores absolutos dos fatores foramobtidos através da seguinte equação (Tolli andJohansson 1993 a; Tolli and Johansson1993b):

Kln(Xl)="X2MU(X2)GF(XI) tan"

XIMU(XI)GF(X2) tan- i v

72x2

RADIOTERAPIA

onde, Mu(x) é a leitura média na distânciax, L é o comprimento ativo da fonte, GF é ofator filtração e a razão entre tan1 considerao tamanho finito da fonte. O índice In pre-sente na equação acima foi usado para indi-car a determinação do fator na presença deuma fonte linear.

Os valores obtidos foram comparados aosvalores calculados pelas teorias isotrópica deKondo e Randolph (1960) e anisotrópica deBielajew (1990a).

As correções para o efeito da filtração dosfótons no interior da fonte e a atenuação e oespalhamento na parede e na capa deequilíbrio eletrônico da câmara ainda nãoforam incluídas neste trabalho, pois na pre-sente etapa estão sendo investigadas experi-mentalmente, e serão consideradasfuturamente.

ResultadosO gráfico abaixo, apresenta os valores doinverso do fator de correção para divergênciada fluência, 1/Kjn obtidos experimentalmenteneste trabalho com a câmara de ionizaçãoNE2571 para fontes lineares de Cs-137 ecalculados pela teoria de Kondo-Randolphe Bielajew, para fontes puntuais de Ir-192 eCO-60.

A influência da energia dos fótons emiti-dos da fonte sobre o K]né pequena, e asdiferenças observadas entre os valores teóri-cos e experimentais podem ser atribuídas prin-cipalmente a geometria das fontes. Próximoa fonte esta diferença é menor que 1 % e cresceem aproximadamente 2 % a partir da distânciafonte-câmara de 2 cm, contudo, estes valorespoderão ser alterados após corrigir a filtraçãoda fonte e o espalhamento e absorção naparede e na capa de build-up da câmara.

Em ambas as situações, o fator K,n tendeassintoticamente para unidade a medida quea distância aumenta, porém para a fonteinvestigada , a variação da fluência sobre ovolume de ar da câmara diminui de maneiramais rápida comparada com uma fontepuntual, e já a 5 cm de distância do centrogeométrico da câmara, o Kln exibe umcomportamento uniforme não havendonecessidade de correção sobre a variação dokerma no ar.

Embora o fator K,n seja resultante de medi-das no ar, o mesmo pode ser utilizado nasmedições da dose absorvida na água, poisneste caso a contribuição da radiaçãoespalhada nas distâncias de interesse clínicoé praticamente desprezível, e a medida queesta aumenta, o K^ perde seu significado.

1.10

1.00

0.90

0.80

0.70

• Este trabalhoo Kondo-Randolph* Bielajew

2 4 6 8Distância (cm)

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO YDEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Bibliografia1. Bielajew A. F. 1990a "An analytic theory of the point-sourcenon-uniformity correction factor for thick-walled ionisationchambers in photon beams", in Phys. Med. BioL 35,517 - 538.

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9. Tõlli and Johansson K. A. 1993a. "Quality assurance inbrachytherapy: principles for ionization chamber measurement ofabsorbed dose close to brachytherapy sources", Phys. Med. BioL38,1475-1483.

lO.Tõlli and Johansson K. A. 1993b "Quality assurance inbrachytherapy: t k displacement effect in the cicinity of'"Co and19ZIr brachytherapy sources", in Phys. Med. Biol. 38,1485 -1493.

MX9900155

COMPARACIÓN ENTRE MÉTODOS DECÁLCULO DE TASA DE DOSIS ENBRAQUITERAPIA GINECOLÓGICA

Elizabeth A. Vianello; deBiaggio, Maria de FátimaD. R. *; de Almeida,CarlosE.Laboratório de Ciências Radiógicas -(LC.R.)-D.B.B.-UERJ-R. São Feo. Xavier. 524-Pav. HLC-sala136-CEP 20550-013Rio de Janeiro-(RJ)-BrasilE-mail: mbiaggio@lcr.uerj.br

ResumenEn tratamientos con radiaciones para tumo-res ginecológicos hace falta evaluar la cali-dad de los resultados obtenidos por distintosmétodos de cálculo de tasa de dosis en lospuntos de interés clínico (A, rectal y vesical).El presente trabajo compara los resultadosobtenidos por dos métodos. El Método deCálculo Manual (MCM) tridimensional,(Vianello E., et al. 1998), utilizando radiogra-fías ortogonales de cada paciente en trata-miento, y el sistema de planificaciónTheraplan/TP-11 (Thratronics InternationalLimited, 1990) este último verificado expe-rimentalmente (Vianello et al. 1996). Losresultados muestran que el MCM puede serutilizado en la práctica clínico-física con unadiferencia porcentual comparable a los pro-gramas computarizados.

IntroducciónLa braquiterapia intracavitaria convencionalcomo recurso en los tratamientos de cáncerginecológico surgió después del descubri-miento del radio por Marie y Pierre Curie-1898. Desde entonces se desarrollaron diver-sas técnicas basadas en experiencias clínicas.Las primeras fuentes selladas usadas enbraquiterapia fueron de cloruro de radio

encapsulado en vidrio y el primer tratamien-to exitoso de un tumor tuvo lugar en SanPetesburgo (Rusia) en 1903, se publicó enAlemania. Los primeros aplicadores se desa-rrollaron en Francia (Wickhan y Diegrais,1904-1910). En los años 30, cuando no exis-tía dosimetría basada en la física, el mayoruso de las fuentes era en el tratamiento de cán-cer de "cervix", pues el tumor está accesible.Con la proposición del Roentgen como uni-dad de medida de radiación, Ralston Paterson,Herbert Parker y John Meredith desarrolla-ron un sistema de braquiterapia con base enesta unidad y los trabajos fueron publicadoscomo Sistema de Manchester (Paterson andParker, 1958), aplicadores de Fletcher,afterloading manual y remoto, (Fletcher et a/.1950), luego modificados por L. Delclos(1978), incorporando blindaje de tungstenoen la base de los colpostatos con el fin de re-ducir las dosis en los órganos de riesgo (rectoy vejiga), mejorando la radioprotección.

Con la necesidad de conocer la tasa dedosis en el volumen tumoral surgieron tablasde dosis expresas en términos de dos coorde-nadas definidas como la distancia transversaly perpendicular a las fuentes. Los cálculoseran hechos por medio de métodos matemá-ticos simples, (Quimby,1944), (Young yBatho,1964) y otros confeccionaron tablaspara fuentes lineales de Ra-226.

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Durante la Segunda Guerra Mundial el de-sarrollo tecnológico posibilitó la obtención deradionucleidos artificiales (Joliot R and CurieI, 1934-38), más tarde el Cesio-137 fue pro-ducido y encapsulado por (Amersham/Searle,1973), éste empezó a utilizarse conventajas en braquiterapia ginecológica y sus-tituyendo al Ra-226 en la década de lossetenta. Las tablas confeccionadas para lasfuentes lineales de Ra-226 fueron utilizadaspara fuentes lineales de Cs-137, aunque ellossean construidos con diferentes filtraciones yno tengan la misma relación entre la disper-sión y la absorción en agua. Medidas experi-mentales demostraron que una fuente deCs-137 con lmg de radio equivalente produz-ca lo largo del eje lateral, tasas de dosis enmedia, 9,7 % mayores al ser comparadas conun lmg de radio puro (Klevemhagen, 1973),hace falta considerarlo al utilizar éstas fuen-tes. En 1974 fueron elaboradas tablas exclu-sivas para fuentes lineales de Cs-137(Breitman, 1974).

Los cálculos computarizados de distribu-ción de dosis de las fuentes de braquiterapiafueron introducidos en 1964 por Hope (Hopeet al. 1964). Más tarde surgió una gran canti-dad de programas, en los cuales la distribu-ción de dosis en torno de las fuentes linealesson hechas para varios planos y en diversasorientaciones. Los países en desarrollo aúncuentan con muchas clínicas e institucionesque no poseen programas computarizadospara braquiterapia intracavitaria.

Materiales y métodosEl MCM fue elaborado para posibilitar el cál-culo tridimensional de las coordenadas de lasfuentes. Se efectuaron radiografías ortogo-nales (antero-posterior y latero-lateral) a cadapaciente, y se usó la tabla de K. Breitman.

Se seleccionaron 15 pacientes tratados confuentes de Cs-137, presentando en las radio-grafías ortogonales diferentes desvíos en lageometría de colocación, debido a la masatumoral. Uno de ellos es la referencia experi-mental, "fantoma antropomórfico de pelvis"

(de Almeida C. et al. 1996), que contiene fi-jos en su interior los puntos "A", "rectal" y"vesical", descriptos por la técnica deManchester, ICRU-38, 1985), con unaplicador tipo Fletcher usado en sistema"afterloading" manual, cargado con fuenteslineales de Cs-137 CDCS-J de 13.5 mmde longitud activa y filtración de 0.5 mm deplatino. Las tablas de dosis están siemprereferidas en términos de (rad/hora), longitudactiva, longitud total y filtración y en distan-cia transversa y perpendicular a las fuentes.El cálculo matemático de localización espa-cial de una fuente se resume en el gráficosiguiente.

Desarrollo geométrico del MCMEl vector FjF2 representa una fuente de longi-tud C cualquier, y P, un punto en el espaciodonde se desea conocer la tasa de dosis. Lossegmentos de la recta QP y QH son respecti-vamente las distancias transversa (X) yperpendicular (Y) al vector F,F2. El vectorPM, con origen en el punto P y extremidaden el punto M, forma con éste un ángulo f.

Por la definición de producto interno de dosvectores se puede escribir:

F,F2. PM= I F,Fj I PMl COS(|> yr = F,F2PM / F F | donde

Y = (FxDx + FyDy + FzDz) / C y

X = J D 2 _ y 2 => D2 = DX2+DY

2+DZ

RADIOTERAPIA

El sistema computarizado Theraplan/TP-11 fue desarrollado por la "TheratronicsInternational Limited", y el software para elplan de cálculo y tratamiento está basado enmétodos desarrollados por J. R. Cuninghan ysu equipo, (1969). Para el tratamiento debraquiterapia intracavitaria, el algoritmo decálculo sigue el método descripto por Youngy Batho. Los datos son introducidos a partirde las mismas radiografías ortogonales delMCM, y por medio de digitalizador.

Resultados y conclusionesSe efectuó la comparación entre el MCM y elsistema computarizado Theraplan/TP-11,donde los valores obtenidos muestran

diferencias porcentuales en la tasa de dosis(cGyh1), en los puntos de referencia de(4 %, A), (3.5 % rectal) y (4 % vesical). Lasdiferencias se deben al método de reconstruc-ción utilizado en los cálculos y a las diferen-cias en los algoritmos entre ambos métodos,mientras que las mismas se encuentrandentro de los límites de ±5%, recomendadospor la AAPM 41, y ICRU 38. El MCM esfácilmente operable y puede ser de utilidadpara hospitales que no dispongan de un pro-grama computarizado para braquiterapiaginecológica.

El gráfico siguiente muestra las diferenciasporcentuales entre las tasas de dosis de losdos métodos y en los puntos analizados paralos 15 pacientes.

1.10

1.00

o

0.90

• !

•

. • • •. • • • ; •

•• • • • • •

• • • • •i • • • •

• • • •

I

•

I

0.00 4.00 8.00Pacientes

12.00 16.0C

• Punto A• Recto

• Vejiga

1ER CONGRESO IBEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Bibliografía1. American Association of Physicists in Medicine (AAPM),"Physical aspects of quality assurance in radiation therapy". AAPMReport 41,1984.

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COMPARACIÓN DE LA DISTRIBUCIÓN DE LOSDESVÍOS EN LAS DOSIS ADMINISTRADAS CON

Y SIN MÁSCARA EN PROCEDIMIENTOSRADIOTERÁPICOS

Sauli dos SantosJúnior*yThomaz GhilardiNettoDepartamento de Física e MatemáticaFFCLRP-USPAv. Bandeirantes, 3900 CEP 14040-901Cidade UniversitáriaRibeirão Preto -SP- Brasil

ResumenPara garantizar que ei limite de error en Iaadministración de la dosis esté dentro dellímite recomendado por el ICRU(l) (el ICRUrecomienda que las dosis administradas en ra-dioterapia estén dentro de un desvío total de± 5%), los servicios de radioterapia mantie-nen programas de control de calidad ydosimetría que garantizan que el rendimien-to del equipo, o fuente, sea conocido conprecisión. Los programas de control de cali-dad preveen, además de la dosimetría decalibración del haz de radiación, dosimetríain vivo para obtener un control aún mayor delas dosis administradas. En la actualidad secuentan con mayores artificios para mante-ner los desvíos dentro de este margen, y unode ellos es el uso de máscaras(2).

El presente trabajo fue desarrollado en unequipo Siemens modelo Gammatron S-80(Co-60) en el Servicio de Radioterapia delHospital das Clínicas de la Faculdade deMedicina de Ribeirão Preto de laUniversidade de São Paulo (HCFMRP-USP),donde se realizan procedimientos deteleterapia.

Palabras claveDosimetría in vivo, desvíos, TLD y másca-ras.

IntroducciónEn procedimientos radioterápicos, losefectos biológicos en tejidos neoplásicos y entejidos sanos, dependen tanto de la dosisabsorbida total como del fraccionamientode la dosis. Variaciones en el fraccionamien-to de la dosis puede resultar en grandes varia-ciones en la dosis total y comprometer de estaforma, la eficacia del tratamiento. Se entien-de por eficacia del tratamiento tanto elcontrol -radical o paliativo- del volumenblanco, como la protección de los tejidossanos, manteniendo una relación riesgo-beneficio.

En teleterapia, la dosimetría es una prácti-ca común cuyo fin es detectar variaciones enla dosis, debidas tanto a desvíos geométricosdel haz como a errores de posicionamientodel paciente, siendo esto último una de lasmayores fuentes de variación entre la dosisprescrita y la dosis recibida por el paciente.

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Es de consenso general que la dosimetríain vivo es indispensable dentro de un progra-ma de control de calidad en los procedimien-tos radioterápicos.

Generalmente, este control es realizado condosímetros termoluminiscentes(3), haciéndo-se las debidas calibraciones, tomando ciertostipos de cuidados para una calibración buenay confiable.

La dosimetría termoluminiscente es unadosimetría relativa. La dosis es determinadapor la comparación entre la respuesta de unadosis con la respuesta de una dosis de refe-rencia (cámara de ionización), que fue irra-diada en un punto donde la dosis es conocidaen forma precisa.

Materiales y métodos

Este trabajo fue desarrollado en el Serviciode Radioterapia del Hospital das Clínicas dela Faculdade de Medicina de Ribeirão Pretode la USP. Se usó una fuente de cobalto(Co-60) Gammatron S-80 Siemens. Fueronusados dosímetros termoluminiscentes(3) LiF(TLD-100) de la Harshaw; estos dosímetrosfueron colocados dentro de soportes deacrílico para alcanzar el equilibrio electróni-co. Este soporte fue construido en un forma-to cilindrico, que recibe el nombre de con-vexo(4), de dimensiones: radio= 4,4 mm ylongitud = 10,0 mm (figura 1); donde fueroncolocados tres dosímetros.

Figura 1: Soporte convexo para tres dosímetros(4).

Los dosímetros fueron calibrados en laenergía de Co-60 de 1,25 MeV (media entrelos dos principales picos de energía). El ren-dimiento utilizado es idéntico al empleado enla rutina del hospital, el cual es calculado deacuerdo con los procedimientos propuestospor la IAEA(5).

El soporte fue fijado en los pacientes concintas adhesivas y siempre en el centro de loscampos, tanto para pacientes que estabanusando máscaras (Posifix-4™ Head Positioner- SINMED BV) como para aquellos que noestaban usándolas. Las medidas fueron colec-tadas sólo en pacientes tratados en la regiónde la cabeza y cuello. La rutina del hospitalno fue alterada en el momento en que los da-tos estaban siendo colectados.

Considerando que los dosímetros fueroncalibrados individualmente, se consigue unpequeño desvío en la respuesta de éstos.

Resultados y discusión

Se tiene que la distribución de los desvíos delas dosis para los pacientes sin máscaras dauna mayor contribución en los desvíos parala dosis prescrita con la recibida (gráfico 1),de acuerdo con el margen permitido por elICRU(l).

En este trabajo, las respuestas de losdosímetros presentan una buena reproduci-bilidad; se comprobó que para exposicionessin el uso de las máscaras se obtuvo unarespueta de calidad inferior, debido a unalocalización inadecuada, no permitiendo unabuena perpendicularidad con el haz, no satis-faciendo, por consiguiente, la condición deequilibrio electrónico.

Gráfico 1. Gráfico de los desvíos en las dosis para pacientessin máscara.

Los desvíos en las dosis, aun con el usode las máscaras (gráfico 2), pueden haber sido

RADIOTERAPIA

ocasionados por varios factores, entre ellos:respuesta del dosímetro, distancia fuente-superficie, decaimiento del Co-60, y el másimportante, la localización del campo.

Gráfico 2. Gráfico de los desvíos en las dosis para pacientesusando máscaras.

Se encontró en 85 % de los pacientes queusaron las máscaras y que fueron sometidosa teleterapia con el Gammatron S-80 (Co-60)que los desvíos entre la dosis prescrita y larecibida estaba dentro de lo permisible,alcanzándose un incremento de aproximada-mente 10 % en términos absolutos.

ConclusionesSe constató que en la gran mayoría de lospacientes sometidos a teleterapia con elGammatron S (Co-60), las dosis aplicadasestán dentro de lo permisible. En los restan-tes, los desvíos encontrados reafirman la ideade que es muy importante hacer uso de lasmáscaras, por haber una mejora sensible enla administración de las dosis, posibilitandoun tratamento de mejor calidad.

AgradecimentosLos autores desean agradecer a la CAPES porel financiamiento de este trabajo.

Cualquier correspondencia dirigirla a:sauli@biomag.ffclrp.usp.br

iín

Bibliografía1. ICRU Determination of absorbed dose in a patient irradiatedby beams of x or gamma rays in radio therapy procedures.Washington, ICRU.

2. Hess CF, Kortmann RD, Jany R, Hamberger A, Bamberg M.Accuracy of Field Alignment in Radiotherapy of Head and NeckCancer Utilizing Indidualized Face Mask Immobilization - ARetrospective Analysis of Clinical- Practice, Radiotherapy andOncology, JAN 1995; 34 (1) : 69-72.

3. Cameron, J. R., Suntharalingan, N., Kenney, G. N.Thermohtminescent Dosimetry, Madison, University of Wisconsin,1968.

4. Santos Junior S, Nicolucci P, Guilardi Netto T. "Avaliação dadistribuição dos desvios de doses administradas em procedimentosradioterápicos". Resumos - XXIENFMC, Junho 1998, 36.

5. IAEA. Absorbed dose determination in Photon and Electronbeams. An International Code of Practice, Vienna, 1987.

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DETERMINACIÓN DE CURVAS DE ISODOSIS ENRADIOTERAPIA USANDO UN DOSÍMETRO DE

AlANINA/ESRFelipe Chen1-2,

Oswaldo Baffa1, Carlos F.O. Graeff'Departamento de Física e Matemática,Universidade de São Paulo-FFCLRP14040-901 Ribeirão Preto-SP. Brasil.2Departamento de Física, Universidadde Panamá, Panamá.

ResumenSe estudió el posible uso de un dosímetro dealanina/ESR en el mapeo de curvas deisodosis en tratamientos normales de radio-terapia. Se fabricó un lote de 150 dosímetroscon base en «na mezcla de DL-alanina en pol-vo (80 %) y parafina (20 %). Cada dosímetrotiene 4,7 mrn de diámetro y 12 mm de longi-tud. Un grupo de 100 dosímetros del lote fue-ron colocados dentro de los 50 agujeros de larebanada 25 del fantoma Rando Man.

La irradiación del fantoma se realizó en dosproyecciones opuestas (AP y PA) en un equi-po de Co-60. Un grupo de 15 dosímetros fuetomado del mismo lote para obtener la curvade calibración en un rango de 1-20 Gy. Des-pués de la irradiación, la señal de cadadosímetro fue medida en un espectrómetro deESR operando en la Banda-X (-9,5 GHz) yla amplitud de la linea central del espectroESR de la alanina fue correlacionada con ladosis de radiación. La curva de calibraciónamplitud-dosis resultó lineal con un coeficien-te de correlación de 0,9996. Las curvas deisodosis obtenidas muestran un perfil bastan-te semejante al compararlas con las curvasteóricas.

IntroducciónEl uso de la alanina como dosímetro se re-monta a 1962 cuando en aquella ocasión seutilizó para mediciones de dosis en profundi-dad en animales (Bradshaw y otros, 1962).

Posteriormente, en 1982, se sugiere el usode compuestos orgánicos sólidos (aminoáci-dos) como dosímetros en vez de sustanciasinorgánicas, para diferentes aplicaciones endosimetría biológica (Regulla y Deffner,1982). El aminoácido alanina ha sido utiliza-do exitosamente como dosímetro para altasdosis de radiación (en el rango de kilogray).La radiación ionizante produce en la alaninaradicales libres estables, los cuales pueden sercuantificados por medio de su espectro deESR, midiendo la amplitud de la línea cen-tral de este espectro, y es esta amplitud la quese correlaciona directamente con la dosis deradiación (Regulla y Deffner, 1982). Además,la alanina posee características deseablescomo dosímetro: respuesta equivalente a te-jido, poco fading, respuesta independiente dela energía por encima de 100 keV, respuestalineal en un amplio rango de dosis. En añosmás recientes, la técnica de dosimetríaAlanina/ESR se ha usado para aplicacionesen radioterapia de electrones de alta energía(Chu y otros, 1989), y en 1993 se reporta elprimer ensayo clínico para determinar, conesta técnica, la dosis de radiación recibida por

RADIOTERAPIA

un paciente (Kudynski y otros, 1993). Másrecientemente, la técnica demostró su utili-dad en mediciones in vivo, durante un trata-miento de braquiterapia con 192Ir (Schaeken yScalliet, 1996). El presente trabajo tiene comoobjetivo estudiar la posibilidad de usar eldosímetro de alanina/ESR para mapearcurvas de isodosis en tratamientos normalesde radioterapia.

Materiales y métodoPreparación de los dosímetrosSe prepararon 150 pastillas en forma cilin-drica con una mezcla uniforme de DL-alaninamás parafina pura. El procedimiento para pre-parar las pastillas fue tomado de Alexandre yotros (1992). Cada pastilla tiene una masanominal de 241 mg con 80 % de DL-alaninaen polvo y 20 % de parafina. Para poderhacer la mezcla, la parafina se raspó y luegose pasó por un tamizador de mesh 32obteniéndose un polvo fino. La forma cilin-drica compacta se obtuvo introduciendo lamezcla dentro de una matriz de acero inoxi-dable con un diámetro interno de 4,7 mm y55 mm de altura. Con la ayuda de un pistóncon escala milimétrica grabada en él, se com-primió la mezcla manualmente con una pren-sa hidráulica hasta obtener una longitud de12 mm para la pastilla. Con estas dimensio-nes, el volumen y densidad nominales de cadapastilla fueron de 0,21 cm3 y 1,16g/ cm3

respectivamente. Para facilitar la manipula-ción de las pastillas se rociaron con barniz.

Irradiación de los dosímetros

Del fantoma Rando Man, fue retirada la re-banada 25, la cual tiene un espesor de aproxi-madamente 2,5 cm y 50 agujeros; cada agu-jero con un diámetro aproximado de 4,5 mm.

Esto dio para colocar dos dosímetros poragujero, de tal forma que se necesitaron 100dosímetros para rellenar completamente larebanada. El fantoma fue acostado en la cama,simulando un paciente, e irradiado con uncampo de 10 xlO cm, distancia fuente-piel de

80 cm y en dos proyecciones opuestas: AP yPA, con una fuente de Co-60 Gammatron-SSiemens. La tasa de dosis fue de 0,502 Gy/min y el tiempo de irradiación de 20 min paracada proyección, dando una dosis total aproxi-mada de 10 Gy en el centro de la rebanada.Los dosímetros de calibración fueron irradia-dos usando una capa de build-up de Lucita de0,4 g/mm2, bajo las mismas condiciones, peroen una sola proyección, en una rango dedosis de 1-20 Gy. La temperatura mediade irradiación fue de 23 °C. La irradiaciónfue realizada en el Servicio de Radioterapiadel Hospital Das Clínicas de la Facultad deMedicina de Ribeirão Preto, Universidad deSão Paulo.

Lecturas de ESR

Las señales ESR de pastillas irradiadas y noirradiadas fueron medidas en un espectró-metro VARÍAN E-4 funcionando en laBanda-X (~9,5 GHz), y equipado con unacavidad resonante rectangular, modelo E-231,operando en el modo TE!02. Los parámetrosde operación del espectrómetro se escogie-ron para optimizar el registro de los detallesdel espectro ESR. La frecuencia de modula-ción fue de 100 kHz y la amplitud de modu-lación de 0.25 m i La potencia de microondasfue de 50 mW; este valor fue escogido des-pués de hacer un gráfico de amplitud de laseñal vs. raíz cuadrada de la potencia; aun-que algunos autores reportan el uso de poten-cias más bajas (Arber y otros, 1991), en nues-tro caso, esta potencia (50 mW) fue la quedio la mejor señal sin alcanzar la saturación.El campo magnético central Ho fue de 325mT, y para registrar el espectro completo, seusó un barrido de campo DH de 20 mT. Eltiempo de barrido fue de 2 min, y se hicieron10 barridos para cada pastilla. La sensibili-dad del espectrómetro fue mejorada con laadaptación de un amplificador lock-in(EG&G DSP Lock-in Amplifier, model7260), empleando los parámetros de detec-ción: 100 kHz, 500 ms de constante de tiem-po, y 500 mV en sensibilidad. La frecuencia

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

de microondas se midió con un contadordigital HP modelo 5350B. Estos instrumen-tos fueron controlados por medio de una GIPBy la adquisición de los datos fue realizada conuna microcomputadora PC-Pentium 100.El posicionamiento de la muestra dentro dela cavidad es crítico en la toma de espectrosde ESR conllevando a variaciones si no setiene cuidado al colocar la muestra. Paramejorar lo anterior, se colocó la pastilla dentrode la cavidad con ayuda de un tubo de cuarzo.Todas las mediciones se realizaron a tempera-tura ambiente (25 °C).

Resultados y discusiónLa figura 1 muestra un espectro de ESR, típi-camente conocido, de una pastilla de alaninairradiada (10 Gy), mostrando sus cinco líneascaracterísticas, que representan la estructurahiperfina debida a la interacción equivalente,de los momentos magnéticos de cuatroprotones con el momento magnético del elec-trón no apareado en el radical libre predomi-nante a temperatura ambiente. Para propósi-tos de dosimetría, la amplitud (h) de la líneacentral del espectro se correlaciona con la do-sis de radiación y se interpreta como la "lec-tura" del dosímetro.

La dependencia de la amplitud de la líneacentral del espectro ESR de la alanina con lapotencia de microondas fue estudiada y semuestra en la figura 2. La figura 3 muestra lavariación de la anchura de la línea central delespectro con la amplitud de modulación delcampo magnético. Se escogió una modula-ción de 0,25 mT para asegurar que no exis-tiera deformación del espectro.

1,2x10 -

1.2x10"-

| 1.1X10"-

.5= 1.1x10"*-

m t .Ox io" 4 -

03 , '-O 9,5x10*-

« . •

UJ 9,0x10 -

H 8.5X10"1-

W S.0x104-

Figura 1

La curva de calibración de los dosímetros(figura 4) muestra una relación lineal entre laamplitud neta de la línea central del espectroy la dosis, con un coeficiente de correlaciónde 0,9996. La amplitud neta se obtuvo res-tándole a la lectura de los dosímetros irradia-dos, la lectura de los dosímetros sin irradiar.Esta lectura de los dosímetros sin irradiar re-presenta una dosis residual de 0,6 Gy.

Figura 2

ce< " , A

re M -

A

-g 0,0 0,2 0,4 0,6 0,8 1,0 1.2 1,4 1,6 1,8

< Amplitud de modulación del campo (mT)

La lectura de los dosímetros colocados enla rebanada 25 fueron transformados a dosiscon ayuda de la figura 4. Colocando estos va-lores de dosis en la matriz de puntos de larebanada (figura 5), se obtiene la distribuciónpresentada en la figura 6. De esta últimafigura se nota que la distribución de la dosises bastante uniforme en el volumen de irra-diación. Se construyó un gráfico de superfi-cie tridimensional, y luego un gráfico decontorno con proyección en el plano X-Y,obteniéndose la figura 7. En la figura 8 sepresentan curvas teóricas. Si se comparan lasfiguras 7 y 8, vemos que ambas presentan unperfil de distribución de dosis bastantesemejante.

Figura 3

O. 1.2-

H0 0,8-

11 0.6-

320 325 330

Campo Magnético(mT)

JrX

lA

! 0,4 0,6 0.8 1.0 1,2 t,4 1,6

Amplitud de modulación del campo (mT)

RADIOTERAPIA

6 . 0 x 1 0 s -

3 4,0x10'5"

Figura 4

Curva de Calibración

Dosis de radiación (Gy)

Figura 5

Figura 7

2 4

Posición X del agujero (u.a.)

Figura 6

22 -

20-

18-

16-

I»-> 12-

•o(0 10-c| 8-Q

4 -

2 -

•

•

• •

•

•

•

•

•

•

•

•

•

Distribución de la dosis en larebanada 25. Puntos de igualtamaño, igual dosis. Mayortamaño, mayor dosis.

•

•

• • • •

•

•

0 2 4 6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26 28

Coordenada X (cm)

Distribución puntual de la dosis en la reba-nada. Se observa una distribución bastanteuniforme en el volumen de irradiación (cam-po 10 x 10 cm).

Perfil de curvas de isodosis para la rebana-da de la figura 5. Los números indicados enlas curvas representan dosis. La discontinui-dad en las curvas es debida a la cantidad deagujeros en la rebanada. Si existiesen másagujeros, tal vez las curvas se suavizarían aúnmás.

Figura 8

Curvas de isodosis teóricas (proyección APy PA). Tomada de R. K. Hobbie, IntermediatePhysics for Medicine and Biology, 2a. ed.1988.

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

ConclusionesLos dosímetros de alanina-parafma fabrica-dos y colocados en la rebanada 25 permitenla construcción de perfiles de curvas deisodosis en un tratamiento simulado de radio-terapia. El procedimiento de dosimetríaalanina/ESR empleado, permite medir la do-sis después de varias sesiones de radioterapiao después de concluido el tratamiento, pudién-dose de esta manera, hacer un control de cali-dad de la dosis, parcial o total, aplicada en untratamiento simulado. El inconveniente queexiste es que no pueden medirse dosis meno-res de 1 Gy ya que la dosis residual es de0,6 Gy. Actualmente se están estudiandomodificaciones al procedimiento de medidaen ESR, y al método de preparación de laspastillas, con el objetivo de mejorar la sensi-bilidad para que dosis aún más bajas puedanser medidas.

AgradecimientosAl Dr. Marcos Vasques, por permitir el usode la fuente de Co-60 del Servicio de Radio-terapia del Hospital Das Clínicas de la Facul-tad de Medicina de Ribeirão Preto, Universi-dad de São Paulo. Uno de los autores deseaexpresar su gratitud al Programa UNIPAN-BID de la Universidad de Panamá, por el apo-yo financiero ofrecido, sin el cual, no hubie-se sido posible su estadía en la Universidadde São Paulo. A la CAPES y a la FAPESPpor el fmanciamiento parcial.

Bibliografía1. Alexandre A. C , Baffa 0., Nascimento 0. R. (1992). "TheInfluence of Measurements and Storage Conditions on Alanine/ESR Dosimeters", in Appl. Radiai, hot., 43,1407.

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5. Kudynski R., Kudynska J., Buckmaster H. A., (1993). "TheApplication of EPR Dosimetry for Radiotherapy and RadiationProtection", in Appl. Radial hot., 44,903.

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7. Schaeken B., Scalliet P., (1996). "One Year of Experience withAlanine Dosimetry in Radiotherapy", in Appl. Radial, hot, 47,1177.

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EVALUACIÓN DE LA PROTECCIÓNRADIOLÓGICA Y PROPUESTA DE UN PGC ENASPECTOS FÍSICOS PARA UNA INSTALACIÓN

DE ROENTGENTERAPIALuis Manuel García

Reyes*', Ileana Silvestre2,Rodolfo A. Laguardia3,Adelaide de Almeida''Depto. de Física e Matemática,Universidade de São Paulo-FFCLRP,Brasil. 2Hospital C. Q. "HermanosAmeijeiras", Cuba. 'Instituto Nacionalde Oncología y Radiobiología, Cuba

ResumenEl presente trabajo fue realizado en una pri-mera etapa en el Hospital C. Q. "Hnos.Ameijeiras" de Cuba y su objetivo en esta fasees presentar al Órgano Regulador (OR) la do-cumentación para obtener la LicenciaInstitucional de Explotación (LE) de un equi-po de roentgenterapia, de acuerdo con la"Colección de Seguridad del OIEA No. 115"y proponer el Progama de Garantía de Cali-dad (PGC) en los aspectos físicos que se apli-cará en esta práctica. Para obtener la LE seconfeccionó un informe de seguridad, un ma-nual de seguridad y un plan de emergenciaradiológica. Para la confección del PGC seestableció el estado de referencia del equipo(ER), realizando las pruebas que determinanel valor o la estabilidad de los parámetros fí-sicos involucrados en el tratamiento median-te la adaptación de protocolos internaciona-les, principalmente el de "Garantía de Cali-dad en Radioterapia", derivado del ARCALXXX. En una segunda etapa se aplicaron algu-nas de las experiencias adquiridas, en el Hospi-tal "Das Clínicas" de la ciudad de Ribeirão Pretoen Brasil.

Como resultados más importantes setienen que se reanudó el Servicio deRoentgenterapia del Hospital "Hnos.Ameijeiras" y se confeccionó el PGC que re-girá esta práctica. Además se obtuvieron cur-vas de porciento de dosis en profundidad(PDP) para rayos X de bajas energías. Se pro-ponen procedimientos para el control deparámetros como el PDP, la dosis absoluta yla capa hemirreductora (CHR). Con este tra-bajo se pone en práctica el cumplimiento deuno de los objetivos fundamentales del Pro-yecto ARCAL XXX relacionado con la ga-rantía de calidad en radioterapia, extendien-do su aplicación a países del área latinoame-ricana.

IntroducciónLa aplicación de la roentgenterapia con equi-pos de bajas energías es de gran importanciaen el tratamiento de lesiones superficiales.Para la realización de este tipo de práctica serequiere de la autorización de un órganonacional competente, que asegure que los pro-cedimientos que se llevarán a cabo garanti-

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

zarán la protección radiológica (PR) deltrabajador ocupacionalmente expuesto (TOE),del paciente, del público y del medio ambien-te. Unido a los procedimientos de esta regla-mentación debe desarrollarse un PGC paradisminuir la incidencia de los errores que seacumulan desde el diagnóstico médico hastala aplicación del tratamiento.

El presente trabajo fue realizado en una pri-mera etapa en el Hospital C. Q. "Hnos.Ameijeiras" de Cuba con los propósitos de:presentar al OR la documentación paraobtener la autorización para operar un equi-po de roentgenterapia marca RT-100 (Philips),desarrollada de acuerdo con la "Colección deSeguridad del OIEA No. 115"; establecerel estado de referencia del equipo y proponerel PGC de los aspectos físicos que formaráparte del PGC de este servicio de terapiasuperficial. En una segunda etapa se aplicanalgunas de las experiencias adquiridas, en elHospital "Das Clínicas" de Brasil, con elobjetivo de extender su aplicación a paíseslatinoamericanos.

Materiales y métodosLicénciamiento de la prácticaPara la solicitud de la LE se elaboraron:el Informe de Seguridad, el Manual de Segu-ridad Radiológica y el Plan de EmergenciaRadiológica.

En el Informe de Seguridad se realiza unaevaluación de los principios y criterios de se-guridad aplicables, información detallada ysuficiente del diseño y explotación, así comolos análisis de seguridad que demuestran quese cumplen con los principios y criterios an-tes mencionados. En este documento se des-cribe la instalación desde el punto de vistadel trabajo que en ella se desarrollará, asícomo su flujo tecnológico; se presentan losplanos arquitectónicos de la instalación; seidentifican los sistemas y componentes im-portantes para la seguridad; se realiza unaevaluación de la seguridad teniendo en cuen-ta aspectos de diseño y funcionamiento delequipo; se confecciona el Programa de Segu-

ridad Radiológica teniendo en cuenta princi-pios de organización y gestión, selección yentrenamiento del personal y los mecanismospara establecer el control radiológico dedosis ocupacional y del público; se clasificanlas zonas desde el punto de vista radiológico;se estima que la dosis efectiva para los TOEserá de 6 mSv/año y que el nivel de investi-gación será de 1,5 mSv/trimestre; se presen-tan los resultados de la calibración del equi-po; se realiza un monitoreo de zonas con elsistema dosimétrico FH40F2 No.006757; secomprueba el blindaje de la instalación y sedesarrolla un plan para la seguridad física.

En el Manual de Seguridad Radiológica seelaboran las instrucciones y procedimientosadecuados para reducir las exposiciones mé-dicas, ocupacionales y del público a valorestan bajos como razonablemente puedaalcanzarse. Éstos incluyen: procedimientos einstrucciones de PR (instrucciones para la vi-gilancia radiológica individual, instruccionesgenerales, procedimiento para el monitoreoradiológico y clasificación de zonas, proce-dimiento para la evaluación de la exposiciónindividual y procedimiento para la calibraciónde equipos de medición de radiacionesionizantes), procedimientos administrativos(procedimiento relativo a la ejecución deauditorías internas en la entidad, procedimien-to de restricción de acceso a las zonascontroladas y procedimiento para la evalua-ción y capacitación del personal), procedi-mientos de operación (procedimiento para ladeterminación de la CHR y la calibración,procedimiento de vigilancia, reparación ymantenimiento de elementos, sistemasy componentes importantes para la seguridady procedimiento para la operación del equi-po) y procedimiento para casos de emergen-cia. Además se establece la realización de lossiguientes registros: exposición ocupacional,exposición médica, exámenes médicos de losTOE, resultados de las calibraciones y lascomprobaciones periódicas de los parámetrossignificativos de la instalación, resultados delos exámenes de conocimientos a los TOE,vigilancia radiológica de zonas y puesto de

RADIOTERAPIA

trabajo, tipos de reparación y mantenimientodel equipo, modificaciones en el local, repor-tes de investigación de accidentes e inciden-tes, auditorías y estudios del programa deseguridad de la instalación, certificados de au-torización e informes de inspección emitidospor la autoridad competente y pruebas ycalibraciones de los instrumentos de PR.

En el Plan de Emergencia Radiológica seidentifican los posibles incidentes y acciden-tes radiológicos que pueden acontecer, asícomo las medidas que deben ser adoptadaspor cada uno de los factores que se prevé queintervendrán en cada una de las situacionesde emergencia creadas y el aseguramientonecesario para garantizar la efectividad de lostrabajos de liquidación y mitigación delas consecuencias.

Estado de referencia del equipoLa determinación del ER es imprescindiblepara la aplicación del PGC debido a que lastolerancias establecidas en los procedimien-tos que lo rigen están referidas a este estadoinicial del equipo.El ER se determinó para:

•Elementos de seguridad: el funcionamien-to de los indicadores del panel de mando, delinterruptor de radiación en el panel de con-trol, del sistema de filtros y conos intercam-biables, de los movimientos y frenos del so-porte del tubo y del sistema de refrigeración.Además la determinación del valor de radia-ción de fuga del tubo emisor.

•Parámetros dosimétricos: determinaciónde la dosis de referencia, la CHR, la planitudy simetría del campo y las curvas de PDP.

•Parámetros del temporizador: determina-ción de su exactitud, reproducibilidad,linealidad y corrección por tiempo efectivode irradiación.

Para evaluar los elementos de seguridad serealizó una inspección visual de la instalación.Además mediante la irradiación de películasradiográficas, con el potencial máximo deoperación aplicado y la ventana del cabezal

bloqueada con un filtro de plomo, se deter-minó si existían puntos de fuga de radiación.También se midió la tasa de dosis equivalen-te a un metro del cabezal del equipo y en lazona donde fue bloqueado el haz, obteniendoun valor de 0,005 Sv/h.

Para la realización de las mediciones parala determinación de los parámetros dosimé-tricos se empleó una cámara de ionizaciónplano paralela tipo TW23342 (0.2cc), acopla-da a un electrómetro PTW-UNIDOS. Paracomprobar la estabilidad de las medicionesde este sistema se diseñó y construyó un in-serto para la cámara que pudiera acoplarse auna fuente de referencia, garantizando de estamanera una geometría fija y reproducible quepermitió establecer una lectura de referenciay su comprobación antes de realizar lasmediciones.

Se determinó la CHR para todas las cali-dades de uso clínico, utilizando la geometríapropuesta en (7). Para garantizar esta geome-tría y reproducirla a cada tiempo establecido,con el fin de realizar comparaciones de lacalidad del haz con el ER, se diseñó y cons-truyó un dispositivo de madera.

Este set-up fue validado mediante la reali-zación de una radiografía de control ubicadaen la parte posterior de la cámara. Los filtrosutilizados fueron de aluminio con una purezade 99,8 %. Los resultados obtenidos se mues-tran a continuación:

Parámetros detrabajo

30 kV, 10 mA55 kV, 10 mA70 kV, 10 mA100 kV, 8 mA

CHR (mmAl)

0,220,841,322,26

Para la determinación de la dosis absorbi-da de referencia, fue necesario comprobar elfactor de calibración de la cámara deionización empleando un sistema de mediciónque constituye un patrón secundario, forma-do por cámara de ionización NE-2536/3 y elelectrómetro NPL.

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Para todas las calidades se realizó la cali-bración en aire siguiendo las recomendacio-nes que para los rayos X de bajas energíaspropone el "Tecnical Reports Series 277,OIEA". Además se calibró según el "Code ofPractice for the Determination of AbsorbedDose for X Rays Below 300 kV GeneratingPotencial", donde para haces de radiación conCHR entre 0,035 y 1 mm Al se propone lacalibración en la superficie de un maniquí.Dentro de este rango se encuentran las cali-dades correspondientes a 30 y 55 kV de esteequipo. Además se realizaron los cálculos dedosis absoluta a partir de la dosis medida paraconos que se establecieron como referencia,según la siguiente expresión:

B,., _w, cono w, cono ref.

B,(1.1)

', cono ref.

donde B es el factor de retrodispersión.A partir de la comparación de estos resul-

tados con los totalmente obtenidos de formaexperimental, se determinaron aquellos conosque presentan variaciones en su estado físi-co, por lo que en las calibraciones cuando ellosson utilizados no puede emplearse la ecua-ción (1.1).

La determinación de las curvas de PDP esotro aspecto importante debido a que existepoca literatura que reporta estos valores pararayos X de bajas energías. También porquelos datos publicados muchas veces no serefieren a las calidades y tamaño de campode uso clínico en la entidad. Además porqueestos valores han sido obtenidos a partir dereportes de varios países, con diferenciasentre ellos de hasta 10 %, fundamentalmentepara los potenciales de trabajo más bajos ylos tamaños de campo más pequeños. Por es-tas razones se recomienda que de existir elequipamiento necesario, se determine el PDPen cada unidad asistencial, de lo contrario seutilicen los datos publicados para las calida-des más próximas a las de trabajo (11). Debi-do a que este es un trabajo que demanda mu-

cho tiempo y es muy costoso, se sugiere queestas curvas se obtengan una vez en la vidaútil del tubo (5) y luego se realicen controlessucesivos de su constancia.

En este trabajo se construyeron estascurvas empleando un maniquí de aguaacoplado a una interfase con una computado-ra que mediante un software permite elmovimiento automático de la cámara haciadiferentes profundidades. Los valores se com-pararon con los publicados en "Central AxisDepth Dose Data for Use in Radiotherapy:1996", obteniendo discrepancias de hasta9 % para los potenciales de trabajo más bajosy los tamaños de campo más pequeños.

Además se realizaron mediciones en unmaniquí plástico, para obtener valores de re-ferencia que puedan ser empleados en la com-probación de la CHR, de la dosis de referen-cia y de las curvas de PDP.

Para determinar la planitud y simetría delcampo se irradiaron películas radiográficas enun tiempo de 0,02 min y se midió un valorproporcional a la densidad óptica (DO) encuatro puntos equidistantes de la posición quedetermina el eje central del campo de radia-ción, en las direcciones paralela y perpendi-cular al eje ánodo-cátodo, determinando unárea de 80 % del tamaño geométrico del cam-po. Se calculó la planitud como la razón en-tre la diferencia de la DO . y la DO . y su

max J nun J

suma, expresado en porciento. La simetría secalculó como el promedio de las divisionesde las densidades ópticas de los puntos extre-mos (8).

Para la determinación de la exactitud,reproducibilidad, linealidad y la correccciónpor tiempo efectivo de irradiación deltemporizador se aplicaron los protocolospropuestos en (8). Es importante tener encuenta, en la determinación del tiempo detratamiento del paciente, el valor de la correc-ción por tiempo efectivo de irradiación, puespara equipos de rayos X el temporizador pue-de comenzar a contar antes de que el poten-cial sea aplicado completamente al tubo.

RADIOTERAPIA

PGC en aspectos físicos

Se realizó una valoración de la existencia, enel Hospital, de ciertos requisitos mínimos quese deben tener para la implementación de unPGC. Estos incluyen la disponibilidad de unainstalación y de equipamiento adecuado, deequipos medidores de radiación, de sistemasde planificación de tratamientos y de nivelesde personal profesional cualificado. Ademásque la operación del equipo se base en elcumplimiento de regulaciones nacionales. Seidentificaron los mecanismos necesarios paracorregir las desviaciones de los parámetrosque puedan ir en detrimento del paciente ylos mecanismos de retroalimentación para quela experiencia adquirida pueda utilizarse tantopara corregir deficiencias como para mejorardistintos aspectos del proceso. Se partió deque la entidad tiene un total interés en laaplicación del PGC, aspecto necesario paragarantizar los medios suficientes, tanto estruc-turales como materiales, para mejorar lacalidad del tratamiento. Se sentaron las basespara la formación de un equipo de garantíade calidad y de un comité de garantía decalidad. Además se propusieron diferentesmecanismos de auditoría del programa.

Se desarrolló un sistema de procedimien-tos que rige la realización de las distintas prue-bas de control de calidad teniendo en cuentatodas las experiencias adquiridas durante elestablecimiento del ER. Se estableció la rea-lización de las pruebas con frecuencia diaria,mensual y anual, en dependencia de la rapi-dez con que el parámetro evaluado puedecambiar. Las tolerancias establecidas debeninterpretarse de una forma tal que debe to-marse alguna medida o acción correctiva si:(a) la medición del parámetro correspondien-te excede el valor tabulado; o (b) la variaciónporcentual del parámetro excede el valor es-tablecido. Estos valores de tolerancia fuerontomados de (8), teniendo en cuenta que estánestablecidos de forma tal que garantizan una

Pruebas con frecuencia diariaPruebaSeguridadIndicadores del panel de mandoSist. filtros y conos intercambiablesMov. y frenos del soporte del tuboSist. de refrigeración

Pruebas con frecuencia mensualPruebaDosimetríaConstancia de Dosis de ReferenciaConstancia de la CHR

Constancia de planitud y simetríaConstancia de PDPPruebas con frecuencia anualPruebaSeguridadRadiación de fuga:Tasa de dosis equiv. a i m del focoDosimetríaDeterminación dosis de referenciaConstancia de dosis de referenciaDeterminación de la CHRConstancia de la CHRTemporizadorExactitudReproducibilidadLinealidadCorrección tiempo efectivo de irrad.

Toleranc.

FuncionaFuncionaFuncionaFunciona

Toleranc.

3 %2 %

3 %3 %

Toleranc

0.01 Sv/

3 %3 %2 %2 %

0,4 s2 %2 %2s

La manera de realizar estas pruebas y losresponsables de ello se establece en unmanual de procedimientos.

ConclusionesLa realización de este trabajo permitió reanu-dar el sevicio de roentgenterapia del Hospital"Hnos. Ameijeiras". La obtención de la LEatravés de la aplicación de la "Colección deSeguridad del OIEA No. 115" es una expe-riencia práctica que acelera el establecimien-to de nuevas exigencias en la regulaciónnacional cubana y la interrelación necesariaentre la física médica y la PR.

Desde el punto de vista de la PR se reco-mienda que se implemente un PGC queincluya aspectos de dosimetría in vivo, comoparte de la protección al paciente.

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Con la construcción del inserto para lacomprobación de la estabilidad del sistemade medición, la construcción del set-up paraestablecer y reproducir la geometría paradeterminar la CHR y la elaboración deprocedimientos de control de la constanciade la CHR, de la dosis de referencia y del PDP,se solucionaron problemas muy frecuentes enhospitales que muchas veces imposibilitan eltrabajo. Se le dio una utilización sistemáticaa maniquíes plásticos difundidos en país,mediante el establecimiento de estos proce-dimientos de control de constancia. Se obtu-

vieron por primera vez en Cuba curvas dePDP para rayos X de bajas energías. Estasserán utilizadas por varios hospitales del paísdonde se trabaja con equipos con calidadesde radiación muy parecidas a las del Hospital"Hnos. Ameijeiras". Además éstas seránempleadas en el Hospital "Das Clínicas" dela ciudad de Ribeirão Preto de Brasil. Coneste trabajo se pone en práctica el cumpli-miento de uno de los objetivos fundamenta-les del Proyecto ARCAL XXX relacionadocon la garantía de calidad en radioterapia ysu extensión a países latinoamericanos.

Bibliografía1. OIEA (1996). Sttfety Series, no. 115.

2. CNSN, Cuba (1995). Reglamento de Seguridad. Autorizaciónde prácticas asociadas al empleo de radiaciones ionizantes, TIL

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4. OIEA, CNSN, CPHR ( Cuba, 1998). "Curso de capacitaciónen grupo sobre notificación, registros, licencias y control defuentes de irradiación".

5. Díaz J., Gutt E , Padilla M , Cañizales L. (1998). Protocolopara el control die la calidad y calibración de equipos de rayos Xpara energías emite 10 y 300 keV.

6. OIEA (1997). Técnica! Reports Series, no. 277. Absorbed DoseDetermination ¿K Photon and Electron Beams An InternationalCorle of Practice, second edition.

7. OIEA (1970). Teenical Reports Series, no. 110. Manual ofDosimetry in Radiotherapy.

8. OIEA (1998). Control de la Calidad de Aspectos Físicos enRadioterapia.

9. OIEA (1994). Tecnical Reports Series, no. 374. Calibration ofDosimeters Used in Radiotherapy.

10. Nahum (1995). Code of Practice for the Determination ofAbsorbed Dose for X Rays Below 300 keV Generating Potencial.

11. BRJ Supplement 25. Central Axis Depth Dose Data for Usein Radiotherapy, pp. 29-38.

AgradecimientosA: Hospital "Hnos. Ameijeiras", INOR, ISCTN, CNSN y CPHRde Cuba.

A: USP/RP/DFM y Hospital "Das Clínicas" de Brasil.

MX9900159

PRE-CLINICAL EVALUATION OF A DIODE-BASEDIN VIVO DOSIMETRY SYSTEM

Guillermo Trujillo, B.Sc.National Oncology Institute, Havana,CUBAGeoffrey Ibbott, Ph.D.University of Kentucky Medical Center,USA

AbstractDiode detector systems are routinely used ina number of departments for the qualityassurance of the delivered dose in radiationoncology(l ,2 ,3 ,4 ,5). The main advantageof diode detectors for in vivo dosimetry (overTLDs, film dosimetry, ionization chambers)is that results are immediately available in realtime, do not need external bias voltage andare more sensitive for the same detectionvolume than ionization chambers therebyallowing a direct and immediate check of thetreatment accuracy. Also, is important tomention that is possible to obtain differentaccuracy levels. For example, in the case ofthe measurements designed for evaluating thedosimetric accuracy of a new treatmenttechnique for dose escalation studies theaction level should be tighter (the order of2 % to 4 %, 2 standard deviations) than forroutine measurements aiming to discover andcorrect for errors in the treatment of indivi-dual patients (±5% - 10 %) or to avoidmisadministrations (10%-15 %).This workdescribes the calibration method adopted andthe evaluation of the accuracy and precisionof in vivo dosimetry at Co60 and 23MVphoton energies.

Extensive phantom measurements weremade to determine the influence of physicalconditions on the diode response. Parametersinvestigated included diode linearity, leakage,and measurement reproducibility, as well asthe field size, SSD, and angular dependence.The practical consequences of thesemeasurements are reported.

There is still some controversy as towhether in vivo (diode) dosimeters arerequired for routine quality assurancepurposes. Our work has shown that whilecare must be taken in choosing and handlingdiode detector systems they are able toprovide an efficient and effective method ofensuring the dose delivered to the patientduring treatment is within acceptable limits.

Materials and methodsDescription of detector systemThe system employed here was an IVD 1131dosimeter from Sun Nuclear Corporation witha set of two n-type "special" semiconductordiode photon detectors ISORAD (SunNuclear Corporation) for measurements onCo60 photon beams and a set of two p-typesemiconductor diode photon detectors EDP-20 (Scanditronix Medical Systems) formeasurement on 23MV linac photon beams.The diodes were connected to a 4 channelmicroprocessor-controlled mobile electrometerwith provision for 4 diodes. The electrometerwas positioned in the treatment room andlinked by fiber-optic cables to a computer anda display unit placed at the console area.

The calibration procedure

The first step in diode dosimetry is to assessand verify diode basic characteristics likesignal stability after irradiation, intrinsicprecision, influence of dose, dose-rate,temperature, energy and directional effect.

JFR CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

There are some problems associated withthe calibration of the detector for exitdose measurements and our attentionfocused on entrance dose calibration. Exitdose calibrations are complicated by thereduced backscatter radiation, but the mostimportant factor in not considering exitdose measurement is that in a very busydepartment, performing both entrance andexit dose measurements may increase theoverall treatment time by an unacceptableamount. It is therefore felt that the first stepin enhancing the QA program would beto carry out in vivo dosimetry using onlyentrance dose measurements. After someexperience and feedback the process could befurther improved by incorporating bothentrance and exit dose measurements.

In order to be able to convert the signal Rsc

of the diode into a dose D, a calibration fac-tor Fcal was determined.

F , = D / Rcat sc

This calibration was performed in a waterphanto~i and a polystyrene solid phantomby comparing the signal of the diodes onthe surface of a flat phantom to those ofa calibrated thimble type ionization chamberat d .

max

For the C06O beams the entrance dosecalibration was carried out in the water phantomwith the calibrated ionization chamber at depthof 5 cm. The percent depth dose (%DD) frommeasured data and/or BRJ256 was used to getthe dose at d . This dose was converted usingthe inverse square correction to estimate the doseto the diode placed on the surface of thephantom. On the other hand, in the linac 23 MVphoton beams the measurements were made onthe solid polystyrene phantom this time with theionization thimble type chamber at depth of dmax.

The Fcal was determined under referenceconditions. These were, field size of 10 cm x10 cm at the phantom surface positioned atthe isocenter with an 80 cm SSD for theTheratronic 780C (Theratronics InternationalLtd.) Cobalt unit and under 100 cm SSD forthe MEVATRON KD2A (Siemens, Inc.)

Correction factors

The influences of collimator opening, SSD,the presence of wedges and trays, anddirectional dependence on the semiconductorsignal was studied.

After determining correction factors (CF)to account for these effects, the semiconductorsignal can be converted to measured dose forthe different treatment conditions met inclinical practice.Measured dose = R c x Fcal x (CFco] x CFssd x CFwedge x

CFtray)

The correction factors (CF) were given bythe ratio of the readings of the ionizationchamber and semiconductor detector undervarious conditions (e.g., wedged fields, trayin the beam, etc.) divided by the same ratiofor the reference conditions (e.g., open field,10 cm x 10 cm at SSD = 80 cm or SSD = 100cm according to the diodes and machineused).

Results and discussionsDiodes have some basic characteristics thatshould be known before they are used inclinical practice as was mentioned above.Characteristic: Firstly the stability of thediode's signal was monitored after irradiationfor a time corresponding to that encounteredin clinical practice. The drift was 0.5%(ISORAD) and 0.4% (EDP-20), respectivelyin 1 hour.Practical consequence: Diodes and associatedelectrometer should have a drift less than 1%in the time range encountered for clinicalapplication.Characteristic: The precision of the systemwas gauged by measuring the reproducibilityof the diode signals for 10 consecutiveirradiations. A dose of 200 cGy was deliveredby the Co60 beam with a precision of ±5 %.hi this beam the reproducibility of the signalfrom the 2 ISORAD diodes was 0.35% and0.27 % standard deviations, respectively. Thereproducibility measurements of the EDP-20diodes were carried out on a 23MV linac

RADIOTERAPIA

photon beam for 200 monitor units getting aresult of 0.23 % and 0.19 % standard deviations,respectively. This is a characterization of howprecise the system is. Also, the error withreference to the dose measured for the ionizationchamber was 0.5% which is an indication ofthe accuracy of measurements with the system.Practical consequence: Usually the standarddeviation for a diode-based in vivo dosimetrysystem should be less than 1%.Characteristic: The response variation withdose has been shown to be proportional to theabsorbed dose. (Figures 1 and 1 A)Practical consequence: No correction forlinearity of the signal is necessary in the doserange of our application.Characteristic: The influence of doseaccumulated over the lifetime of the diode hasbeen described (7). According to the technicalmanual of the ISORAD diode types(8) after1500 treatments of 200 cGy, for a total of300,000 cGy of radiation exposure theytypically lose less than 6% of their originalresponse. This level of tolerance to radiationdamage (sensitivity drop with accumulateddose effect) will assure a high degree ofreproducibility in output even after substantialaccumulated dose. Scanditronix recommendsa monthly calibration verification of its diodesEDP-20 type to account for this effect.Practical consequence: Calibrations due toradiation damage will be scheduled whenresponse variations become more than 3%.Characteristic: The ISORAD diode detectorshave a typical sensitivity variation withtemperature (SVWT) coefficient of 0.1% per°C and the EDP-20 diodes less than 0.5%.Practical consequence: As long as the SVWTremains smaller than 0.4% per °C, notemperature correction is needed for in vivodosimetry.Correction factors analysis

- When the SSD decreases, the number ofcontaminating electrons and low energyphotons able to reach the semiconductor islarger and the ratio of the ionization chamberreading and the semiconductor readingdecreases. (Figures 2 and 2A)

- For large collimator sizes, the contaminationof the primary beam due to electrons and lowenergy photons born in the machine head,increases the surface dose and decreases thedepth of the maximum dose, (figures 3 and3A)- Constructional anisotropies in the dioderesult in sensitivity variations as a functionof the angle between the central beam axisand the symmetry axis of the diode (diodelong axis) and of the build-up cap. Relativeresponses of diodes with angle are shown .(figures 4, 4A, 5 and 5A)From the graphs we know this kind of diodemust be taped on the patient skin with its longaxis (symmetry axis) perpendicular to therotation plane of the gantry.Practical consequence: Directionaldependence of diode response may be ofimportance when large angles may have tobe dealt with, like in tangential fieldirradiation technique for breast or chest wall.It is of importance when off-axis irradiationis intended to be performed.Practical consequence: When beammodifying devices such as wedges and traysare used, not only the beam contamination butalso the dose rate is modified and a correctionfactor has to be applied. (Tables I and II)

ConclusionsIn order to obtain a high accuracy, it isnecessary to verify and determine regularlycalibration factors under reference conditionsand to assess different sets of correctionfactors. Using these correction factors, it ispossible to obtain very good agreementbetween dose values measured with diodesand ionization chambers.

On the other hand, it would be useful touse some alternative approach with the "dioderesponse factors"(n), for a given irradiationcondition. An effective way to use the dioderesponse factor is the evaluation of a secondcalibration factor, under the averageconditions for the specific ports where thediscrepancies between the calculated and

1ER CONCRESO IBEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

measured values occurred systematically forthe "first" calibration factor.

A number of errors in the dose delivery topatients can be detected by means of in-vivodosimetry. Some of these errors are humanmistakes in the set-up of the patient, of beammodifying devices and of wrong machinesettings. Systematic errors related to machineperformance, the dose calculation procedureand the patient set-up may also be detectedwith in-vivo dose measurements.

Acknoweldgments

The authors are grateful to Professor JohnCameron and Dr. Stephen Pistorius for theircontinuous support and several insightfulrecommendations on this subject.

We also want to thank Boyd McCurdy,M.Sc. for his help in the presentation of thiswork.

TABLES AND GRAPHS

Table I. Correction factors for C06O photon beam modifiers.ISORAD diodes.

Beam Condition

Open field

Tray

Wedge 15

Wedge 30

Wedge 45

IC [cGy] SC

183.6

171.7

123.9

129.1

108.8

[cGy]

199.9

185.9

133

133.5

109.1

Cfactor I C1413012

1

1.0056

1.0143

1.0529

1.0858

[cGyl

183.5

171.2

126.8

133.6

108.8

SC [cGy]

200.2

134.9

131.8

135.6

111.1

^factor

14130061

1.3846

1.0496

1.0749

1.0684

Table II. Corrections factors for 23MV beam modifiers.EDP-20 diodes.

Beam Condition

Open field

Tray

Wedge 15

Wedge 30

Wedge 45

IC [nC] SC

38.37

37.73

28.88

23.13

15.72

[cGy]

175.4

173.4

130.9

104.9

70.3

^factor

2P16591

0.9947

1.0085

1.0079

1.0222

IC [nC]

38.56

37.88

28.99

23.12

15.79

SC[cGyl

175.1

173

130.4

104.4

69.7

Cfactor

2P16561

0.9943

1.0095

1.0056

1.0287

RADIOTERAPIA

Fig. 1 System response linearily.

C06O Photon Beam.

woz5WKWQ

gQ

500.

450-

400-

350.

300-

250-

200.

-•—D,1413012 / *

—D— D,141300$ /

/

s -250 300 350 400 450

GIVEN DOSE [cGy]

400 Q

o

Z

O250 (fí

Fig 3 Correction factor as a function of field size

Co60 Photon Beam.

1,04 -

fact

ors

§ 1.00.

rect

Con

0.96 -

0.94.

» —»~D. 1413012 •

\ . —o—D.1413006 m

6 6 tO 12 !4 16 16 20

Side square field at SSD 80 cm

Fig 1A System response linearity.

23 UV Photon Beam

V)OS

jadi

a:V"Doa

450-,

400-

350-

300-

250-

200 -

150-

-•~O.2P1559 ~-D-O.2P165S yS "

/

/ -

150 200 250 300 350 400 450 500

Given Dose [cGy]

Fig. 3A Correction factors as a function of field size.

23 MV photon beam.-a

ctor

ion

Cor

rec

1,000-

0.995.

0.990-

0.935-

0.980-

0.975-

0,970-

^ / y \ y —D—D.2P 1656 -

f \1 \ ;

•

oD.S9Ü S

6 8 10 12 14 16 18 20 22 24 26

Side square field at SSD 100 cm

Fig. 2 Correction factors as a function of SSD.

Co60 Photon Beam.

70 72 74 76 78 80 82 84 86 88 90 92 94 96

SSD [cm]

Fig. 4 Long diode axis perpendicular lo the gantry rotation

Co60 Photon Beam.

plane

UJ 202 •o;UJQQ 200 •

o

20 30 40 50 60 70 80

GANTRY ANGLE

Fig. 2A Correction factors as a function of SSD

23 MV Photon Beam,

u 1 oo.

-D.2P1659

-D.2P1656

100 110

SSD [cm]

Fig. 4A Long diode axis perpendicular to the gantry rotation plane.

23 MV Photon Beam.

u

OzQ

HIocm

DQ

172-

171 -

170-

169-

168 -

'—D.2P1659"D2P1656

10 20 30 40 50 60

GANTRY ANGLE

UR CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO YDEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Fig. 5 Long diode axis parallel to gantry rotation plane.

C06O Photon Beam.

u

z iro

U 160

UJQ0 150

5

30 40 50 60 70

GANTRY ANGLE

175 5

Fig, 5A Long diode axis parallel to gantry rotation plane.

23 MV Photon Beam.

172.5-

172,0.

20 30

GANTRY ANGLE

40

75.5

175.0

174.5 x

174.0

173 5

173.5

a172.5

172.0

Bibliografia1. American Association of Physicist in Medicine,"Comprehensive QA for radiation oncology", Task Group 40,Radiation Therapy Committee, 1993.

2. R. Alecu, M. Alecu, T. Ochran, "A method to improveeffectiveness of diode in vivo dosimetry", Med. Phys, 25, (1998).

3. R. Alecu, J. J. FeldmeieT, W. S. Court, M. Alecu, C. G. Orton,"A method to avoid misadministration in high dose ratebrachytherapy", Med, Phys. 24,259-261 (1997).

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5. P. C. Lee, J. M. Sawicka and G. P. Glasgow, "Patient dosimetryquality assurance program with a commecial diode system", Int.J. Radial Oncol. Biol. Phys. 29,1175-1182 (1994).

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7. J. Van Dam & G. Marinello, Methods for In Vivo Dosimetry inExternal Radiotherapy, Leuven/Apeldoorn, Garant, (1994).

8. Technical Manual. ISORAD Solid State Detectors, Sun NuclearCorporation, Melbourne, Florida, USA, (1991).

MX9900160

IMPLEMENTACIÓN DEL PROGRAMADE GARANTÍA DE CALIDAD EN UN CENTRO

NUEVO DE RADIOTERAPIA TOMANDOCOMO BASE EL TG-40

A. Marlés*, R Besa, RHecht, L. Arriagada, A.Ruz, C. GarayPontificia Universidad Católica deChile, Centro de CáncerDiagonal Paraguay, 319. Santiago,Chile

ResumenLos principios recomendados en el"Comprenhensive QA for radiation oncology:Report of AAPM Radiation TherapyCommitte Task Group 40", TG-40, han sidola base para la implementación del Progra-ma de Garantía de Calidad de un servicio deradioterapia moderno. Durante su aplicaciónha sido necesario: iniciar su implementaciónantes de la instalación de los equipos, asumirlos costos de contratación de personal califi-cado, realizar una inversión inicial adecuadapara adquisición de equipos necesarios paraaceptación, comisionamiento y control ruti-nario, la formación vivencial del personal enla filosofía del protocolo, establecer procedi-mientos para el día a día del proceso quepermitieran laretroalimentación, elaboraciónde planillas y apertura a los cambios y ajustessegún las necesidades. La experiencia de dosaños ha demostrado que el TG-40: a) esfactible de implementar pero a veces deforma no totalmente estricta y es imprescin-dible contar con personal capacitado y losrecursos materiales necesarios; b) no contie-ne todo lo necesario para su implementaciónpráctica y debe ser complementado conprocedimientos y formatos de rutina quefaciliten su aplicación; c) permite la detec-

ción y corrección oportuna de fallas en elproceso; d) es un proceso continuo que notermina.

Palabras claveTG-40, garantía, calidad, protocolo, imple-mentación.

IntroducciónEl diseño y puesta en marcha de un centro deradioterapia moderno envuelve parámetroshumanos, económicos e instrumentalesque de no darse pueden ocasionar que eltratamiento dado tenga resultados y conse-cuencias con mayor detrimento para el pacien-te que la radioterapia tradicional. Es por esoque se necesita un programa de accionesplanificadas y/o sistemáticas que provean laconfianza adecuada en que los tratamientosotorgados satisfacen los requerimientos queexige la radioterapia moderna. El TG-40formula las bases de tal programa.

En este trabajo se presentan los resultadosy la experiencia de dos años de uso delTG-40 en un centro de radioterapia modernatotalmente nuevo con acelerador lineal deocho energías, simulador, sistema de planifi-

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1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

cación 3D, braquiterapia de baja tasa ysistema de registro y verificación. Para faci-litar la explicación del proceso de su imple-mentación, la estructura del trabajo seguiráel mismo orden de contenidos del textooriginal del TG-40.

Materiales y métodosParte a: información para administradoresLos administradores que participaron y parti-cipan en el diseño, puesta en marcha yfuncionamiento del servicio de radioterapiano tuvieron conocimiento de la existencia delTG-40 hasta mucho tiempo después dehaber iniciado los tratamientos, sin embargotiene presente que para hacer radioterapiade manera óptima hay que invertir no sólo enlos equipos de terapia, sino también en los deplanificación, medición y control y que esimprescindible asumir los costos de tener "unstaff bien educado y entrenado con el tiemposuficiente" (TG-40) que les permitiera lograrlo.

Parte b: código de práctica

I. Programa Comprehensivo de Garantía deCalidad (PGC)

Durante la planificación del servicio deradioterapia se estableció que la calidadde los tratamientos impartidos deberían estara la altura de los mejores. Esto marcó lapauta para todos los planes y decisionesfuturas.

El jefe del servicio de radioterapia ha sidodesde un principio el principal promotordel PGC y junto con el físico médico handirigido su implementación. Ambos teníanexperiencia previa con el TG-40 y han sidoformados en una misma institución.

Los tecnólogos médicos (TM) teníanconocimientos básicos sobre control decalidad pero no habían participado en un PGCestructurado y fue necesario hacer unainducción en el trabajo sobre esta filosofía.El personal de enfermería, secretarial y detaller de bloques también participan activa-

mente dentro del PGC.No se ha establecido un comité oficial de

GC, pero todos se sienten responsables de queel programa funcione, detectan fallas ysugieren soluciones y mejoras, las cuales seimplementan después de revisadas y aproba-das por el grupo.

Aún no existe un manual de normas yprocedimientos estructurado, pero se hanescrito los test de control, su frecuenciay criterios a seguir; se han desarrollado yactualizado formatos y planillas según lasnecesidades y lentamente se están escribien-do los procedimientos. Desde un principio sehan llevado registros de la frecuencia y resul-tados del PGC en lo relativo al área de física.

A los 15 meses de haber iniciado el trata-miento de pacientes, un auditor externoexperto fue contratado para realizar unaauditoría a toda la parte de física del PGC.

No se ha establecido un programa rutina-rio para estas auditorías.

En relación con los recursos humanos, elmédico radioterapeuta fue contratado dos añosantes de iniciar el tratamiento de pacientes.

Durante este tiempo se participó en ladefinición de lineamientos y requerimientosdel servicio y supervisó su implementación.Exigió la presencia a tiempo completo de unfísico médico con experiencia desde seis me-ses antes de iniciar la instalación de los equi-pos y que sólo TMs y no auxiliares médicosoperaran los equipos de terapia y simulacióne impartieran los tratamientos. El físicomédico fue enviado a USA a actualizarsedurante cuatro meses previos al inicio de susfunciones.

Durante los seis meses previos a lainstalación de los equipos: a) el físicomédico seleccionó y tramitó la compra detodos los equipos e instrumentos necesariospara las pruebas de aceptación, comisiona-miento y establecimiento de la parte del PGCcorrespondiente; b) se decidió que, por untiempo prudencial, no se compraría elsistema de medición de emisión, Kvp y mAspara el simulador debido a su alto costo.Estas pruebas se realizarían mientras tanto con

RADIOTERAPIA

el medidor del representante del fabricante delsimulador; c) se adquirió el sistema deplanificación 3D y todos los implementosnecesarios para el posicionamiento e inmo-vilización de los pacientes y para el taller debloques y moldes.

El tratamiento de pacientes se inició conun staff de dos tecnólogos médicos locales yuna terapeuta jefe de un hospital de USA con-tratada durante cuatro meses para entrenar enel trabajo a los tecnólogos en lo relativo a lasnuevas técnicas de tratamiento, uso delacelerador lineal y del simulador. Actualmentese cuenta con: un radioterapeuta especializa-do en USA que cumple también las funcio-nes de jefe de servicio, un Ph.D en físicamédica, cinco tecnólogos médicos (uno conlicenciatura en tecnología médica), una licen-ciada en enfermería y un auxiliar para el"Taller de bloques y moldes. El área dedosimetría es cubierta por uno de los cincotecnólogos.

II. Garantía de calidad de los equipoe deradioterapia externa

Las pruebas de aceptación del aceleradorlineal y del simulador se efectuaron tomandocomo base los estándares del fabricante,previa comparación con los protocolos perti-nentes (TG21, TG25, TG40, TG-45). Una vezterminadas estas pruebas, se estableció elprotocolo de test periódicos, siguiendo estric-tamente las recomendaciones del TG-40.Después de un año de aplicación y dada laestabilidad del acelerador y lo extenso de rea-lizar los chequeos diarios y pruebas mensua-les, se decidió reajustar las periodicidades dealgunas de las pruebas.

Los chequeos diarios son realizados porlos te6nólogos basándose en formatoselaborados para su realización y donde seespecifican los límites de tolerancia máxi-mos permisibles antes de notificar al físico.Los controles mensuales los realiza el físicomédico. Las pruebas de calidad de imagenfluoroscópica , la medición de la tasa deexposición, la calibración del Kvp y del mAs,así como la resolución con alto y bajo

contraste del simulador las realizan losingenieros dentro de su programa de mante-nimiento y los resultados son revisados porel físico médico. No se realizan las pruebassensitométricas del procesador de películasporque no se han realizado las mediciones debase.

El sistema electrómetro-cámara deionización primario de la institución, se re-visó y calibró en un ADCL dos veces duranteeste periodo: antes de iniciar el comisiona-miento del acelerador y a los 18 meses de esafecha. El sistema patrón secundario se cali-bró en un ADCL al comprarlo y después hasido intercomparado dos veces contra patro-nes secundarios acreditados. El instrumentode medición diaria de la calidad de los hacesse compara mensualmente con el patrón se-cundario de la institución.

El barómetro fue revisado, calibrado porel servicio de meteorología e intercomparadocontra un patrón secundario en al área del ace-lerador antes de iniciar la aceptación de losequipos. Varios meses después, durante unarevisión mensual, se calculó una diferenciaconstante de 5 % en la emisión de todos loshaces y se determinó que el barómetro se ha-bía descalibrado, lo cual fue confirmado porel servicio de meteorología. Desde entoncesse usan dos barómetros de forma rutinaria.

En los chequeos diarios se usa un termó-metro digital que se compara mensualmentecon un termómetro patrón de precisión a suvez comparado anualmente con otros dostermómetros de precisión.

ni. Sistema de Planificación de Tratamientoscon Computadora (TPS)

El TPS tridimensional fue instalado duranteel comisionamiento del acelerador. Se reali-zaron las pruebas de aceptación especifica-das por el fabricante y luego se procedió a laadquisición de datos para los dos haces defotones del acelerador. Se realizaron pruebascomparativas entre las distribuciones medi-das en fantoma y las calculadas por el TPSpara diversos tamaños de campo y durante unaño se aprobó su uso sólo para las distribu-

1ER CONGRESO IBEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

ciones de dosis mientras se alimentaban losdatos y realizaban las pruebas para cálculosde UM. Durante este tiempo las UM fueroncalculadas manualmente.

Se decidió que los haces de electrones se-rían configurados en el TPS después de ter-minar con los fotones, mientras tanto sus cál-culos se harían manualmente. Aún se reali-zan de forma manual debido a que sólo secuenta con un terminal del TPS y ha sido im-posible terminar de configurarlos por el vo-lumen de pacientes en tratamiento (aproxi-madamente 45O/año). Actualmente se estáadquiriendo otra estación de trabajo del TPS.

El PGC formal para el TPS está en proce-so de desarrollo e implementación.

IV. Planificación de tratamientos con hacesexternos

La ficha de cada paciente incluye losparámetros recomendados en el TG-40 y es-pacios asignados para que el personal escribanotas y firme al realizar cualquier paso delproceso.

Durante la simulación el paciente seposiciona sobre una colchoneta moldeada alvacío individualmente. Los pacientes decabeza y cuello además son inmovilizados conmáscaras plásticas moldeadas individuales.Todos los aditamentos que se usan parainmovilizar al paciente (colchonetas, etc.) sonlistados en su hoja de simulación y registradossu ficha del Sistema de Registo y Verificación.

Las dimensiones de los contornos de yesoson verificadas de dos maneras independien-tes. Debido a que actualmente se usa eltomógrafo del Departamento de Diagnóstico,sólo el 10% de los pacientes se planificancon TAC. El resto de los pacientes se planifi-ca con contorno o fantoma virtual. A media-no plazo se tiene programada la adquisiciónde un tomógrafo dedicado para radioterapia.

Todos los pacientes son tratados con blo-ques individualizados fabricados con aleaciónde bajo punto de fundición. Los bloques severifican en un verificador de bloques, luegoson revisados visualmente por otra persona y

por último son verificados con placas porta-les que se toman en la primera fracción.

Todo el proceso de planificación de los tra-tamientos ha ido aumentando gradualmenteen complejidad a lo largo del tiempo.

A pesar de la gran presión por parte delgrupo de transplantes medulares, la técnicade TBI se inició sólo 10 meses después deiniciar el tratamiento de pacientes, puesprimero había que establecer y solidificar todoel proceso de los tratamientos convenciona-les. Por esta misma circunstancia es que elprimer tratamiento con compensadores fuedado a los 16 meses y que aún no se han ini-ciado otras técnicas especiales.

El Sistema de Registro y Verificación(SRV) fue adquirido al mismo tiempo que lootros equipos mayores, pero su instalación fuepostergada durante un año esperando una nue-va versión del software estaba por salir al mer-cado. Su incorporación al PGC fue gradual ysin complicaciones pues el retraso permitióque el uso de los demás equipos se consoli-dara y se solidificaran las bases el PGC. Fuenecesario escribir urgentemente las pautas yprocedimientos para en ingreso de los datosal SRV a fin de estandarizar la información.

La revisión de la planificación y cálculo detratamientos las realiza otro tecnólogo o elfísico según el número de fracciones a las quecorresponde el cálculo, procurando quetenga lugar dentro del 10% inicial de lasfracciones. Antes de proceder con la irradia-ción, los datos de cada campo contenidos enel SRV son comparados y verificados inde-pendientemente por dos tecnólogos con lahoja de simulación y la ficha. Esto permiteque la revisión total de la ficha en el SRVtenga lugar dentro de 20 % al 25 % de lasfracciones.

El TLD se usa cuando se necesitadosimetría en vivo.

V. Braquiterapia

Durante la planificación y diseño del serviciose pronosticó un volumen bajo de pacientespara braquiterapia intrauterina, por lo que seoptó por el sistema manual de baja tasa con

RADIOTERAPIA

carga diferida con Cs-137. El promedio realde implantes ha sido de una paciente men-sual.

Las fuentes fueron adquiridas con certifi-cado de calibración de un laboratorio secun-dario. La cámara de ionización de pozo fuerevisada y calibrada para Cs-137 por el LSCDde Chile. La calibración de una de las fuentesfue revisada durante la auditoría externa.

El físico y/o el dosimetrista están presen-tes durante el implante. La ubicación espa-cial de las fuentes se hace con dummies yplacas ortogonales ubicadas dentro de una cajade acrílico con marcas fiduciales. Los cálcu-los se realizan tridimensionalmente con elTPS.

Los tipos y tiempo de implante de c/u delas fuentes está determinado por la distribu-ción espacial en tres planos y la dosis a lospuntos anatómicos críticos definidos por elradioterapeuta. Los cálculos son realizados yrevisados rápidamente durante el tiempo delimplante a fin de efectuar a tiempo los cam-bios y/o ajustes necesarios.

Actualmente el manual de procedimientosestá casi completo. Sólo se ha implementadoparte del PGC para braquiterapia recomendadoen el TG-40, pero se está trabajando paralograrlo en su totalidad.

VI. Garantía de calidad de aspectos clínicos

La ficha de cada paciente es revisada: 1) cadavez que se realiza la revisión de cálculosdosimétricos, 2) cuando se revisan los datosdel SRV, 3) en la reunión semanal de revisiónde fichas donde participa todo el personal.

Los errores que se encuentran sonconversados y analizados por el personalinvolucrado y documentados en la ficha delpaciente. Las causas, acciones y resolucionesque se toman son informadas a todo el perso-nal que eventualmente se podría ver en unasituación similar. Por lo general el radiotera-peuta y/o el físico médico son los guías den-tro de este proceso.

Antes del primer tratamiento y cuando seha modificado un campo se toman placas por-tales. De forma rutinaria se toma una placade verificación semanal de cada campo. Dia-riamente el radioterpeuta revisa estas placasy define las acciones a tomar.

Las "reuniones de pacientes nuevos" y las"conferencias de revisión de placas" aún nose han implentado.

ConclusionesEl TG-40:

•es factible de implementar pero a vecesde forma no totalmente estricta;

•es imprescindible contar con el apoyo delos jefes administrativos, tanto médicos comofinancieros, que permitan contar con suficien-te personal adecuadamente capacitado y re-cursos materiales necesarios;

•debe aplicarse en forma gradual y ser com-plementado con procedimientos y formatosde rutina que faciliten su aplicación;

•permite la detección y corrección oportu-na de fallas en el proceso;

•su aplicación es un proceso continuo queno termina.

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4. AAPM code of practice for radiotherapy accelerators: Reportof AAPM Radiation Therapy Task Group no. 45 (1994).

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CALCULO DE INCERTIDUMBRES EN ELPROTOCOLO DE DOSIMETRÍA PARA HACES DE

Co-60 EN RADIOTERAPIAS*. Velázquez Miranda,

F. Carrera Magariño,J. Sánchez Segovia,Hospital «Juan Ramón Jiménez» RondaNorte s/n 21005 Huelva, España

ResumenIntroducción: Nuestro objetivo en este traba-jo es mostrar cómo es posible conocer la in-certidumbre en la determinación de la dosisabsorbida en haces de fotones de Co-60, y es-tablecer, de una forma racional, niveles de to-lerancia para ésta.Materiales y método: Se toma como base elprotocolo español de dosimetría en radiote-rapia. Nos centramos en un haz de Co-60. Uti-lizamos la teoría estadística de pequeñasmuestras. Nos permitimos sugerir un nuevoenfoque sobre el tratamiento de los nivelesde tolerancia y la incertidumbre de la medida.Resultados: Tras dos años de experiencia enaplicación práctica hospitalaria, hemos con-seguido situarnos alrededor del 1% de incer-tidumbre en la dosimetría absoluta del haz deCo-60.Conclusiones: El protocolo que se presentapermite cumplir los requerimientos de preci-sión en la determinación de la dosis absorbi-da.

IntroducciónNuestro objetivo en este trabajo es mostrarcómo es posible conocer la incertidumbre enla determinación de la dosis absorbida en ha-ces de fotones de Co-60, y establecer, de unaforma racional, niveles de tolerancia para ésta.Los protocolos más citados en la literaturainternacional 1 ,2 ,3 ,4 ,5 ,6 ,7) no entran a

fondo en cuáles son las principales fuentesde incertidumbre, ni en cómo calcularla. Eneste trabajo proponemos una formulaciónaplicable al protocolo español, de fácilimplantación. El conocimiento de la incerti-dumbre en la dosimetría absoluta de haces deterapia aporta información sobre lo adecuadode los procedimientos empleados y de lainstrumentación disponible, a la vez quepermite poner en perspectiva los esfuerzosrealizados en la dosimetría relativa y clínica,que podrían ser estériles si la determinaciónde la dosis de referencia se hiciese con unaincertidumbre mayor que la perseguida en lasotras fases del proceso.

Materiales y métodoSe toma como base el protocolo español dedosimetría en radioterapia. Nos centramos enun haz de Co-60. El conocimiento de nuestroconjunto de medida, y en concreto de nuestracámara de ionización, es aquel que nosproporciona el propio protocolo (NuclearEnterprises, 2571, de 0.60 ce, r=0.315 cm, yespesor de pared 0.066 g/cm2). A continua-ción se muestran sus secciones de mayorinterés:

1. Determinación de la tasa de dosis absorbida

Fecha: Físico: Santiago VelázquezMirandaUnidad de Radiación: Theratron 780 C del Hospital

RADIOTERAPIA

"Juan Ramón Jiménez".Prof, del punto de calibración: 5 cm.Punto de referencia de la cámara: 5 cm.Tamaño del campo: 10x10 cm2 a DFS = 80 cm.

Para evitar confusiones y la continua comparaciónentre incertidumbres combinadas descritas con distin-to factor de incertidumbre (de inclusión o recubrimien-to), k, en este documento todas las incertidumbres sedan con factor k=l de la distribución normal.

A) Datos de la cámara de ionización

Características, ND y condiciones delaboratorio a las que fue obtenida.

Constancia de la sensibilidad del equipo

Específico de cada electrómetro

B) Lectura corregida del electrómetro

Una de las primeras preguntas a plantearseen el cálculo de incertidumbre de una medidaes cuál debe ser el número de medidas repeti-das. La respuesta se alcanza en el compromi-so entre la capacidad práctica de realizar me-didas y la calidad deseada de los resultados.En las llamadas "grandes muestras", las dis-tribuciones de muchos estadísticos sonaproximadamente normales, siendo la aproxi-mación tanto mejor cuanto mayor seaN. Paramuestras de tamaño menor que 30, llamadas"pequeñas muestras", esa aproximación no esbuena, y empeora al decrecer N, de modo quees necesario hacer ciertas modificaciones. Enla práctica diaria observamos que era poco onada operativo conseguir muestras mayoresde 30. Así que decidimos utilizar la teoría depequeñas muestras o más correctamente"teoría exacta del muestreo"(8), dado que susresultados son válidos tanto para muestraspequeñas como grandes.

El número de observaciones debería ser losuficientemente grande como para asegurarque Q sea un estimador fiable de la media dela distribución de probabilidad de la variablealeatoria Q(/O y que s 2 (0 , varianza experi-

mental de Q, sea una estimación fiable de lavarianza

s2( 0=s2/n. La diferencia entre S2ÍQ ) y s2

(Q) debe ser considerada cuando se constru-yen intervalos de confianza. En ese caso, si ladistribución de probabilidad de Q es la distri-bución normal, la diferencia se toma en cuentaa través de la distribución t de Student. Estadistribución es la utilizada en la normativasobre expresión de las incertidumbres(9) parael tratamiento de pequeñas muestras, ademásde ser muy común en el ámbito de la física delas radiaciones.Nuestro estadístico es

Con la siguiente función de densidad deprobabilidad (v + \

Donde F es la función gamma y v>0 elnúmero de grados de libertad. Como v=oo, ladistribución se Student se aproxima a ladistribución normal con ¡u=0 y cr=l. Segúnlo expuesto, y nuestra experiencia, decidimostomar N=l 0 (y v=9, por tanto).

En cuanto al intervalo de confianza, hayque cambiar sus límites para continuar en elmismo nivel de confianza, pues hemos cam-biado la distribución. El criterio establecidoal principio fue k=l para la distribución nor-mal, esto es, un intervalo de confianza del68.27%'5. De ahí, que si - t0 g 4 m y t,

0.84135 sonlos valores de t para los que el 15.865% delárea está en cada cola de la distribución deStudent, entonces el intervalo de confianza68.27% para tes_

'0.84135 0.84135

De donde vemos que \i se estima que esta-rá en el intervalo

fi-'o.0.84135 0.84135

Con el 68.27 % de confianza (o sea proba-bilidad 0.6827).

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Para determinar t0 84]35 se buscan tablas dereferencia como R.A. Fischer y F. Yates(lO),pero al no encontrar un dato tan específico, latendencia es interpolar. Sin embargo, noso-tros advertimos que esto puede llevar acometer errores significativos. Para salvar esteproblema, aconsejamos ajustarse a las condi-ciones de los datos de la tabla G.2(9). Paranuestro caso, t0 g4]35 es igual a 1.06.

B.l) Factor de corrección por saturación

Rango usual de medidaSe mide durante 15 minutos an-

tes de comenzar la irradiación.HV2 = -100Vol.N = 10 medidas de 1 min. sin co-

rrección, con 1 minuto de espera entre medi-das.

HR% = P = mbar T = °C

P T

P T

nC

Q , = s —

lN-\=e,±«y.= ±- nC

Las expresiones a continuación, para lapropagación(l 4) de la incertidumbre estánbasadas en la aproximación de primer ordende la serie de Taylor. Cuando la no linealidades significativa, se acude a términos demayor orden. De ahí, el coeficiente de satura-ción es

•>, ) „ =Q ,

± 8, nC=- nC

B.2) Corrección por tiempo efectivoHV : - 400 Vol.Cuatro medidas de 0.25 minutos de

unidad sin borrar.

nC

Q íoo — Q2 = ; s,=

«100 — Q100 — 'o.S4!35 I — Q100 — ̂ 100 ~ ~— nC

* Cambio de tensión HV, - 400 Vol.Medimos 15 min. En la preirradiación =nCN = 10 medidas de 1 min. Sin corrección, con1 minuto de espera entre medidas.

HR% = P = mbar °C

Q,

P T

P T

Qz = Ql ± '0.84,35 •= Qi ± 'nC

El tiempo de retardo queda para t = 1 min:

t ± 8,

nC

nC

Q 2 - Q ,

4 Q , - Q 2

. s eg

9V-il/2

RADIOTERAPIA

De todas estas mediciones tenemos lalectura corregida en primera aproximación:

. nC/min.

t - r

Para evitar confusión de correlaciones ex-presamos como

M=-e,(4e,-a)

" t 5 0 - Q2

e,

Las condiciones atmosféricas vienen deter-minadas por las fluctuaciones del sistemaacondicionador de aire. Por esto proponemosaquí que forme parte del conjunto de medida,y la medida de sus fluctuaciones el referenteatmosférico. Los detractores de este procedi-miento podrían alegar que existe correlaciónentre Q y las condiciones atmosféricas, y tie-nen razón. También dirían que si existe co-rrelación debe incluirse la expresión que laconsidera, pero por motivos prácticos, sabe-mos que como el coeficiente de correlaciónes bajo, no merece la pena incluirla en el cál-culo general.

Como los grados de libertad de la presióny la temperatura son 29 se implica que tOS4135

=1.02

Presión: p±tmss(P

IN-I

Temperatura: o±tMI¡

mbar

p(P, 0) =1013 273.2 + 9P 293.2

L293.2 P

\lA

1,000 ± 0,001n = l,000± 0,0015

nC/min

M * = Mu<p ( P , 6) k h ( k s t ) u ( k s ) u

C. Determinación de la dosis absorbida aagua

Los datos aportados a continuación fueronactualizados tras un curso sobre incertidum-bres(l 1) suponiendo donde no se conocía, quek=l.

Razón de poderes de frenado restringidos/ S w a i r = 1.133 ±0.005

ò = 0.04 cm1

r = 0.315 cmEspesor pared: 0.066 g/cm2

a = 0.53

Pwa.1 = «Swa11,w^en/P)w,wa,.+1-« =

Pr = 1.000Pd = 0.9874FC=S air.Pf P. P „ = 1.115 ±0.010

vv, d wall

0.007

= M \ ND Sw.¡ r P U ±CT D » =

LJ W max —Dw

0.788cGy/min .

La estimación de la incertidumbrerelativa es = %

D. Estimación semiteórica de la tasa dedosis

En la ICRP 33 (1982) tenemos la cons-tante

"•Dco - 60 mh • GBqpara la expresión de fuente puntual:

h • GBq

A (GBq)

r2 (m2)

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Según la documentación de la fuente el día, tenía una actividad de . Han pasadohasta el momento de esta prueba días.Si thco60 = 5.2610 años, tenemos el díauna actividad:

A = A.ln 2t

h _ .GBq

De la expresión anterior se tiene

D =min

Como parámetro de seguimiento registra-remos la siguiente diferencia:

D - D, cGy/min

Control de calidad del conjunto cámara-electrómetro (13)

A) Constancia de la sensibilidad del equipo(Realizada al inicio de la medición).

B) Acotación de comentes de fugaEscala de medida de máxima precisión (Range 1) yun tiempo de medida de 10 minutos.HV = -400

Conjunto cámara-electrómetro:

Lectura inicial: Q. =Lectura final: Qr = _Diferencia: A =Corriente de fugas: _

Electrómetro:

Lectura inicial: Q. =Lectura final: Qf =Diferencia: AQ =Corriente de fugas:

nCnC

_nC

nCnC

J l C

Nivel de tolerancia: < 1014 %Comentario: .

D) Valoración del efecto de irradiación deltallo y del cable

Medición en aire con caperuza de equili-brio. Tiempo: 1 min.

IrradiaciónTransversal4.4x30

QT

QT =

IrradiaciónLongitudinal30 x 4.4

O. =

T% = — X

QL

Nivel de tolerancia: <

nC

nC

100 =

0.3 %i.e.

S ( Q T ) = . nC

SÍOL1 = nC

%

T% < 100 • 3

Tenemos que tomar una decisión relativa asi superamos o no la tolerancia sobre la basede información proveniente de muestras.Estamos ante una decisión estadística. Alintentar alcanzar una decisión, es útil hacerhipótesis sobre la población implicada. Ennuestro caso trabajaremos con los conceptos"hipótesis nula" e "hipótesis alternativa".

Al contrastar una cierta hipótesis, la máxi-ma probabilidad con la que estamos dispues-tos a correr el riesgo de cometer un errorde Tipo I (rechazar una hipótesis cuando de-biera ser aceptada) se llama "nivel de signi-ficación de contraste"(l 2). Esta probabilidad,denotada a menudo por a, se suele especifi-car antes de tomar la muestra, de manera quelos resultados obtenidos no influyen en nues-tra elección.

Tomamos un nivel de significación de 0.05al diseñar la regla de decisión. Entonces ha-brá 5 oportunidades entre 100 de rechazar lahipótesis, cuando debiera haberse aceptado;i.e., tenemos un 95% de confianza de quehemos adoptado la decisión correcta. En talcaso decimos que la hipótesis ha sido recha-zada al nivel de significación 0.05, lo cualquiere decir que la hipótesis tiene una proba-bilidad de 0.05 de ser falsa.

RADIOTERAPIA

Se hacen 6 medidas de QT y QL que propa-gadas las desviaciones típicas tenemos

¿Puede decirse con un nivel de significa-ción del 0.05 que llegamos al nivel de tole-rancia?

Hipótesis nula Ho :D T = 100.3Hipótesis alternativa H, • T < 100.3Se debe aplicar, evidentemente, un contras-

te de una cola.Bajo la hipótesis Ho tenemos:

I^-V^T =T%-100.3

Para un contraste de una cola al nivel designificación 0.05, adoptamos la siguienteregla de decisión:

* Aceptar Ho si t es mayor que -t.95, quepara 6 - 1 = 5 grados de libertad quiere decirt > -2.01

* Rechazar en caso contrario

Comentario:

E) Cuantificación del efecto de pérdida decarga en electrómetros comerciales.

Procedimiento:

- Para que tenga validez esta prueba ha decomprobarse que las fugas del conjunto es-tán dentro de los valores correctos.

- Póngase el electrómetro en la escala en laque habitualmente se mide (Range 3). Abra-se la unidad de irradiación durante el tiemponecesario para que la lectura alcance un valorpróximo al fondo de escala o, en todo caso,alcance una lectura de resolución suficiente(mejor que 0,1 %).

- Sin tocar ningún pulsador del electróme-tro* córtese la irradiación y anótese la lecturaL.

- Déjese transcurrir un tiempo t=5 min ytómese la lectura L'.

- El valor loss =L - L'—"— • 10° debe ser

inferior al 0,1 % (cualquier valor superiorobligaría a una reparación del electrómetro)y, preferentemente, menor de 0,05 %.

10x10 medido en aire 60 s de irradiación y370 s de medición.

LL'Loss

loss =O loss

Ho: loss = 0.1H, : loss < 0.1

t =

Para un contraste de una cola al nivel designificación 0.05, adoptamos la siguienteregla de decisión:

* Aceptar H0 si t es mayor que -t.95,, quepara 6 - 1 = 5 grados de libertad quiere decirt > -2.01

* Rechazar en caso contrario

Comentario:

F) Seguimiento de la apertura del aire atmos-férico.

Para comprobar que el orificio de ventila-ción de la cámara no se encuentra obstruido,se determina el coeficiente de correlación (r)entre las últimas medidas corregidas men-suales (M*u), y el factor de corrección porpresión y temperatura

r =

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

ResultadosTras dos años de experiencia en aplicaciónpráctica hospitalaria, hemos conseguidosituarnos alrededor del 1% de incertidumbreen la dosimetría absoluta del haz de Co-60,al conocer cuáles eran las principales fuentesde incertidumbre y dirigir nuestros esfuerzosa reducirlas. Podemos, en esta situación,adelantarnos a cualquier variación anómalaen el funcionamiento tanto de la unidad detratamiento como del conjunto de medida.

ConclusionesEl protocolo que se presenta permite cumplirlos requerimientos de precisión en la deter-minación de la dosis absorbida. Cambios en

ésta se relacionan directamente con losefectos clínicos del tratamiento. Usando lainformación limitada y disponible en 1975sobre curvas dosis efecto, el informe núm. 24del CIUMR concluye que "aunque es prontopara generalizar, la evidencia disponible paraciertos tipos de tumores apunta a la necesi-dad de una precisión del ±5% en la dosisabsorbida por el volumen blanco si se buscala erradicación del tumor primario". Además,el mismo informe continúa: "Algunos clíni-cos han solicitado incluso límites más estric-tos, tales como el ±2%, pero en el momentopresente, es virtualmente imposible conseguiresto como un estándar". Creemos pues que,tras nuestros resultados, es asequible conse-guir la incertidumbre requerida.

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OPTIMIZACIÓN DEL TRATAMIENTORADIOTERÁPICO CON CARESTÍA DE MEDIOS:

NUESTRA EXPERIENCIA DE DOS AÑOSAutores: Velázquez

Mir anda,S. CarreraMagariño,F. Gómez-Millán Barrachina, J.Bayo Lozano, E. GutierrezBayard, L.Hospital "Juan Ramón Jiménez".Ronda Norte s/n 21005 Huelva. España.

ResumenObjetivos: Presentar soluciones adoptadas conobjeto de mejorar la calidad técnica de nues-tros tratamientos.Material y método: Se describe la nomencla-tura de la ICRU-50 empleada en nuestro de-partamento, la aplicación del modeloradiobiológico lineal cuadrático para el cál-culo de fraccionamientos no convencionalesy algunas propuestas para diversas localiza-ciones. Se describen algunas técnicas de pla-nificación de tratamientos, como el uso decampos moduladores y de 'gaps' móviles conhemicampos. También se describen algunosartilugios utilizados, tales como el tensor dehombros en tumores de cabeza y cuello.Conclusiones: El tratamiento radioterápicocon pocos medios es optimizable con esfuer-zo personal y bajo coste.

IntroducciónHace dos años iniciamos nuestra laborasistencial con escasez de medios, procuran-do no utilizar esto como excusa para refugiar-nos en los métodos tradicionales con la con-siguiente renuncia a las últimas técnicas detratamiento.

Presentamos la evolución de nuestro ser-vicio de oncología radioterápica, mostrandoalgunas de las soluciones adoptadas con el finde que todo aquel que pueda estar interesadose beneficie de nuestra experiencia.

Material y métodoPara la simulación disponíamos de un TC(tomógrafo computarizado Philips TomoscanCX), un equipo de rayos X con mesatelemandada (General Electric Prestilix 1600),una suspensión telescópica de techo (Gene-ral Electric, Multix CP), una rejilla radiopacamodificada de espaciado conocido con cen-tro marcado que se colocaba en loscolimadores del telemando y un puntero mag-nético modificado para indicar la distanciafoco piel a 80 cm en los equipos de rayos X.

Con estos medios básicos, los instrumen-tos que nos han ayudado más a aumentar lacalidad de nuestro trabajo han sido los que serefieren:Metodología ICRU-50(l): Esta metodologíautiliza nomenclatura específica para losdiferentes volúmenes de interés en un trata-miento con radioterapia externa con fotones.El GTV ("gross target volume") es el volu-men tumoral macroscópico visible o palpa-

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

I \

ble. El CTV ("clinical target volume") consi-dera al GTV más un margen que engloba a laenfermedad microscópica adyacente al tumorvisible o bien a áreas que se presumeninvadidas por tumor microscópico. En casode tratamiento posquirúrgico no puede hablar-se de GTV. El PTV o "planning targetvolume" es un concepto geométrico y corres-ponde a un margen sobre el CTV que consi-dere los errores de simulación, de los órga-nos internos intra e intertratamientos, yerrores de posicionamiento diario. El ajustede la isodosis prescrita al PTV garantiza queel CTV reciba la dosis prescrita. Se definentantos CTV como niveles de dosis sean pres-critos por el médico en un tratamiento, y cadaCTV lleva aparejado su PTV. Es importantereseñar que la penumbra no está incluida enestos márgenes. La definición de volúmenesse realizaba en los cortes de CT adquiridospara realizar la planificación sobre losmismos y sobre la placa de simulación deltelemando con objeto de determinar lasconformaciones individualizadas. La sistemá-tica de trabajo se modificó, asumiendo eloncólogo la labor de especificar los CTV ydibujarlos en las imágenes de TC y en lasplacas portales(2,3), mientras que el físicomédico se ocupaba de especificar el PTV deacuerdo con los márgenes más pesimistasencontrados en la literatura de acuerdo connuestros medios, y a la opinión del médicoacerca de la movilidad y variabilidad anató-mica. En realidad, cada instalación debeestimar su margen de PTV particular, deacuerdo con los recursos materiales y huma-nos de que disponga. Así, el uso de inmo-vilizadores de poliuretano para el tronco, omáscaras termoplásticas para la cabeza,disminuirán el PTV respecto a si no se usa-sen. Igualmente, el factor humano estápresente, dependiendo el margen de PTV dela competencia y cuidado del técnico espe-cialista en radioterapia. Evidentemente,la disminución del PTV lleva implícita ladisminución del volumen de tejidos sanosirradiados, con el consiguiente ahorro de toxi-cidad y la posibilidad de aumento de la dosis

prescrita, lo que a su vez llevará aparejado, lamayoría de las veces, un aumento del controllocal de la enfermedad.Modelo lineal cuadrático(4,5,6)(LQ)i Estemodelo describe la forma de la curva desupervivencia y la respuesta tanto del tumorcomo de los tejidos sanos ante cambios delfraccionamiento, en función del cocienteentre a y b, entendiendo como tal la dosis a lacual la contribución del daño celular por me-canismos lineal y cuadrático se igualan.

Una útil aplicación del modelo LQ es la depermitir relacionar la dosis de isoefecto totalcon la dosis por fracción, en un tratamientoradioterápico in vivo. La ecuación del mode-lo LQ para este fin, si mantenemos el overalltime (duración total del tratamiento) constan-te, queda de la siguiente forma:

BED = Z)d

Oí/

V / f'jdonde BED representa la dosis biológica

efectiva, D la dosis total, d la dosis por frac-ción, y a/b el coeficiente cuyo significado esel valor de la dosis a la cual la contribuciónlineal iguala a la cuadrática. Obsérvese lanomenclatura utilizada, pues es necesarioespecificar el valor del coeficiente a/b y elfraccionamiento para expresar correctamen-te una BED.

Se deduce que la dosis biológica efectiva,para una misma dosis física, depende del frac-cionamiento aplicado, y así se comprueba enlas diferentes modalidades de tratamiento:tratamiento acelerado, tratamiento hiperfrac-cionado, split course, etcétera.

El valor del coeficiente a/b es esencial enla correcta aplicación del modelo. Su elec-ción de acuerdo con el tejido de interés es fun-damental. Algunos valores de a/b puedenencontarse en [4].

Los esquemas de tratamiento que hemosutilizado para un turno de tarde de tres días,ante la falta de personal facultativo suficien-te para atender un turno de 5 días semanales,se resumen a continuación, comparándose consu equivalente 'de mañana'. Usamos genéri-camente un a/b tumoral(4) de 10.

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• ORL radical

Estándar 'fuerte' 5 días/semana en 7.8 se-manas (39 sesiones). Equivalente en 8 sema-nas y 24 sesiones

10

1.8

70.2

2.71

65

con exclusión a las 13 sesiones, pues

10 -1.8

BED... = 35.23Gy10 2BED° = 2BED1.8 2.7

Dexcl

Pulmón

Split course de 5 x 400 cGy + 2 semanas + 5x 400 cGy pasan a 3 sesiones semanales comosigue

10 BED 20 = io BED3.5

• Metástasis óseas

Para el esquema convencional de 800 cGyen una semana con 5 fracciones (9.3 Gy10).Para pasar a 3 sesiones semanales, propone-mos dos opciones, con ganacias terapéuticasdistintas:Ganancia del 50 %Ganancia del 70%

.BED

,BED

4.85

14.555.5

16.5

Para el esquema convencional de 3000 cGyen 2 semanas con 5 fracciones. Para pasar a 3sesiones semanales, proponemos

30

4.5

27

•Paliativo general

El esquema convencional es 4 sesiones de 500cGy. Las dos opciones que se plantean son de1 semana

,BEDl =10 J

6.2

18.6

y en dos semanas

BED. = inBED20 io-

3.7

22.2

De la misma forma pueden hallarse lasequivalencias para otros esquemas usados confines paliativos y con altas dosis, como porejemplo 60 Gy en 6 semanas a sesión diariade 2 Gy pasarlo a 3 sesiones semanales confracciones de 3.06 Gy, o 50 Gy en 5 semanasa sesión diaria de 2 Gy pasarlo a 3 sesionessemanales con fracciones de 3.06 Gy, o 40Gy en 4 semanas.

Tensor de brazos: Utilizado para desplazarlos hombros y extremidades superioresinferiormente de modo que no interfieran conla entrada del haz sobre la zona a tratar en lostratamientos de cabeza y cuello. Consiste enuna base rígida colocada en la planta de lospies, a la que van adaptados dos tensores quese tensan mediante la tracción que realiza elpaciente mediante muñequeras a las que és-tos van unidos. A pesar de estar disponiblecomercialmente, nuestro sistema es de fabri-cación casera y muy fácil de hacer (figura 1).

Figura 1. Hiperextensor de brazos.

Rejilla cuadriculada: Construida conmetacrilato impresionado con una rejillacuadriculada con los tamaños de las celdasconocidos y el centro geométrico marcado.Utilizado en la irradiación de los tumores decabeza y cuello. Permite realizar los despla-zamientos precisos para localizar el centro dela cobaltografía en la misma posición que laocupada en la placa de simulación.

•Técnicas de planificación de tratamien-tos^,8): De entre la multitud de estrategiasque es necesario aplicar en la planificaciónde tratamientos, sobre la base de conseguirun gradiente acusado en el exterior del PTV

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

y una dosis lo más homogénea posible ensu interior, de acuerdo con la prescripción,hemos destacado dos, por ser de aplicaciónen un sistema de planificación 2D.

El uso de campos moduladores persigue elobjetivo, en radioterapia conformada, delimitar la dosis a órganos sensibles próximosal CTV, es decir, cuando el PTV incluye unórgano a proteger, por imposición anatómicao geométrica. Con una unidad de cobalto esposible tratar con campos moduladores, bienmediante el uso de bloques compensadoresde espesor variable de acuerdo con la distri-bución perseguida (no es nuestro caso), biencon moduladores espacio temporales, esdecir, la sustitución de un campo (según unaconfiguración tradicional de campos) porvarios, de menor tamaño, inscritos en el ante-rior, y que 'modulen' la distribución de acuer-do con el objetivo perseguido. Esta técnica,en cobaltoterapia, puede usarse con unnúmero limitado de campos, pues existe unapenalización importante en el tiempo de usode la unidad.

La técnica de 'gap' móvil (9) debe usarseen tratamientos del SNC, o de la enfermedadde Hodgkins, debido a que es necesario eluso de campos adyacentes sobre estructurasradiosensibles, con el consiguiente problemade la existencia de áreas de gran inhomo-geneidad en la intersección de los camposadyacentes. Esta técnica consiste en cambiarel tamaño o el centro de los campos, duranteel tratamiento, aumentando uno y disminu-yendo el adyacente en la misma medida, demanera que la unión de los campos se vayadesplazando. Es necesario introducir bloquespara evitar que los límites externos abarquenzonas no deseadas, al cambiar los tamaños.Lo ideal, además, es usar hemicampos, de ma-nera que la intersección de los campos se re-duzca a lo mínimo posible.

ResultadosLa nomenclatura ICRU nos permitió una de-finición más objetiva del volumen a tratar, asícomo la aplicación de radioterapia conforma-

da, lo que sin duda ha influido en la bajatoxicidad observada.

La utilización del modelo lineal cuadráticonos ha permitido alterar la dosis por fracciónde los tratamientos, diseñando fracciona-mientos no diarios que nos han permitidoaplicar dosis biológicas efectivas tumoralessimilares a las administradas con fracciona-miento estándar, así como aplicar la máximadosis biológica tumoral tolerada sin sobrepa-sar la dosis de tolerancia de los tejidos sanosde respuesta tardía.

El tensor de brazos nos ha permitido la irra-diación de tumores de cabeza y cuello concampos laterales, asegurando el tratamientocanceroso en aquellos tumores situados en la-ringe e hipofaringe, los cuales, sobre todo siel paciente tiene un cuello corto, resultan di-fíciles de tratar ya que a menudo los hombrosinterfieren en la entrada del haz con la consi-guiente limitación en la irradiación de estasestructuras. La rejilla cuadriculada ha permi-tido realizar los desplazamientos necesariospara la localizacion de nuevos centros de tra-tamientos a partir de variaciones de la placade, simulación.

El uso de técnicas de planificación de tra-tamiento específicas tales como la de los cam-pos moduladores, ha permitido mejorar losresultados de, por ejemplo, los tratamientosde orofaringe, en los cuales, debido al estre-chamiento del espesor del paciente en la epi-glotis, y a la debilidad cutánea en esa zona,es fácil la aparición de dermatitis, que hemoscontrolado con esta técnica. El 'gap' móvil,aportado como ejemplo, permite ajustar máslas dosis prescritas a las de tolerancia, en elcaso del SNC, por ejemplo, al repartir lainhomogeneidad del 'gap' en toda el área detratamiento.

ConclusionesLa escasez de medios no debe usarse comoexcusa para no realizar el mejor trabajo posi-ble, usando 'dosis' similares de esfuerzo per-sonal y de sentido común. Los resultados(2,3)avalan esta propuesta, y nuestro compromisoético con el paciente lo justifica.

RADIOTERAPIA

Bibliografía1. International Commission on Radiation Units andMeasurements. "Prescribing, recording and reporting photon beamtherapy", Report 50, Bethesda, MD: ICRU, 1993.

2. Velazquez Miranda, S. Carrera Magariño, F. Bayo Lozano, E.Gutierrez Bayard, L. Gómez-Millán Barrachina, J. "Técnica detratamiento radioterápico del cáncer de mama con escasez demedios". Comunicación al I Congreso Iberolatinoamericano y delCaribe de Física Médica. México D.F., 1998.

3. Velazquez Miranda, S. Carrera Magariño, F. Gómez-MillánBarrachina, J. Gutierrez Bayard, L. Bayo Lozano, E.'Técnica detratamiento del cáncer de próstata con escasez de medios".Comunicación al I Congreso Iberolatinoamericano y del Caribede Física Médica. México, D.F., 1998.

4. Gordon Steel G. Basic Clinical Radiobiology. Arnold, 1993.

5. Fowler, J.F. "The linear-quadratic formula and progress infractionated radiotherapy". British Journal of Radiology 62: 679-694, 1989.

6. Thames, H. Withers, J. Peters L., Fletcher G. "Changes in earlyand late radiation responses with altered dose fractionation:implications for dose-survival relationships". Int. J. Radial. Oncol.Biol Phys 8: 219-226, 1982.

7. Khan F.M., Potish RA. Treatment planning in radiationoncology. Williams and Wilkins, 1998.

8. Bentel G.C. Radiation therapy planning. McGraw-Hill, 1992.

9. Ispizua M.C., Medrano J.C., Celeiro J., Cutanda F, Núñez L."Irradiación cráneo-espinal con campos asimétricos".Comunicación al XI Congreso Español de Física Médica, 1997.

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TÉCNICA DE TRATAMIENTORADIOTERÁPICO DEL CÁNCER DE MAMA

CON ESCASEZ DE MEDIOSS. Velázquez Miranda,

F. Carrera Magariño, E.Bayo Lozano, L.GutiérrezBayard, J. Gómez MillánBarrachinaHospital "Juan Ramón Jiménez ". RondaNorte s/n 21005 Huelva. España.

Vil

ResumenObjetivos: mostrar las particularidades en lasimulación-localización del tratamiento, en laselección de volúmenes y en las principalesestrategias de planificación motivadas pornuestra escasez de medios durante el primeraño de funcionamiento de nuestro departa-mento.Material y método: se utilizó un tomógrafocomputarizado, un equipo de rayos X conmesa telemandada. Se utilizó también unarejilla radiopaca de centro marcado y espa-ciado conocido, así como un puntero magné-tico para indicar distancia foco-piel de 80 cm.Colocando a la paciente en un plano inclina-do de diseño y fabricación propia, se realizantres cortes a distintos niveles sobre los que sedelimita el CTV y se optimiza el isocentromediante su localización determinada me-diante ecuaciones. Se emplean ecuacionespara la predicción radiobiológica de fibrosisy dermatitis. Se utilizan otras técnicas o pro-cedimientos de planificación tales comocuñas personalizadas o el equilibrio de dosisen tres puntos de la mama. Se evalúan toxici-dades (EORTC-RTOG).Resultados: dermatitis aguda (grado 1:23%,grado 2:59%, grado 3:18%). Neumonitis agu-da (grado 1: 4,3%). Faringitis aguda (grado1:11%, grado 2:3,7%). En tratamiento con-servador de mama se obtuvieron resultados

estéticos excelentes en el 15 %, buenos en72 %, regulares en 11 % y malos en 3 %.Conclusiones: los buenos resultados estéticos,por el uso combinado de técnicas deoptimización en la dosimetría clínica, cuñaspersonalizadas y predicción radiobiológica,justifican la utilización de cuñas persona-lizadas, terapia isocéntrica y planificacióncomputarizada en el tratamiento radioterápicodel cáncer de mama.

IntroducciónLa radioterapia externa postoperatoria (trasmastectomía o tumorectomía), son dos de lassituaciones más frecuentes en los que se em-plea la irradiación para complementar a la ci-rugía con intención curativa.

En este trabajo presentamos la técnica detratamiento de mama aplicada a nuestro De-partamento de Oncología Radioterápica, queutilizamos hasta que recientemente se adqui-rió un simulador virtual y un sistema de pla-nificación 3D. Esta técnica se ha visto avaladapor los buenos resultados clínicos obtenidos.

El objetivo de este trabajo es mostrar lasparticularidades en la simulación-localizacióndel tratamiento, en la selección de volúme-nes y en las principales estrategias de planifi-cación motivadas por nuestra escasez demedios durante el primer año de funciona-

RADIOTERAPIA

miento de nuestro departamento (ausencia desimulador físico, sistema de planificación2D).

Se presentan los resultados clínicos, tantoen lo que se refiere a control local como atoxicidades.

Material y métodoPara la simulación se utilizaron un TC(tomógrafo computarizado Philips TomoscanCX) adquirido en 1987 y un equipo de rayosX con mesa telemandada (General ElectricPrestilix 1600) ambos diseñados pararadiodiagnóstico. Se construyó una rejillaradiopaca modificada de espaciado conoci-do, con el centro geométrico marcado, que secolocaba en las ranuras de los colimadoresdel tubo de rayos X del telemando, y un pun-tero magnético (el indicador mecánico de dis-tancia de la unidad de cobalto) modificadopara indicar la distancia foco-piel de 80 cmen el equipo de rayos X. La imagen de la reji-lla en la placa permitía estimar la posicióndel centro de los campos, en referencia a es-tructuras óseas, mientras que el conocimien-to de los espesores del paciente permitía elde la distancia foco-película, con lo cual sepodía dibujar la conformación de los campossobre la placa y luego proyectarla a cualquierdistancia. El límite superior de los campostangenciales se señalaba con un hilo de plati-no sobre la piel, lo que además permitía loca-lizar con facilidad el corte que contenía alisocentro.

En el TC se tomaban tres cortes, con tiem-po de barrido largo para forzar a que elpropio TC promediara los movimientos res-piratorios, localizados convenientemente. Laposición de la entrada de los campos tangen-ciales se marcaba con marcadores radiopacos.El CTV(l) se determinaba dibujando sobrelos tres cortes de la TC realizada. Se super-ponían los cortes superior e inferior sobre elcorte central para determinar el PTV(l) globalproyectado en el central, que considera loserrores de posicionamiento diarios y de trans-ferencia del telemando y TC a la unidad de

tratamiento. La simulación se realizaba conla ayuda de un plano inclinado de diseñopropio, que cabía en el "gantry" del TC(figura 1), inmovilizando la posición de lamuñeca, reproduciendo su posición diaria-mente, permitiendo el tratamiento diario delos campos axilar y posterior sin necesidadde retirarlo, disminuyendo el daño biológicoen piel para el campo posterior, ya que el ta-maño de la fracción es menor.

Para realizar la planificación bidimensionalse disponía de un PC 486 con el programaPCRT 88. En dicho planificador se seleccio-naba la mejor posición del isocentro en el cor-te central del CT. La planificación se hacíamediante técnica isocéntrica (2)(ver figura 2),optimizándose la localización del isocentrocon objeto de conseguir un gradiente alto fueradel volumen a irradiar y una distribuciónde dosis cualitativamente simétrica, permi-tiendo a su vez la realización de controlesde verificación geométrica con los puntos dereferencia.

\

Figura 1. Plano inclinado de diseño y fabricación propia,que solventa el problema de la simulación en TC de 70 cmde apertura de "gantry".

r \

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Tangencial internoFCX -w, +FC2 -w2 =FC3

Tangoicial pílerno

Figura 2. Diagrama de la técnica isocéntrica del tratamientoradioterápico de la mama.

W es la anchura de los campos, S es laseparación entre los puntos de entrada de loshaces (medida en el planificador), T es el des-plazamiento lateral del punto de referencia(coincidente con el punto de entrada deltangencial interno), X es la profundidad delisocentro medida desde el punto de referen-cia, G es el ángulo del "gantry", B es el ángu-lo de las entradas con la vertical, y d es ladivergencia del haz. Las ecuaciones utiliza-das para el cálculo de X y T fueron lassiguientes:

y 'COSB-WSQUB) B = G-0

T = VÇ(S sen B-W cos B) ¿ = arctgW

160

En aquellos casos en los que existíaninhomogeneidades asimétricas debido acaracterísticas anatómicas (normalmentesecundarias a cirugía), se utilizaron combi-naciones de campos abiertos y cuñas conobjeto de conseguir cuñas ajustadas a lascaracterísticas concretas de la mama de lapaciente(3) (cuñas personalizadas). Para con-seguir una cuña con un ángulo deseado, par-timos de la base de que para un tamaño decampo y una unidad de tratamiento dados, doscuñas con el mismo ángulo tienen el mismofactor de cuña (FC), definiendo FC como elcociente entre la intensidad del haz medidaen el rayo central con y sin cuña. Si dispone-mos de una cuña de un determinado ángulo,y deseamos simular una cuña de menorángulo, deberemos aplicar:

Donde FCj y Wj son el factor de cuña de lacuña existente, y el peso de ese campo, FC2 yw2 son los correspondientes al campo abierto(FC2=1), y FC3 el factor de cuña deseado.Además w,+w2=w3, siendo w3 conocido. Esfácil demostrar que

w, =FC3-1

F C , - 1

La utilización de éstas permitió la aplica-ción del concepto de equilibrio en trespuntos para la optimización de la dosimetríaclínica: puntos "calientes" en las entradas delos haces y en el vértice mamario, o lo que eslo mismo, distribución simétrica de la dosis.

La radiobiología aplicada según el modelolineal cuadrático de relación dosis-respues-ta^) (LQ) permitía la predicción de la apari-ción de dermatitis y fibrosis pulmonar, apartir de una determinada curva de isodosis("curva de toxicidad"), utilizando la ecuación:

4 a-1+ 1+-

vf

Donde d es la dosis por fracción que iden-tifica la curva de toxicidad, D es la dosis totala la que se produce el efecto (30 Gy parafibrosis pulmonar y 60 Gy para dermatitis), nes el número de sesiones y a/b el correspon-diente al tejido a valorar (3.3 para pulmón y7.5 para piel)(5).

ResultadosSe han evaluado los resultados de 162 pacien-tes tratados desde junio de 1996 hasta juniode 1998, de las cuales 99 fueron sometidas acirugía conservadora, 57 a mastectomía radi-cal, nueve a radioterapia radical exclusiva ydos a cirugía paliativa.

El tratamiento radioterápico en los pacien-tes sometidos a cirugía conservadora consis-tió en: irradiación de la mama 71 %, mama y

RADIOTERAPIA

cadena supraclavicular 13 % y mama y cade-nas claviculoaxilares 16 %. En las pacientescon cirugía radical la radioterapia se admi-nistró a los siguientes volúmenes: paredtorácica 50 %; pared y cadena supraclavicular25 %, pared y cadenas claviculaxilares 25 %.La dosis administrada fue 50 Gy o su equiva-lente biológico en ausencia de enfermedadmacroscópica y 70 Gy en irradiación radicalcon enfermedad macroscópica.

El tratamiento sistêmico se aplica ennuestro hospital, básicamente las recomenda-ciones del consenso de Saint Gallen. Paraevaluar la toxicidad aguda se utilizó la clasi-ficación de la EORT y RTOG(6).

La máxima toxicidad cutánea presentadapor las pacientes en el curso del tratamientoquedó distribuida como grado 1 en el 23 %de las mismas, grado 2 en el 59 % y grado 3en 18 %. La toxicidad pulmonar grado 1 sepresentó en el 4,3 % de las pacientes y semanifestó únicamente como tos seca. Dospacientes (1,2 %) presentaron tos persistenteque requirió tratamiento con antitusigénosnarcóticos. No obstante, hay que destacar queambas pacientes eran fumadoras.

Toxicidad faríngea, sólo se presentó enaquellas pacientes con irradiación supra-clavicular. Siendo grado 1 en el 11 % de loscasos y grado 2 en un 3,7 %.

Los resultados estéticos se evaluaron en laspacientes sometidas a cirugía conservadoracon la siguiente distribución: excelente 15 %;buenos 72 %, regulares 11 % y malos 3 %.

Conviene destacar que esta clasificaciónevalúa conjuntamente las alteraciones quirúr-gicas y radioterápicas.

Dado el escaso tiempo de seguimiento denuestras pacientes no podemos aportar datosde supervivencia. Únicamente hemos evalua-do resultados relativos a control local, desta-cando los siguientes: de las nueve pacientestratadas con radioterapia radical, cuatroobtuvieron la remisión completa. Dos pacien-tes con cirugía radical han desarrollado reci-diva axilar. En ambos casos la axila fueincompletamente disecada en el tratamientoinicial (menos de 10 ganglios) y su afecta-ción masiva. Ninguna de las pacientes some-tidas a tratamiento conservador ha presenta-do recidiva local hasta la fecha.

ConclusionesLos buenos resultados estéticos, por el usocombinado de técnicas de optimización en ladosimetría clínica, cuñas personalizadas ypredicción radiobiológica, y la ausencia derecidiva local en tratamiento combinado concirugía justifican la utilización de cuñas per-sonalizadas, terapia isocéntrica y planificacióncomputarizada en el tratamiento radioterápicodel cáncer de mama.

Bibliografía1. ICRU report n° 50. "Prescribing, reporting and recording photonbeam therapy", 1993, Bethesda.

2. Lichter and Padikal. Treatment planning in primary breastcancer.

3. Shahabi S. "Blackburn's introduction to clinical radiationtherapy physics", Medical Physisc Publishing, 1989.

4. Velazquez S., Carrera F., Gómez Millán J., Gutiérrez L., BayoE. "Optimización del proceso radioterápico con carestía demedios", en Comunicación al 1 Congreso Iberolatinoamericano ydel Caribe de Física Médica, México, D.F., 1998.

5. Gordon Steel G. Basic clinical radiobiology, Arnold, 1993.

6. Pérez C. A. Principles and practice of radiation oncology.2*ed., J.B. Lippincott.

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TÉCNICA DE TRATAMIENTO DEL CANCER DEPRÓSTATA CON ESCASEZ DE MEDIOS

S. Velázquez Miranda,F. Carrera Magariño,J. Gómez-MillánBarrachina, L. GutiérrezBayard, E. Bayo Lozano,Hospital "Juan Ramón Jiménez" RondaNorte s/n 21005 Huelva, España.

ResumenObjetivos: Mostrar las particularidades en

la simulación-localización del tratamiento, enla delimitación de volúmenes y en las princi-pales estrategias de planificación motivadaspor nuestra escasez de medios durante el pri-mer año de funcionamiento de nuestrodepartamento (ausencia de simulador físico,sistema de planificación 2D).

Material y método: Se utilizaron un tomó-grafo computarizado, un equipo de rayos Xcon mesa telemandada, y otro con suspensióntelescópica del techo. Se utilizó también unarejilla radiopaca de centro marcado y espa-ciado conocido, así como un puntero magné-tico para indicar distancia foco-piel de 80 cm.En el CT se tomaban cortes espaciados, a par-tir del central, a distancias coincidentes conlíneas de la rejilla, contorneándose el CTV(clinical target volume), que posteriormentese trasladaba a la placa de simulación. Elvolumen a irradiar, o PTV (planning targetvolume), se determinaba añadiendo un mar-gen al CTV. La irradiación del mismo se rea-lizó con un mínimo de 3 campos en la pri-mera fase.

Resultados: De 16 pacientes evaluados, el100% normalizaron las cifras de PS A a los 6meses. 25 % de los pacientes toxicidad rectointestinal grado 1 y un 18.7 % grado 2. Toxi-cidad vesical aguda grado 1 en un 31.2 % delos pacientes, grado 2 en un 12.5 % y grado 3en 6.5 %. Un 25 % de los pacientes presenta-

ron dermatitis grado 1 y un 18 % grado 2 ygrado 3. En ningún caso fue necesaria la inte-rrupción del tratamiento para la normaliza-ción de la toxicidad.

Conclusiones: Control local máximo conausencia de toxicidad crónica. La baja toxici-dad presentada puede deberse a la utilizaciónde conformaciones en las placas laterales.Según nuestra experiencia, creemos que noes necesario renunciar a este tipo de tratamien-tos si se carece de altas energías, tal comosucede en algunas instalaciones, si se utili-zan 3 o más campos en la primera fase y con-formaciones individualizadas

IntroducciónLa radioterapia externa ha sido tradicional-mente muy utilizada en el tratamiento del cán-cer de próstata no metastásico, con tasas decuración comparables a las obtenidas median-te cirugía en estadios precoces y con unaincidencia de efectos secundarios a menudomenor.

En nuestro Centro, hemos utilizado untratamiento con técnica tradicional hasta lareciente adquisición de un simulador virtualy un sistema de planificación 3D. El objetivode este trabajo es mostrar las particularida-des en la simulación-localización del trata-miento, en la delimitación de volúmenes y enlas principales estrategias de planificaciónmotivadas por nuestra escasez de medios,

RADIOTERAPIA

durante el primer año de funcionamiento denuestro Departamento (ausencia de simula-dor físico, sistema de planificación 2D).

Se presentan los resultados clínicos, hacien-do énfasis en las toxicidades agudas y cróni-cas producidas.

Material y métodoPara la simulación se utilizaron un tomógrafocomputarizado (Philips Tomoscan CX) adqui-rido en 1987, un equipo de rayos X con mesatelemandada (General Electric Prestilix 1600),y una suspensión telescópica de techo (Gene-ral Electric, Multix CP), todos diseñados pararadiodiagnóstico. Se construyó una rejillaradiopaca modificada de espaciado conoci-do, con el centro geométrico marcado, que secolocaba en las ranuras de los colimadoresdel tubo de rayos X del telemando, y un pun-tero magnético (el indicador mecánico dedistancia de la unidad de cobalto) modifica-do para indicar la distancia foco-piel de 80cm en el equipo de rayos X. La imagen de larejilla en la placa permitía estimar las posi-ciones de los centros de los camposanteroposterior (AP) y posteroanterior (PA),las cuales se tatuaban en la piel del paciente.Dado que se conocía la distancia foco-rejillay foco-piel, era posible asignar una escala alespaciado de la rejilla, de manera quecontando el número de celdas para cadadimensión del campo era posible conocerinmediatamente el tamaño del campo a DFS80 cm. Sabiendo además el espesor del pa-ciente (medido con el tomador de espesoresen el punto tatuado) y la distancia mesa-pelí-cula (medida mediante la obtención de la ima-gen de un objeto extenso de dimensionesconocidas) era posible comprobar si la simu-lación se había hecho realmente a DFS 80 cm.Es obvio que mientras menor fuese el espa-ciado de la rejilla, se disponía de mayorresolución geométrica para la selección de loscampos de tratamiento.

Se realizaba un CT en la misma posicióndel telemando que luego se reproducía en launidad de tratamiento. En el CT se tomaban

cortes espaciados, a partir del central, a dis-tancias coincidentes con líneas de la rejillapara la exacta localización del nivel anatómi-co del corte de CT en relación con la placa desimulación del tratamiento. El centro del cam-po AP se marcaba con marcadores radiopacosen el CT.

Figura 1. Proyección de las dimensiones de los volúmenesde interés medidos en la imagen del CT sobre la placaportal.

En cada uno de los cortes del CT se deter-minaba el CTV(l), contorneándolo manual-mente. Obsérvese que este paso no es trivial,pues en los cortes de CT no se tiene ladivergencia de los haces terapéutico y desimulación portal, por lo que es necesarioutilizar ecuaciones trigonométricas que apor-ten la corrección por divergencia. A continua-ción se muestran dichas ecuaciones, junto conun gráfico en el que se ha representado al pa-ciente como un paralelepípedo y al órgano deinterés como un elipsoide, para facilitar lacomprensión de las mismas. Estas puedenintroducirse en una calculadora programableo un sencillo programa en BASIC, para per-mitir al médico hacer la conversión.

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Sea X(y) la verdadera dimensión mayor delvolumen de interés en el corte transversal auna distancia 'y' del corte central. X'(y) es elvalor correspondiente medido en la placa deCT de ese corte, y X"(y) la proyección delmismo sobre la placa portal, considerando ladivergencia.

Z(y) es la distancia desde la mesa al puntode medida de X(y), y Z'(y) el correspondien-te medido sobre la placa de CT. W(y) es elespesor real del paciente a una distancia 'y'del corte central del órgano o volumen de in-terés, yW'(y) el correspondiente medido enla placa de CT.

En la placa de CT figura un indicador deescala, de manera que si E es el tamaño me-dido sobre la placa del indicador, y E' es elvalor del núm. de divisiones que figura en elindicador, se tiene que

z=z^ x=x^- w=wE- y=yE E E

Ecuación 1

La relación en el corte central es trivial. Sillamamos DFP a la distancia foco-piel y DMPa la distancia mesa-película

X"(Q) =DFP + W(0) + DMP

DFP + W(0) - Z(0)

Ecuación 2

La relación para cualquier otro corte, a unadistancia 'y' del central (se tomaban cortes avalores de y correspondientes con el espacia-do de la rejilla, para facilitar el posteriordibujo de los X"(y)).

\(DFP+W(0)-Z(y)fDFP+W(O)-Z(Ú)

I (DFP+W(0)-Z(0))-+ 1

Ecuación 3

Obsérvese que la ecuación 3 se reduce a la2 haciendo y=0.

Una vez dibujado el CTV por el médico,el físico añadía el margen correspondiente alPTV(l) , que tiene en cuenta los errores de

posicionamiento diario, el movimiento deórganos intra e intertratamientos y la transfe-rencia de datos del telemando a la unidad,además de un margen adicional para corregirel efecto de la penumbra de la unidad detratamiento. De este modo se realizaban lasconformaciones personalizadas al volumen airradiar de los campos AP y PA.

Para realizar la planificación bidimensionalse disponía de un PC 486 con el programaPCRT 88. En dicho planificador se seleccio-naba la mejor posición del isocentro en elcorte central del CT, determinándose ytatuándose en la piel del paciente la entradade los campos laterales, obteniéndose unaplaca lateral con la rejilla centrada en dichopunto a la distancia fuente superficie queindique el planificador. Momentos antes dehacer la placa lateral se procedía a la intro-ducción de contraste en recto mediantesonda, permitiendo esta maniobra la protec-ción de parte del recto mediante conforma-ciones en los campos laterales.

La planificación se hacía por técnicaisocéntrica, utilizándose cuñas en los camposlaterales con obj eto de homogeneizar la dosisen el PTV. Frecuentemente los campos late-rales debían ponerse a DFS 80 cm. El trata-miento se realizaba en decúbito prono paraalejar la próstata del recto, utilizándose unartilugio de madera con apertura central parael desplazamiento de intestino delgado fueradel campo de tratamiento. Las irradiacionesde los diferentes PTV se realizaron con 3-4campos diarios en la primera fase, y concuatro campos oblicuos para el PTV corres-pondiente a la sobreimpresión (PTVI) conangulación personalizada. Durante la plani-ficación, el isocentro de la primera fase sedeterminaba de tal manera que la partemenos atenuada de los campos con cuñasuperpusieran sus penumbras sobre la zonasituada entre el PTV y el recto. De este modose conseguía un gran gradiente de dosis queliberaba al recto de una elevada toxicidad. Sipor cualquier condición inherente al pacien-te, éste presentaba toxicidad, la fase final se

RADIOTERAPIA

diseñaba con más de cuatro campos isocén-tricos en relación directa con lo ajustado delos gradientes alrededor del PTVI según lasnecesidades concretas.

Desde julio de 1996 a marzo de 1998, setrataron 22 pacientes con estadios T 1 -3 NoMo (5 TI, 15 T2, 2 T3). Todos los pacientesse trataron únicamente con radioterapia ex-terna, irradiándose 6 pacientes (2 T3, 4 T4)con un campo que incluía los gangliospélvicos de drenaje previamente a la irradia-ción prostática. Esta técnica se utilizó en aque-llos casos con Gleason>6 o PSA>10(2).

Dada la cantidad de pacientes tratados y elcorto seguimiento realizado no se ha realiza-do análisis estadístico de la supervivencia,describiéndose las toxicidades y el controllocal mediante proporciones. El control localse definió mediante la normalización de lascifras de PSA. Las toxicidades se definieronsegún los criterios de la RTOG(3).

ResultadosDe los 22 pacientes tratados sólo se evalua-ron los 16 que tenían un seguimiento mínimode 3 meses. El 93.7% y el 100% de los pa-cientes analizados normalizaron sus cifras dePSA en un plazo de 3 y 6 meses respectiva-mente desde el final del tratamiento, perma-neciendo actualmente libres de enfermedadcon un seguimiento mínimo de 3 meses.

La toxicidad aguda fue baja, presentandoun 25 % de los pacientes toxicidad recto in-testinal grado 1 y un 18.7 % grado 2. La toxi-cidad vesical aguda grado 1 se produjo en un31.2 % de los pacientes, grado 2 en un 12.5% y grado 3 en 6.5 %. Por último, un 25 % delos pacientes presentaron dermatitis grado 1

y un 18 % grado 2 y grado 3. Es importantereseñar que en ningún caso fue necesaria lainterrupción del tratamiento para la norma-lización de la toxicidad.

ConclusionesLos pacientes tratados según el procedimien-to descrito presentan hasta el momento unatasa de control local del 100% a los 6 meses.La toxicidad aguda fue baja y no obligó aretrasar ni suspender ningún tratamiento. Latoxicidad crónica fue nula.

Figura 2. Adquisición de cortes de CT para simulación detratamiento de próstata con inmovilizador de poliuretano.

Aunque la toxicidad es baja, creemos quepodría haberse disminuido con la utilizaciónde inmovilizadores de poliuretano (tal comolo hacemos ahora, ver figura 1) y con fotonesde alta energía. Creemos que una causa im-portante que explica la baja toxicidad presen-tada es la utilización de conformaciones enlas placas laterales, consiguiéndose una bajaincidencia de rectitis aguda y nula incidenciade rectitis crónica.

A tenor de lo visto, creemos que no esnecesario renunciar a este tipo de tratamien-tos si se carece de altas energías, tal comosucede en algunas instalaciones, si se utili-zan 3 o más campos y conformacionesindividualizadas.

Bibliografía1. International Comission on Radiation Units and Measurements."Prescribing, Recording and Reporting photon beam therapy".Bethesda, MD: ¡CRUReport 50, 1993.

2. Cox JD. Moss Radiation Oncology. Ed Mosby, 7 ed.

3. Pérez C. A. Principles and Practice of Radiation Oncology.J.B. Lippincott, 2" Ed.

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RADIOTERAPIA

valente al fantoma de agua, tal que nos dierauna lectura promedio de la corriente, seme-jante a las encontradas para condiciones igua-les con el fantoma de agua para diferentesenergías de fotones.

Se aplicaron 100 MU en campos de 10 x 10cm2, SSD= 100 cm y SCD=100 cm. Se de-terminaron las relaciones J20/J10 para ambosfantomas para las energías de 6 y 18 MeV, yse obtuvieron las dosis en el punto de inte-rés, siguiendo las indicaciones del protocolodel OIEA.

ResultadosSe realizó el mismo experimento con losfantomas de agua y sólido para las energíasde fotones de 6 y 8 MeV, y se seleccionó unespesor de PMMA tal, que la lecturade corriente promedio de la cámara deionización para el fantoma sólido, fuera equi-valente a la lectura con el fantoma de agua,encontrándose:

XPMMA= 19.1 cm, es equivalente a XH20= 20cm, conSCD=100 cm

XpMMA= 8.7 cm, es equivalente a XH2O= 10cm, con

SCD=100 cm

La ventaja de determinar el espesor-equi-valente del PMMA-agua en formaexperimental, reduce el error en los cálcu-los, debido al uso de la densidad reportadapara este material.

Se aplicó el protocolo OIEA 227-1987,para los dos tipos de fantomas con elpropósito de comparar los resultados expe-rimentales y verificar el porcentaje de error,encontrándose los valores indicados en latabla 1.

Adicionalmente, es necesario tener encuenta que los resultados obtenidos con elfantoma sólido, siempre serán referidos a lacalibración semanal con fantoma de agua yque se empleará sólo para verificar la esta-bilidad o constancia de la dosis.

Algunos de los cuidados para el uso deun fantoma sólido de PMMA son:

' Buena calidad del material (PMMA).

' Placas del mismo tamaño y de preferencia

de la misma lámina original.

' Tener placas de diferentes espesores (1,0.5,

0.2 y 0.1 cm), para hacer las pruebas experi-mentales.

' Numerar las placas y especificar su espe-sor, para emplearlas siempre en el mismoorden y geometría.

" La placa de 1 cm para posicionar la cáma-ra de ionización, deberá estar cuidadosamen-te cortada y alineada, de tal forma que elorificio lateral para introducir la cámara hastael centro, tenga el diámetro necesario parano dañar la cámara.

" Cuidado en su manejo para evitar que se

rayen o golpeen las orillas.

ConclusionesEl fantoma sólido de PMMA adecuadamentereferido a la calibración periódica con agua,es una alternativa para aquellas instalacio-nes con cargas de trabajo semanal altas y queno cuentan con los accesorios automatiza-dos para realizar las verificaciones diarias.

Tabla 1. Comparación de resultados empleando el protocolo OIEA 227-1987, para el fantoma de agua y sólido.

Energía(MeV)

6 MeV18 MeV

Parámetro para cada fantoma

TPR20/10(PMMA)TPR20'10(H2O)

(%)2.852.40

Sw,,r(PMMA)Sw,air(H2O)

(%)

0.230.21

H2OD(Peff)

(cGy/MU)

1.01061.0157

PMMAD(Pe«)

(cGy/MU)

1.04771.0419

D(PMMA)D(H2O)

(%)3.672.57

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Este material tiene la ventaja de ser econó-mico, de fácil acceso y manejo.

Los errores encontrados en las dosis paralas energías de fotones de 6 y 18 MeV, alcomparar los fantomas de PMMA/agua fue-ron de 3.67% y 2.57% respectivamente, siem-pre y cuando se utilice el mismo fantomasólido en todas las verificaciones diarias ypreviamente caracterizado.

AgradecimientosAgradecemos al personal del Departamentode Radioterapia de la Fundación Médica Sur,por el apoyo recibido para la realización dela parte experimental de este trabajo.

Bibliografía1. IAEA Technical Report No. 277, "Absorbed DoseDetermination in Photon and Electron Beams, an InternationalCode of Practice", International Atomic Energy Agency, Vienna(1987).

2. AAPM Task Group 21, "A protocol for the Determination ofAbsorbed Dose from High-Energy Photon and Electron Beams",Report of AAPM Radiation Therapy Committee, MedicalPhysics 10(6), November (1983).

3. AAPM Task Group 40, "Comprensive QA for radiationoncology: Report of AAPM Radiation Therapy Committee",Medical Physics, 21(4), 581-618, April (1994).

4. AAPM Task Group No. 45, "AAPM code of practice forradiotherapy acceletators: Report of AAPM Radiation Therapy",Medical Physics, pág 1093-1120, (1994).

5. ICRU Report 43, "Determination of Dose Equivalents fromExternal Radiation Sources, Part 2", International Commissionon Radiation Units and Measurements, USA, December (1988).

6. ICRU Report 48, "Phantoms and Computational Models inTherapy, Diagnosis and Protection", USA, June (1992).

7. ICRU Report 23, "Measurement of Absorbed Dose in aPhantom Irradiated by a Single Beam of a X or Gamma Rays",USA (1973).

8. ICRU Report 35, "Radiation Dosimetry: Electron Beams withEnergy between 1 and 50 MeV", USA (1984).

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COMPARACIÓN DE DOS PROTOCOLOSDOSIMÉTRICOS EN FANTOMAS DE AGUA Y

SÓLIDO PARA HACES DE ELECTRONES EN UNCONO DE EXTENSIÓN

Roberto Genis Sánchez,Cristina García C,Marvin Martínez A.Departamento de Radioterapia,Hospital Médica SurPuente de piedra 150,Col. Torriello-Guerra, 14050México, D.F.

ObjetivoEl objetivo del presente trabajo es realizar ladosimetría para un cono de extensión parahaces de electrones y proponer un procedi-miento sencillo y confiable para este propó-sito. Clínicamente era suficiente emplear unaenergía no mayor a 9 MeV, por las condicio-nes clínicas de las lesiones. Se tenía nomi-nalmente 6 o 9 MeV y se decidió emplear lasegunda energía.

Este cono se elaboró para casos especia-les que por la ubicación anatómica de las le-siones, no se permite el fácil acceso con losconos habituales.

Preliminares

La dosimetría de aplicadores o conos parahaces de electrones en general tienen un pro-cedimiento más elaborado que los emplea-dos para fotones. Los protocolos que más fre-cuentemente se utilizan en la rutina son el277 de OIEA, el de la AAPM y el de la HPA.Otros de los protocolos importantes es eldado por la Norma DIN pero no es frecuenteen México utilizarlo, por no tener anteceden-tes del mismo.

En cada uno de ellos existen condicionesespecíficas que deben cumplirse y ser con-secuente con sus requerimientos. Debemoshacer notar que por necesidades prácticas, seutilizó inicialmente la dosimetría con elprotocolo recomendado por el fabricante dela cámara plano paralela y se hicieron lasdeterminaciones de los parámetros que per-miten obtener la dosis, usando gráficas conlos datos obtenidos por exposición de pelí-cula radiográfica, que para las dosimetríasde los conos típicos había resultado con unavariación menor al 2% contra el protocolodel OIEA, que es el que "oficialmente" seutiliza.

Se decidió utilizar el RT-277 del OIEA,debido a su difusión y amplia recomenda-ción de su empleo. Por otro lado las condi-ciones prácticas de medición para unadosimetría con limitaciones de equipamiento-que es el caso de algunos hospitales conaceleradores-, requería mostrar la forma deobtención de los parámetros necesarios parala determinación de la dosis o tasa de dosisen cGy/UM.

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

La disponibilidad mínima siempre sería unelectrómetro, una cámara de ionización cali-brada y un fantoma de agua. Las condicio-nes de este trabajo fueron específicamente:un electrómetro, 2 cámaras de ionizacióncalibradas -una de ellas plana paralela y laotra cilindrica-, un fantoma de agua -sin sis-tema de rastreo automático- y una fantomasólido, película X- Omat y fotodensitómetrocon ventana de lmm.

AdvertenciaPor la naturaleza de la presentación no se harámención alguna respecto al procedimientodel diseño del cono de extensión, montaje yajustes en el acelerador.

Requerimientos del RT277Este protocolo resume en los apéndices elprocedimiento para alcanzar la determinaciónde la dosis en agua en forma esquemática.Sin embargo llevarlo a la práctica no siem-pre es sencillo.

Aquí se da la opción de emplear unfantoma sólido o de agua. Si nos remitimosa la expresión que permite determinar elvalor de la dosis, sólo se requiere la obten-ción de los parámetros Sw A y de Py Dentrodel texto del reporte 277, no hace menciónalguna de usar cámara plano paralela, justa-mente en la parte inferior del mencionadodiagrama hace el señalamiento de que Pu=l.Esto nos constriñe a sólo determinar SW_A,con lo cual desde el punto de vista prácticoes hacer mediciones en fantoma sólido, porla fácil reproducción del posicionamiento dela cámara, más la descripción del protocolosolo está para agua. Por tanto se decidióseguir el procedimiento en los dos medios yasí tener la experiencia para que en cualquiermomento sea posible reconocer las limita-ciones o las restricciones para la determina-ción de la dosis en cualquier medio.

Obtención de las medicionesCongruentes con la descripción marcada enel protocolo del OIEA, se obtuvieron medi-ciones en agua y en PMMA. Se usó lacámara plano paralela en profundidad condistancia fuente superficie fija. En todas lasmediciones se dejó en contacto el extremodel cono con la superficie del fantoma.

Esta situación hace que la forma de medircambie respecto al reporte 277, pues ahí se-ñala que debe hacerse a 100 cm y en nuestrocaso el extremo del cono se encuentra a103cm de la fuente.

Se anotan a continuación los datos de lasmediciones obtenidas en los dos medios.

Mediciones en agua

Prof, en mm.13579101316192225283136404346

en agua959798991001009690796655423319841

en PMMA95979899100999792787154443115543

Material y procedimientoLa calibración del haz fue realizada con unacámara de ionización sobre el eje central delhaz. El perfil del haz se verificó medianteplacas radiográficas. Los valores de dosisobtenidos por dos protocolos se compararon.

El cono adaptado tiene un diámetro de 2cmy un extremo está unido a una base de

RADIOTERAPIA

cerroben. Ésta permite que el cono se fije porla parte inferior del aplicador de electronescuyo campo de tratamiento es de 6 x 6 cm1.El centro del cono coincidió con el centrodel campo de radiación verificándose me-diante placa radiográfica y el alineamientodel haz en profundidad fue también verifica-do colocando verticalmente una películaradiográfica.

Se utilizó un haz de electrones de energíanominal de 9MeV de un acelerador linealVarían, la cámara de ionización plana-para-lela tipo Markus, un electrómetro PTW y dosmaniquís o fantoma, de agua y PMMA.Siempre hubo lOcm de agua o de PMMAdebajo de la cámara.

Todas las exposiciones se realizaron conun extremo inferior del cono en contacto conla superficie del maniquí empleado. Y las me-didas se hicieron con 50 UM.

Para determinar distribución de dosis enagua sobre el eje central del haz de electro-nes se hicieron medidas de ionización con lacámara de diferentes profundidades en aguay en PMMA. Las medidas siguientes se ob-tuvieron colocando láminas con un espesorde aproximadamente 1 y 2 mm de PMMAsobre la cámara, a fin de obtener diferentesprofundidades a intervalos pequeños. Lasmediciones en agua se hicieron con la cáma-ra protegida con cubierta equivalente a lmmde agua. Por lo anterior, se midió a partir delmm de profundidad.

ResultadosLas gráficas generadas por la ionización enprofundidad sobre el eje central nos permi-ten determinar los parámetros de alcancepráctico (Rp), profundidad correspondienteal 50% de dosis máxima (R50)) y profundi-dad correspondiente a la dosis máxima (R100),que son factores necesarios para calcular ladosis en el material según el reporte 277 para

determinación de la dosis absorbida en ha-ces de fotones y electrones.

De manera cuantitativa se encontró que enla contaminación de Bremstrahlung enPMMA es menor al 1 % a la profundidad de44 mm. El comportamiento de las curvas deporcentaje de ionización contra profundidadse comportan muy parecidas desde el R100

hasta la profundidad correspondiente al30 % de la dosis máxima. Más allá de estaprofundidad en la zona del Bremstrahlung,la curva del agua se une con la curva dePMMA.

Se observó una buena simetría en el planodel haz respecto al eje central obtenido enlas placas radiográficas verticales tomadascon el maniquí de PMMA.

Los valores de Rp encontrados en agua yen PMMA diferente en 1.02 %. Sin embargoel valor del Sw, aire difiere únicamente porun 1.18 % dando una diferencia en la dosis2.6 %. Los valores de la dosis varían pocoen relación con la variación de Rp; esto es,para una variación de una unidad en Rp lavariación en la dosis es del 26 %.

La diferencia del valor de la dosis hechausando el reporte 277 es de 1.8 % con la re-lación a la calculada con el producto Markus(el cual propone calcular la dosis directamen-te con PMMA sin transformar a agua todoslos parámetros de alcance).

Este trabajo sugiere la posibilidad de cons-truir y calibrar accesorios, a bajos costos, delos cuales no se disponga.

En la siguiente tabla se muestra los resul-tados obtenidos de las mediciones en PMMAy agua para ambos protocolos.

REPORTE 277DELOIEA

Rp(mm)

Sw,a

D(cGy/UM)

Agua

39.2

1.0514

0.729

PMMA

38.8* 44.52

1.039

0.71

%Err

1.02*

1.18

2.6

UR CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

PARA PROTOCOLO MARKUS

Rp(mm)

Sw,a

D(cGy/UM)

Agua

42.48

1.0423

0.723

PMMA

38.8

1.0462

0.716

%Err

8.66

0.4

0.97

Dn

izac

iòn

de¡

<

S5

120 -i

100 -

80 -

60 -

40

20

0 -(

Mediciones en

. . .

—_L— - y -

-- - >*T-*-

) 50

Prof, en mm.

PMMA

.

-- -

-,100

-•-Seriei Dn

izac

iòn

de

ii

5?

120

100 y

80 -

60 -"

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20 -,

0 -,-0

Mediciones en

- - \ - - - -

- - \

- \ -_ . _ _

20 40

Prof, en mm

agua

-

—

60

-«-Seriei

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USO DE UN LECTOR ÓPTICO DIGITAL(SCANNER) PARA ESTABLECER CRITERIOS DECONTROL DE CALIDAD EN HACES CLÍNICOS

Roberto Genis SánchezUnidad de Radioterapia, HospitalMédica Sur, S.A.Pte. de Piedra 150,Col. Toriello - Guerra14050 México, D.F.

ResumenLa gama de posibilidades que se ofrecen conla aparición de múltiples programas ydispositivos de cómputo particularmente enel plano de la digitalización de imágenes, per-mite disponer de herramientas para que me-diante el uso de películas radiográficas deverificación, se realicen las determinacionesde control de haces clínicos, ya sea de fotoneso de electrones y en algunos casos con ma-yor eficiencia que usando sistemas electro-mecánicos con cámaras de ionización o contrazadores (tracker) y más notoriamente conlos fotodensitómetros. La eficiencia referi-da considera costos del equipo, tiempo en elregistro de información y del análisis, asícomo cantidad y exactitud de los parámetrosanalizados, por último también toma encuenta los recursos disponibles por contarcon un sistema como el descrito.

IntroducciónLos requerimientos de aseguramiento de lacalidad en el uso de los aceleradores linea-les abarcan una amplia variedad de paráme-tros que verificar. En el caso concreto de loscampos de radiación, los parámetros corres-ponden básicamente a la alineación,simetría y homogeneidad. Obtener estas eva-

luaciones que permitan identificar las condi-ciones del campo de radiación para cada ener-gía de fotones y electrones llega a serbastante tedioso dependiendo del equipo dis-ponible. De manera que si disponemos deequipo que permita realizar controles de loscampos clínicos de manera confiable y rápi-da resulta de inapreciable valor para el físicomédico y para el dosimetrista, en sus activi-dades rutinarias de verificación.

ObjetivoLa meta de este trabajo es presentar unprocedimiento para realizar el control decampos de radiación clínicos mediante pelí-cula radiográfica típica de verificación enradioterapia y mostrar los resultados delanálisis efectuado en las exposiciones decampos de referencia para fotones y electro-nes, usando un lector óptico digital de altaresolución (600 x 1200 dpi) denominadoscanner y un programa de computo para edi-ción de imágenes. Con lo cual fue posibleobtener la cuantificación de los siguientesparámetros: alineación del haz de radiacióncontra el haz luminoso, homogeneidad oaplanado del campo de radiación, y simetríadel mismo respecto al centro del campoluminoso. Para el efecto de comparar losresultados contra un método habitual, se

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

realizaron mediciones de las mismas imáge-nes con un fotodensitómetro luminoso conventana de colimación de un milímetro.

Material y procedimientoEn el hospital se cuenta con una unidad decobalto y un acelerador lineal, con el que sedispone de dos energías de fotones, 6 y 18MV y cinco energías en haces de electrones6, 9,12,16 y 20 MeV. Las pruebas aquí efec-tuadas corresponden a campos de referencia10x10 cm2 para la totalidad de las energíasde los haces disponibles. En cada exposiciónhecha se consideró colocar espesores dePMMA para lograr el equilibrio electrónicoy al menos 10 cm del mismo material pordebajo de la placa radiográfica.

La placa radiográfica empleada fue laX-Omat V de Kodak con dimensión de12.5 x 30.4 cm2 , se hicieron exposicionescon 60 y 100 unidades monitor del acelera-dor lineal y para cobalto con 60 y 100 cGy.Lo anterior para realizar pruebas de la sensi-bilidad del lector digital, el cual es de la marcaAgfa, modelo SnapScan 600 con adaptadorpara imágenes transparentes y su resoluciónbase es de 600 x 1200 puntos o pixeles porpulgada. La captura de las digitalizacionesse realizó con dos tipos diferentes de progra-mas para edición de imágenes, uno fue de lamarca Adobe, denominado Photoshop ver-sión 4.0.1 y el alterno correspondió alprograma Colorlt versión E-3.0.9 de lamarca Frontier. Estos programas se activa-ron en una computadora Apple modeloPower Macintosh 6500.

En el caso del densitómetro se utilizó unode la marca Vectoreen, modelo 07-443 conescala calibrada de cinco pasos de densidadóptica y colimador de 1 mm.

El revelado de las películas se hizo en eldepartamento de radiología del hospital sinun control extra al propio del equipo.

ResultadosPara las exposiciones con los distintos ha-ces, se encontró que la sensibilidad de lapelícula óptima para los análisis pordigitalización, fue con 60 cGy ya que con unamayor dosis se saturaba la lectura del regis-tro con la referencia normal de lectura. Parael caso del fotodensitómetro al utilizar la es-cala de calibración permitió el ajuste de estelector, repitiéndose la verificación antesde cada lectura de exposición con el hazclínico.

Siguiendo el criterio de evaluación de ho-mogeneidad para el campo de radiación, deque sea menor al 3 % en la región definidapor los límites de 2 cm hacia dentro del cam-po a partir de los puntos donde se ubica el50 % del valor central, se pudo observar que:a) Con el lector óptico es posible revisar la

homogeneidad mediante una opción delprograma de cómputo el cual lo analizapor medio de un histograma. La regiónseleccionada para evaluar la homoge-neidad se elige en forma arbitraria,ciertamente entre mayor sea el área, lospuntos analizados son más y permitenuna mayor estadística, pero se pierde lacaracterización de comparar pequeñasregiones entre sí. Se optó por elegirregiones de 0.5cm , lo cual permitiófácilmente intercomparar áreas pequeñassobre cualquier eje. Efectuar estasmediciones ocupó menos de 5 min apartir de que la placa radiográfica secoloca para hacer el rastreo.

b) Realizar lo anterior, usando el fotoden-sitómetro, empleó alrededor de 25 minpara obtener el análisis de homogeneidad.

c) Para la determinación de simetría, seutilizó una base de acrílico con marcasemplomadas en cada esquina para uncampo de 10X10 y una marca extra quedefine la orientación del campo.

RADIOTERAPIA

Conforme a la definición de que ladistancia entre los valores del 50% dela lectura en el centro corresponde altamaño de campo, el cual se compara conlos límites dados por las marcasemplomadas. Al usar el scanner, se utilizóla opción que permite evaluar la densidadrelativa de cada punto selec-cionadodentro de la imagen y que al mismotiempo marca las coordenadas del puntoanalizado respecto a un eje arbi-trario, demanera que rápidamente se encuentranlos puntos del 50 % respecto al centro yse comparan contra la línea que une lasmarcas emplomadas. Con lo cual sepuede medir la diferencia entre el puntodel 50% y el punto marcado por la líneadel campo luminoso. Realizar lo anteriorcon el lector óptico empleó tambiénmenos de 5 min, analizando los cuatroejes y los dos diagonales.

d) Determinar la simetría usando elfotodensitómetro requirió un minuto porcada eje.

e) Como una situación extra para el caso delanálisis de imágenes, se encontró que alobtener impresiones sobre la películacuando ésta se alinea sobre el eje enforma paralela, es decir, al dirigir el haza cero grados, la placa se coloca sobre eleje central del campo en forma vertical,se pueden analizar los porcentajes dedosis en profundidad relativa. El análisisde estas imágenes se vuelve muy eficien-te para el caso de haces de electrones,

puesto que la profundidad de alcance delhaz es de unos cuantos centímetros. Elprograma permite realizar una segmen-tación por promedio de densidades segúnel número de fragmentos en que se deseedividir la imagen. Esta opción muestrael eqivalente a las curvas o niveles deisodosis, ciertamente no son éstas peropermiten la rápida y eficiente compara-ción cuando uno requiere caracterizar unhaz de electrones, cuando uno utilizaprotecciones, bolus o en el caso de unaccesorio como un cono de extensión.

Conclusiones

El equipo aquí usado para realizar las deter-minaciones del control de los haces clínicostiene antecedentes de varios años atrás perosiempre habían sido accesorios muy costo-sos, de manera que computadoras, progra-mas y lectores ópticos comerciales, cuandose cuida la calidad de éstos, resultan ser me-nos costosos y brindan gran cantidad deinformación en forma rápida y confiable.

Es necesario reconocer que el presente esun trabajo incipiente y por lo tanto debe serprofundizado. Como un comentario extra sedebe señalar que al rastrear en forma digitalla escala calibrada para el fotodensitómetrolas variaciones de densidades de las franjasmás obscuras, el programa no detectó unagran variación, mientras que el fotoden-sitómetro permitía obtener diferencias de 100unidades mínimas de lectura.

MX9900168

SINOVECTOMIA POR CAPTURA DENEUTRONES

Héctor ReneVega Carrillo yCelia Torres MuhechCentro Regional de EstudiosNuclearesUniversidad Autónoma de ZacatecasC. Ciprés 10, Fracc. La Peñuela98000 Zacatecas, Zac.Correo electrónico:rvega@cantera. reduaz. mxal_cetm@tuzo. reduaz. mxURL: http://cantera.reduaz.mx/~rvega

ResumenLa terapia por captura de neutrones en boroha sido aplicada con éxito para el tratamien-to de cáncer de cerebro. Aplicando los mis-mos principios físicos y con los mismosobjetivos, eliminar las células malignasevitando el daño de las células benignas, seha concebido la idea de la Sinovectomíapor Captura de Neutrones. Ésta tiene comopropósito tratar la artritis reumatoide, pade-cimiento que a la fecha no cuenta con unacura definitiva. La Sinovectomía por Captu-ra de Neutrones requiere de una fuente deneutrones para irradiar la articulación afec-tada. El espectro en energía y la intensidadde estos neutrones son fundamentales, ya queestos neutrones inducen reacciones nuclea-res de captura con el Boro 10 dentro de laarticulación y la energía liberada de estasreacciones es transferida al tejido productordel líquido sinovial, aniquilándolo.

En este trabajo se presentan los resulta-dos de los espectros de neutrones obtenidoscon embalajes moderadores de geometría es-férica que contienen en su centro una fuentede 239PuBe. Los cálculos se realizaron me-diante métodos Montecarlo. Los modera-

dores ensayados fueron a base de agua lige-ra, agua pesada y de la combinación de agualigera y agua pesada. Los espectros obteni-dos, la energía promedio, el número total deneutrones por neutrón emitido por la fuente,el porcentaje de neutrones térmicos y ladosis equivalente nos permiten sugerir queel embalaje moderador más adecuado es elque tiene un grosor de agua ligera de 0.5 cm(radio de 2 cm) y 24.5 cm de agua pesada(radio de 26.5 cm).

Introducción

La terapia por captura de neutrones (TPCN)tiene más de 50 años de ser aplicada paracombatir el cáncer en cerebro(l-8). En estaterapia se le administra al paciente un fárma-co cargado con Boro 10, que al ser meta-bolizado es preferentemente absorbido por lacélulas cancerosas y en menor medida por eltejido sano que rodea al tumor, una vez quela concentración del 10B alcanzó su máximo,la cabeza del paciente se expone a un haz deneutrones epitérmicos(6-8). Estos neutronesalcanzan energías térmicas dentro del cere-bro, que al interactuar con el 10B, inducen re-acciones nucleares de captura, n(10B, 7Li)4He

RADIOTERAPIA

con una energía de reacción mayor a los2 MeV que aparece como energía cinéticade los núcleos de 7Li y 4He.(9,10) Esta ener-gía es depositada en una distancia menor oigual al tamaño de una célula con la conse-cuente muerte de la misma. Para utilizar estaterapia, se requieren altos flujos de neutronescon un intervalo de energía muy estrecho, porlo que normalmente se usan reactores nuclea-res a través de uno de sus puertos de irradia-ción o el núcleo del reactor,(ll-13) con laintercalación de filtros que garantizan elespectro adecuado en energía de los neutro-nes^ 4-16). En los últimos años se ha inves-tigado la posibilidad de utilizar otro tipode isótopos, así como mejores fuentes deneutrones con la intención de mejorar la efi-ciencia y la eficacia del tratamiento(16-23).La artritis reumatoide es un padecimiento queconsiste en la inflamación de las articulacio-nes. La inflamación se produce por un incre-mento en el volumen del líquido sinovial. Enalgunos pacientes, el grado de inflamaciónes tal que los imposibilita para trabajar.Actualmente, no existe cura definitiva, y lospacientes se someten a una vigilancia médi-ca muy estrecha y a la administración demedicamentos en forma permanente. Even-tualmente, el grado del padecimiento ameritael tratamiento mediante cirugía, donde seelimina el saco sinovial, después de esto, elpaciente se somete a un proceso de rehabili-tación que es prolongado y doloroso(24). Loque se persigue en el combate del cáncer decerebro, es la muerte de las células cancero-sas con el daño mínimo a las células sanas,mientras que en la artritis reumatoide sepersigue destruir al tejido responsable de laproducción del líquido sinovial con el me-nor daño al resto de los tejidos, esta simili-tud nos ha llevado a proponer la terapia porcaptura de neutrones para tratar la artritisreumatoide, Sinovectomía por captura deneutrones(25,26). Uno de los problemas

de esta terapia es contar con una fuentede neutrones cuya energía permita que éstos,una vez dentro de la rodilla, se termalicen yproduzcan reacciones nucleares del tipon(10B, 7Li)4He. En este trabajo se presentanlos resultados obtenidos de los cálculos deun embalaje moderador de geometría esféri-ca que permite obtener un número máximode neutrones térmicos a partir de una fuenteisotópica de neutrones de 239PuBe.

Materiales y métodosLos cálculos se realizaron mediante el códi-go Montecarlo MCNP4A(27) y se ensaya-ron los siguientes moderadores: agua ligera(H2O), agua pesada (D2O) y una mezclaheterogénea de agua ligera y pesada (H2O/D2O). El término fuente usado fue el de unafuente de 239PuBe(28-30) que durante elmodelado se ubicó en el centro del embalajemoderador y con un radio de 1 cm, ésta serodeo de un cascarón esférico de aire de 0.5cm de grosor. El medio moderador se mode-ló con geometría esférica y se ensayaron 5radios: 6.5, 13.5, 18.5, 23.5 y 26.5 cm.Durante los cálculos no se utilizaron técni-cas de reducción de varianza y se determinóel espectro en energía resultante a una dis-tancia de 27 cm del centro de la fuente. Lassecciones eficaces utilizadas se obtuvieronde las biblioteca ENDF/B-V(27).

ResultadosLos espectros producidos por los embalajesmoderadores de 26.5 cm de radio se mues-tran en la figura 1, donde se observa que: elmoderador de D2O es mejor que el de H2O,así como que el sistema heterogéneo H2O/D2O produce un espectro de calidad aproxi-madamente igual al de D2O. En la tabla 1 semuestran, para el embalaje de agua ligera, elnúmero total de neutrones por cada neutrónemitido por la fuente, el porcentaje de

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

neutrones térmicos, la energía promedio delespectro y la dosis equivalente. Estos mis-mos parámetros se muestran para el embala-je de agua pesada y para el de agua ligeracon agua pesada, en las tablas 2 y 3, respec-tivamente.

Conclusiones

La infraestructura necesaria para aplicar laterapia por captura de neutrones para tratarel cáncer en cerebro es muy costosa y estáfuera del alcance de nuestro país, sin embar-

Tabla 1.- Parámetros de la fuente de 239i

go, la Sinovectomía por Captura de Neutro-nes sí está a nuestro alcance. Los resultadosobtenidos en este trabajo nos permiten esta-blecer que el uso de un embalaje moderadorde 2.0 cm de radio de agua ligera (grosor de0.5 cm) y 26.5 cm de radio de agua pesada(grosor de 24.5 cm)con una fuente de 239PuBeen el centro, produce, a 27 cm del centro delembalaje moderador, un espectro de neutro-nes potencialmente útil para iniciar la faseexperimental de la Sinovectomía por Captu-ra de Neutrones con fantomas.

PuBe dentro del moderador de H2O.

Radio[cms]

6.5

13.5

18.5

23.5

26.5

Total[n/n fuente]

1.41 X10"4

1.04 xiO"4

0.64x10"4

0.38x10"4

0.28x10"4

%^Térmicos

2.7

24.4

30.1

31.3

31.3

<E>[MeV]

3.34

2.28

2.19

2.23

2.23

H[cSv/n fuente]

4.08x10"12

2.08x10'12

1.25x10"12

0.72x10"12

0.53x10'12

Tabla 2.- Parámetros de la fuente de 239PuBe dentro del moderador de D2O.

Radio[cms]

6.5

13.5

18.5

23.5

26.5

Total[n/n fuente]

1.41 X10"4

1.45x10"4

1.52 xKT*

1.65x10**

1.82 X10"4

%^Térmicos

0.002

2.4

13.4

31.7

44.4

<E>[MeV]

3.46

1.85

1.12

0.66

0.46

H[cSv/n fuente]

4.26x10"12

2.45x10"12

1.61 x10-12

1.09x10"12

0.90x10"12

Tabla 3- Parámetros de la fuente de 239PuBe dentro del moderador de H2O/D2O.

Radio [cms](H2O+D2O)

6.5 (2+4.5)

13.5 (2+11.5)

18.5 (2+16.5)

23.5 (2+21.5)

26.5 (2+24.5)

Total[n/n fuente]

1.41 X10"4

1.45 X10"4

1.53 xiO"4

1.67 X10-4

1.81 X1Q-4

%^Térmicos

0.07

2.8

13.5

31.9

43.2

<E>[MeV]

3.44

1.84

1.11

0.64

0.46

H[cSv/n fuente]

4.23x10-12

2.43x10"12

1.60x10"12

1.08x10"12

0.90x10"12

RADIOTERAPIA

0.00010 i-r

£ 0.00008

Io

- 0000063

Õ U.0U004

I7 0.00002

0.00000

— - H2O

D2O

H,0+D,0

10-6 10-7 10-6 10'5 10-1 10-3 10"2 10-1 10° 101 102

Energía del neutrón [ MeV ]

Figura 1.- Espectros de neutrones, por neutrón de fuente, producido porembalajes esféricos, de 26.5 cm de radio, de H2O, D2O y unacombinación heterogénea de H2O y DZO a 27 cm.

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INTRODUCCIÓN A LA SIMULACIÓNCON EL CÓDIGO DE MONTECARLO MCNP Y

SUS APLICACIONES EN FÍSICA MÉDICA

Fernando ParreñoZorrilla,Rolando PáucarJauregui,César Picón ChávezInstituto Peruano de Energía NuclearAv. Canadá 1470 San BorjaLima-41 Perú

ResumenLa simulación por Montecarlo es una herra-mienta con que la física médica cuenta parael desarrollo de las investigaciones, el inte-rés por esta herramienta es creciente, comopodemos observar en las principales revis-tas científicas de los años 95-97 donde másde 27% de los artículos tratan sobre temasde Montecarlo y/o sus aplicaciones en eltransporte de radiación.

En el Instituto Peruano de Energía Nuclearestamos implementado y haciendo uso de loscódigos MCNP4 y EGS4.

En este trabajo se presentan loslineamientos generales del método deMontecarlo y las aplicaciones más usualesen física médica. Asimismo, se hace una si-mulación del cálculo de las curvas de isodosisen un tratamiento intersticial con alambresde iridio 192 en un carcinoma en mama.

El método de Montecarlo

La interacción de la radiación con la mate-ria viene descrita por una ecuación de trans-porte, la cual no admite soluciones analíti-

cas, salvo en casos extremadamente simplesde interés práctico. Son varios los métodosaproximados que se han usado para resolverla compleja ecuación integro-diferencial querige el transporte de fotones en un mediomaterial absorbente y dispersor, de entre es-tos métodos aproximados cabe destacar al deMontecarlo.

Este método es una técnica para obtener so-luciones aproximadas de problemas fisico-matemáticos mediante procedimientos demuestreo estadístico, basados en el empleo denúmeros aleatorios y leyes de distribución (1).

En particular y referido a la física medica,el número de trabajos publicados durante losúltimos años y el interés general en la publi-cación de este método de cálculo, ha ido enaumento(2).

El método de Montecarlo es un métodomatemático que permite la resolución de pro-blemas en los cuales es posible considerar lapresencia de variables aleatorias. Una varia-ble aleatoria es asociada con una probabili-dad de distribución, la cual describe la rela-tiva frecuencia de todos los posibles valoresde la variable aleatoria. El teorema del lími-

RADIOTERAPIA

te central es el fundamento para la inferen-cia estadística de los cálculos de Montecarlo,con él es posible establecer los intervalos deconfidencia dentro de los cuales caen los re-sultados(3). Aspectos de interés estadísticostales como valor medio, media, varianza dela población, varianza de la media son utili-zados para asegurar la obtención, convergen-cia y confiabilidad de los resultados y delproceso de muestreo.

Debido a la importancia del empleo de estemétodo, en diversos campos de investiga-ción, se da el origen de los códigos Monte-carlo, los cuales relacionan los algoritmos delmétodo de Montecarlo a las leyes físicas delos procesos a estudiar. Con el desarrollo deestos códigos se gana velocidad y precisiónal realizar la simulación.

El código de Cálculo MCNP (4)

MCNP (Montecarlo N-Particle) es un códi-go que simula el transporte de partículas através de la materia por el método deMontecarlo. En su origen N P significaba"neutrones" y "fotones", pero las versionesrecientes incluyen transporte de electrones yde ahí lo de "n-particle". Se trata de un códi-go de geometría generalizada y de propósitogeneral, cuyo uso está ampliamente extendi-do.

El código está escrito en FORTRAN 77estándar y su adaptabilidad a diferentesmáquinas es muy amplia.

El código MCNP permite simular en for-ma individual cada una de las historias delas partículas; los distintos eventos que pue-den sucederle a cada partícula se muestreanaleatoriamente a partir de distribuciones co-nocidas (empíricas o teóricas) y el compor-tamiento "promedio" se obtiene calculandola media para un número suficientemente altode partículas. Los datos de las interacciones(básicamente, secciones eficaces a distintasenergías) se extraen de distintas librerías.

Estructura del archivo de entradade datosEl usuario crea un archivo de entrada de da-tos, éste contiene la siguiente información:-Especificación de la geometría problema.-Descripción de materiales y selección desecciones eficaces.-Localización y características de la fuenteradiactiva.-Especificación de los parámetros físicos acalcular.-Las técnicas de reducción de varianza utili-zadas para mejorar la eficiencia.

Estructura del archivo de salida dedatosEs aquí donde se encuentra la informaciónsolicitada en el archivo de entrada de datos.

En el archivo de salida se da como prime-ra información el archivo de entrada con ob-servaciones realizadas al mismo y tablas desecciones eficaces utilizadas, así como cál-culos de volumen, masa, áreas, etc., mensa-jes de errores producidos durante la compi-lación.

Se presentan reportes de las incidencias decreación, multiplicación y pérdidas del pesoestadístico de las partículas a partir de suemisión desde la fuente e interacción con lasceldas, a ello se suma el cuadro de análisisde fluctuación de las cuentas (TFC).

Además son impresos los parámetros físi-cos requeridos (fluencia, kerma, dosis), con-juntamente con los errores relativos asocia-dos a su estimación y, las causas por las cua-les terminó la ejecución del MCNP: númerode historias, tiempo prefijado y/o errores fa-tales producidos.

Aplicaciones en física médica (5)

Mediante la simulación por Montecarlo seha estudiado no sólo la interacción de los

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

fotones y neutrones con la materia, sino quetambién se ha estudiado la interacción de loselectrones y protones; teniendo en cuenta queel estudio de la interacción de las partículascargadas resulta complejo, al tener que con-siderarse un mayor número de colisiones aexperimentar por las partículas.

Debido a la incidencia de fotones de altaenergía en un medio, cierta cantidad de lamisma es depositada por electrones muyenergéticos a una distancia determinable.Diversos códigos han sido diseñados para elestudio de este transporte combinado, deelectrones y fotones, a través de distintasgeometrías, y aunque la mayoría de estoscódigos se diseñaron para su aplicación enel campo de la física de altas energías, en laactualidad se usan también en física médica.

En radiodiagnóstico, por ejemplo, se handesarrollado cálculos parta determinar ladosis de radiación en diversos órganos cor-porales tras una radiografía de tórax, tambiénse han realizado cálculos que tienen en cuentala dispersión coherente y las correccionesrelativistas de la energía de enlace en la dis-persión incoherente para baja energía, comotambién se han evaluado las dosis recibidaspor pacientes tras exámenes mamográficos,así como la dispersión de rayos X, las pro-piedades del ruido cuántico en las pantallasradioscópicas y las características de las re-jillas antidifusoras.

En medicina nuclear se han realizado cál-culos, como por ejemplo las estimacionesprecisas de la dosis debida a la administra-ción interna de fármacos radioactivos enórganos corporales y también estudios de lascaracterísticas de los detectores de BGO, CsFy Nal(Tl) empleados en tomografía de emi-sión de positrones.

En radioterapia se han realizados cálcu-los, como por ejemplo, la estimación delfactor de acumulación y la dosis de profun-didad para fotones, el cociente del poder

de frenado másico agua/aire para haces defotones y electrones de alta energía, así comoel espectro de los fotones producidos enmaniquíes de agua irradiados con fotones dehasta 2 MeV. También se han estudiado lascurvas de rendimiento en profundidad paraaceleradores lineales y los factores de correc-ción para las paredes de la cámara deionización.

En radioterapia intersticial se ha estudia-do la distribución de dosis alrededor desemillas de I -125, así como para otras fuen-tes de radiación utilizadas para este fin.

Por último, dentro de las aplicaciones mé-dicas de la simulación, una de las últimas in-vestigaciones en física médica está dirigidaa la terapia por captura por neutrones, la si-mulación se utiliza para determinar el mejordiseño de las facilidades de irradiación, parael modelado del espectro de neutrones, de-terminación de la distribución de dosis en elpaciente, seguridad radiológica, entre otros.

Actualmente en el Grupo de Cálculo Aná-lisis y Seguridad del Instituto Peruano deEnergía Nuclear en conjunto con el área defísica del Departamento de Radioterapia delInstituto Nacional de Enfermedades Neo-plásicas se viene utilizando el código MCNPpara la simulación del transporte de neutronesen una facilidad de irradiación, cálculos deblindajes y dosimetría en braquiterapia utili-zando fuentes de iridio 192.

Simulación ejemplo con el códigoMCNP

Se ha simulado el transporte de fotones, pro-venientes de 9 fuentes de Ir-192, con unaenergía promedio de 0,4 MeV, de 9 cm delongitud y 0,1 cm de radio.

Las fuentes han sido colocadas en un cubode agua de 15'15'15 cm3, siendo ubicadasen tres planos, separados 2 cm entre sí.

Para realizar cálculos de dosis se han cons-truido pequeñas regiones de 0,2'0,2'0,2 cm3

RADIOTERAPIA

en las proximidades de las fuentes.En la figura 1 se muestra una gráfica que

representa las curvas de isodosis alrededorde las fuentes de iridio. Se sigue trabajandopara la obtención, mediante algoritmos ma-temáticos, del índice de cubrimiento, índicerelativo de homogeneidad de dosis e índicede volumen externo, así como del índice dehomogeneidad de dosis.

-4 -3.6 -3.2 -2,8 -2.4 -2 -1.6 -1.2 -0.8 -0.4 0 0.4 0.8 1.2 1.6 2 2.4 2,8 3.2 3.6 4

Figura 1. Curva de isodosis de 9 fuentes lineales de iridio. Corte transversal.

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DISEÑO Y CONSTRUCCIÓN DE UNDENSITÓMETRO ÓPTICO

COMPUTARIZADO PARA PELÍCULASDE RAYOS-X

Hermilio GregorioVicuña Vidal(*),César Picón Ch.,Mayer Zaharia B.Instituto de Enfermedades NeoplásicasDepartamento de RadioterapiaServicio de FísicaAv. Angamos Este 2520, Lima 34, PerúTelefax: 448-4548e-mail: gregorio64@hotmail.com

ResumenEn departamentos de radioterapia, donde sedispone de unidades de radiación, éstasrequieren de un control de calidad de susparámetros como: dosis en profundidad, ta-maño real, simetría y aplanamiento del cam-po de radiación. Para cumplir lo anterior sediseñó y construyó un sistema totalmenteautomático para "escanear" y analizar laspelículas o placas de rayos-X, que sirvieronpara tener la información del parámetro amedirse.

Introducción

El presente trabajo está orientado a describirlas diferentes etapas del diseño y construc-ción de un equipo de adquisición de datos yde control de movimientos de un sensoroptoelectrónico, que permita medir la densi-dad óptica de películas de rayos-X.

Se describen con detalle las diferentespartes del hardware del sistema, así comoalgunos procesos de cálculo. Se tienen cua-tro módulos principales del sistema:

El módulo de control, de vital importan-cia dentro del sistema, dotado de acondicio-nador de señal, conversor, codificador ydecodificador de formato RS232 en suversión de hardware, generador de pulsos dereloj, unidad de control para el movimientode los motores a pasos, fuente de alimenta-ción propia y finalmente indicación visualmediante LEDs en el panel frontal sobre laoperación correcta. Luego se tiene el módu-lo lector, dotado de un mecanismo de movi-miento bidimensional, mediante los motoresa pasos, el sistema optoelectrónico para la"lectura" de la densidad óptica de la pelícu-la. La computadora personal conectada conel módulo de control para tomar los datos dedensidad óptica del módulo de escaneo.

El software ha sido desarrollado enQBASIC para la comunicación con elpuerto serial RS-232 de la PC.

Métodos y materialesEl sistema se puede ver en Diagrama de Blo-ques (figura 1). En el que se aprecian los si-guientes componentes:

RADIOTERAPIA

1. Módulo de controlEs el corazón del sistema, recibe las órdenesdadas desde la PC por su puerto de comuni-cación serial RS232 decodificándola y dan-do el formato adecuado para controlar elmovimiento del cabezal lector optoelec-trónico, digitaliza y da el formato adecuadoa las señales leídas para transmitirlas a la PC.En la figura 1.1 se tiene el diagrama donde:

1.1 Acondicionador de la señal: este blo-que de circuito permite convertir las señaleseléctricas generadas por el transductor (cé-lula LRD), en formas de señal que sean acep-tadas por las siguientes etapas del Módulode Control. Ésta puede amplificar las seña-les de bajo nivel producidas por el trans-ductor, aislar y filtrar éstas para medidas másprecisas. Además, el mismo transductorrequiere de voltaje o corriente de excitaciónpara generar un voltaje de salida.

1.2 Conversor A/D (analógico/digital):tanto la computadora como las etapas si-guientes del Módulo de Control, emplean cir-cuitos digitales. Pero la señal obtenida es detipo analógico, por lo que se utilizó unconversor A/D integrado en un chip de 8 bits.

1.3 Codificador formato RS-232: a la sa-lida del conversor AID se tiene la señal encódigo binario de 8 bits, la que se transmitea la PC vía su interfaz serial RS-232. Para locual se deben convertir los 8 bits en una se-cuencia de bits en serie, además organizar lasecuencia con vistas a que la PC pueda iden-tificar el inicio y final de la secuencia.

1.4 Decodificador formato RS-232: la basede éste es un registro de desplazamiento de8 bits utilizado como entrada serie/salidaparalela, los datos enviados desde la PC sontransmitidos a la entrada serie del registro.Cada transición del reloj desplaza los datosuna etapa a la derecha. La palabra de datosenviada por la PC viene siempre precedidapor un bit 0 de comienzo, por lo que se apro-vecha éste para disparar el primer monoes-

ACONDICIONADORDE LA SEÑAL

TDEL MÓDULO DE

ESCANEO

A/DCONVERSOR

ICODIFICADOR

FORMATORS-232C

DECODIFICADORFORMATORS-232C

1GENERADOR

DEBAUD RATE

UNIDADES DECONTROL DE LOS

MOTORESMX Y MY

AL MÓDULODE ESCANEO

Figura 1.1 Diagrama de bloques del módulo de control.

table que envía la orden de almacenamientoa una memoria D, registra así los datos decontrol de los motores y de lectura enviadospor la PC; a la vez esta orden de almacena-miento dispara al segundo monoestable, parapermitir que éste limpie el registro y recibirla siguiente palabra de datos.

1.5 Generador de baud rate: la precisa fre-cuencia de transmisión se consigue utilizan-do un cristal de cuarzo piezoeléctrico y cir-cuitos divisores de frecuencia óptimos. Sedebe tener cuidado al seleccionar una velo-cidad de transmisión, la que debe coincidircon la fijada en el programa soporte de co-municaciones.

1.6 Unidad de control de los motores: estaunidad utiliza dos circuitos integrados TTL.Cuatro puertos OR-Exclusivos proveen lalógica adecuada para la dirección del movi-miento. El movimiento a pasos es controla-do por dos flip-flops JK. Las salidas Q y ~Qde estos flip-flops controlan las fases delmotor. Los pasos están acompañados por el

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

disparo de las entradas de reloj de ambosflip-flops. El flip-flop no puede directamen-te alimentar un motor a pasos. Por lo que seusan transistores de potencia para impulsarlas bobinas del motor.

2. Módulo lectorEste módulo está compuesto por un par demotores a pasos, una mesa de soporte de laplaca de RX, mecanismo de conducción endos dimensiones y un cabezal optoelec-trónico.

2.1 Mecanismo de conducción en dos di-mensiones: es capaz de proveer una posiciónprecisa del detector optoelectrónico, permi-tiendo el escaneo en el plano de la placa deRX. La primera dimensión o escaneo en X,está establecida por dos guías de riel, unmotor a pasos que permite el movimiento delcabezal de escaneo óptico. La segunda di-mensión o escaneo en Y, es establecida porun rodillo cuyo movimiento lo obtiene porun segundo motor a pasos mediante un siste-ma de engranajes, semejante a una impreso-ra, este rodillo mueve la placa haciendo pre-sión y rotando sobre ella.

2.2 Cabezal de escaneo optoelectrónico:este dispositivo está constituido por un sis-tema de acoplamiento optoelectrónico de unalámpara fluorescente de luz blanca visibledispuesta en la parte inferior y fija del equi-po; y del otro lado se dispone del receptor osensor que es una celda fotoconductora LDR,dispuesto dentro de una construcción cilin-drica de aluminio opaco con un orificio deentrada pequeño (JE »lmm). Así se tiene quela intensidad de la luz que pasa a través de lapelícula es atenuada de acuerdo con ladensidad óptica de la película en ese punto,luego la intensidad restante penetra por elpequeño orificio del receptor provisto de unacelda fotorresistiva, que convertirá la inten-sidad luminosa en mayor o menor resisten-cia óhmica, que será medida por la etapasiguiente.

COMPUTADORAPERSONAL

-* SOFTWARE DECOMUNICACIONES

MEMORIA DEDATOS

RS232C

SOFTWARE PARAESCANEO

SOFTWARE PARAMUESTREO

SOFTWAREINTEGRAL

1 SOFTWARE PARATRANSFERENCIA

DE DATOS

MÓDULO DECONTROL

MÓDULOLECTOR

Figura 1: Diagrama de bloques del Sistema.

3. La computadora personalEl sistema puede trabajar con cualquier PCprovista tan sólo de su puerto de comunica-ciones serial RS-232, por donde son envia-das las órdenes del programa al Módulode Control y recibe los datos obtenidos delescaneo. Sirve además para almacenar estosdatos y mostrarlos en pantalla o en impreso-ra, luego de ser analizados adecuadamente.

3.1 El proceso de las comunicaciones: lacomunicación con el módulo de controlrequiere:- El Adaptador de Comunicaciones Asin-cronas.- Un enlace de comunicaciones entre el PC yel dispositivo externo.- Un programa soporte de comunicaciones.

La PC controla el proceso entero. El Adap-tador de Comunicaciones Asincronas (ACÁ)u otra tarjeta en serie convierte los datos delPC en el formato correcto para comunica-

RADIOTERAPIA

ciernes y viceversa. El enlace de comunica-ciones es un cable que conecta el ACÁ conel Módulo de Control, éste es capaz de reci-bir datos del PC y transmitir datos al PC. Fi-nalmente, el programa soporte de comuni-caciones en lenguaje de alto nivel se encargade la transferencia de los datos entre la me-moria del PC y el ACÁ.

Resultados

Se muestra en la fotol el equipo construidoen el laboratorio del servicio de física delInstituto de Enfermedades Neoplásicas.

Con el prototipo se obtienen los siguien-tes resultados de lecturas de densidades óp-ticas relativas. El gráfico de la figura 2 seobtuvo irradiando verticalmente sobre unapelícula Xomat-k de Kodak puesta dentro deun fantoma de placas de acrílico y leída enél.

ConclusionesLos resultados obtenidos son de hecho alen-tadores, a simple vista y comparados con losobtenidos por otros dispositivos, como porejemplo, con el fantoma automatizado, sonsuficientemente buenos.

Además, si procedemos a la medida deltamaño de campo, su simetría y aplanamien-to; con la técnica sugerida en el Apéndice Cde (1), observamos que coincide con loprevisto.

Se utilizaron programas de diseño asisti-do por computadora como el smart Work parael trazado de las pistas del circuito impreso,el Orcad/SDT para el levantamiento de losdiagramas esquemáticos de los módu-los electrónicos que conforman el sistema.

Cabe anotar que actualmente se viene de-sarrollando el software de comunicacionesen Visual BASIC con lo que se permitirá laoperación del equipo en el entorno deWindows.

El equipo diseñado y construido se encuen-tra operativo en la institución donde fu reali-zado y se espera sea un aporte a la garantíade calidad en radioterapia.

Agradecimientos

Nuestra gratitud por su apoyo brindado alInstituto de Enfermedades Neoplásicas, ala Universidad Nacional de Ingeniería ya la Clínica de Radioncología, S.A.

Foto 1. Equipo densitómetro óptico. Se muestra el módulo lector,el módulo de control y la PC con el resultado del escaneo entiempo real.

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

5

lati

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120.00

100.00

80.00

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DENSIDAD ÓPTICA EN PROFUNDIDADCAMPO 10X10 cm2 DEL LINAC 6XR

•

•

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•

•

•

\\

\\\

\\

V

\

0 10

Profundidad

20 30

(cm)

Figura 2. Lectura en profundidad del haz del Linac. Note el puntode DO máxima.

Bibliografía1. Enrique Gaona, Víctor Manuel Tovar M. Manual para usode aceleradores lineales de electrones en radioterapia (en lamodalidad de rayos X), Instituto de Cancerologia, Edilibros,México, 1984.

2. William R. Hendee. Radiation theraphy physics, Year BookMedical Publishers, Chicago-London.

3. Joseph C. Nichols, Elizabeth A. Nichols, Peter R. Rony.Micropocesador Z-80, Programación e interfaces, México, 1984.

4. Fox. Análisis y diseño con amplificadores operacionales,traducción al castellano por Ing. Juan R. Bryson, UniversidadNacional de Ingeniería, Lima-Perú.

5. M. D. Seyer. Conexiones en el IBM PC/XT,'AT, Teoría ypráctica de periféricos, comunicaciones y configuraciones,Colombia, 1987.

6. Don Lancaster. Manual de circuitos integrados TTL, EdicionesTécnicas REDE, España, 1985.

7. Denis Bets. Dispositivos y sistemas electrónicos, tomo 2, Lima,Perú, 1989.

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SOFTWARE MULTIUSUARIO DE CALCULORADIOTERAPÉUTICO USANDO UNA RED DE

CÓMPUTOJuan José AllauccaPaucar,César Picón Chavez,Mayer Zaharia B.Departamento de RadioterapiaInstituto de Enfermedades NeoplásicasAv. Angamos Este 2520,Lima 34, Perú. Telefax: 5114484548

ResumenSe ha diseñado un sistema de hardware ysoftware para un departamento de radiotera-pia. Corre bajo la plataforma del sistema ope-rativo Novell Netware, compartiendo losrecursos existentes y del servidor, es centra-lizada, multiusuario y de mayor seguridad.Resuelve una gama de problemas y necesi-dades de cálculo, gestión de pacientes yadministración, es muy rápido y versátil, con-tiene un conjunto de menús y opciones quese pueden seleccionar con mouse, flechasdireccionales o teclas abreviadas.

Introducción

En un departamento de radioterapia media-no o grande es conveniente implementar unared de cómputo multiusuario que solucionelos siguientes problemas: cálculo de dosissimple, cronogramas de tratamiento, consul-ta, registro de tratamientos, recepción de pa-cientes e información general.

Para el Departamento de Radioterapia delInstituto de Enfermedades Neoplásicas, se hadiseñado un sistema que cuenta con un ser-vidor Novell Netware y terminales distri-buidos en: salas de consulta, unidades de tra-tamiento y recepción.

Materiales y métodosEl hardware del sistema consta de ServidorDedicado 486 DX2, 66 Mhz, 16 Mb deRAM, monitor VGA y dos discos duros.

El software corre en ambiente NovellNetware, el programa ha sido desarrolladoen Fox Pro v2,6. Las estaciones de trabajo(terminales tontos) consisten en 07 compu-tadoras con microprocesadores de 386SX,33Mhz, 2 Mb. de RAM, monitores VGA ytarjeta de red NE2000, interconectados bajola topología BUS formando caminos cerra-dos sin bifurcaciones que hacen sean parale-los (ver figura 1). El software básicamenteconsiste de programa Novell Netware v. 3.11para 50 usuarios y FoxPro LAN. Los progra-mas consideraron las siguientes opciones:registro de pacientes, cronograma de trata-miento, espacios vacantes, cálculo de tiem-po de irradiación y dosis, preparación deficha de tratamiento, tratamiento, modifica-ción de horarios y/o turno en la misma uni-dad u otro, cálculo y recálculo del tiempo deirradiación en una nueva unidad en caso secambie de unidad de tratamiento, cálculo delrendimiento de las unidades de cobalto parauna fecha particular, mensajes y buzón demensajes, reportes e imprisiones, estadísti-

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ca, manejo de parámetros. Cada parámetroha sido analizado y optimizado.

Resultados

Estacicn de trabajo Estación de trabajo Estadón de trabajo

Estad onde trabajo Servido-

Figura. 1

El sistema permite el uso de los recursosdisponibles con el beneficio para paciente einstitución. El software es flexible y de fácilmanejo para nuestro personal. Como ejem-plo en la figura 2 se muestra un listado depacientes ordenados por apellido paterno enforma ascendente de un determinado turno auna cierta hora, en una unidad de tratamien-to, también pacientes citados y vacantesdisponibles. Este menú y otros han sidodiseñados usando arreglos. Otro ejemplo esel menú Modificar; con las siguientes opcio-nes: cambio de estado, cambio de turno en la

misma unidad, suspender, retiro definitivo,retiro de reservas, reservaciones, etcétera.

Una consideración importante es tambiénel costo, el cual es relativamente bajo y alalcance de cualquier departamento de radio-terapia.

Las principales características aportadaspor el sistema son:- Las bases de datos son actualizadas instan-táneamente y accesibles desde distintos pun-tos.- Facilita la transferencia de archivos, yaccesos a correos.- Comparte periféricos (impresora, discos,etcétera).- Facilita el acceso al sistema, incluso a usua-rios inexpertos.

Para dar mayor performance se utilizantarjetas Ethernet, bajo topología tipo BUS ycable coaxial, con protocolo CSMA/CD, quetrabaja en banda base y es capaz de transmi-tir a 10 Mbit/s, normalizada por la IEEEcomo IEEE 802,3.

Cambios futuros para mediano plazo: seespera adquirir Pentium II o de última gene-ración de computadoras. Con un servidorNetware 4.11, Unix o Windows NT.

Conclusiones

Es posible implementar una red de cómputopara manejar casi todos los parámetros en undepartamento de radioterapia mediano ogrande a un costo razonable exclusivamentecon personal de planta.

Figura. 2

RADIOTERAPIA

Bibliografía1. T. Rock Mackie, Ph.D. and Jalinder R. Palta. Ph.D., Editors(1996). Teletherapy: Present and Future. American Associationof Physicists in Medicine.

2. Douglas Weber (1991). Novell Netware commands andInstallation Made Easy, McGRAW-HILL, INC.

3. Les Pinter (1995). Microsoft Fox Pro ApplicationsProgramming, Windcrest / McGRAW-HILL, INC.

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CALIBRACIÓN DE UN ACELERADORLINEAL DE ELECTRONES USANDO

MANIQUÍ DE ACRÍLICOC.Sandra Guzmán C. *,César Picón Ch.Instituto de EnfermedadesNeoplastiasDepartamento de Radioterapia-Servicio de FísicaAv. Angamos 2520 Lima 34 , Perú,Telefax: +51-014-484S48E-mail: sandragc@hotmail.com

ResumenLa finalidad de este trabajo es hallar la dosispara haces de electrones usando maniquíesde acrílico e intercompararla con las medi-das en agua, encontrándose también surespectivo factor de conversión. Con baseen esto se pueden realizar mediciones deinterés para el buen funcionamiento de unacelerador lineal y tratamientos clínicosespeciales, en menor tiempo.

IntroducciónEl agua es generalmente aceptada como ma-terial estándar para fines de dosimetría ycalibración, pero no siempre es posible oconveniente el uso práctico de este sistema,por ello se buscan materiales alternativos,cuyo requisito es que éstos tengan el mismopoder de frenado de colisión lineal, igual po-der de dispersión angular, la misma densi-dad electrónica y número atómico efectivoque la del agua.

Los maniquíes más comerciales diferen-tes al agua son hechos de plástico especial,cuyos costos por lo general son altos, se havisto conveniente utilizar acrílicos de fabri-cación nacional.

El objetivo del trabajo se centra en la ob-tención de dosis en acrílico y su factor deconversión de dosis en agua.

Materiales y métodosLos resultados presentados en la tabla 1 fue-ron obtenidos haciendo uso de un aceleradorlineal SIEMENS del Centro Integral deRadioterapia con energías en el mod deelectrones de 5,6,7,9,10 y 12 MeV, las con-diciones de irradiación fueron: SSD 100 cm,campo 15x15 cm. En las mediciones se uti-lizó una cámara de ionización plano paralela-PTW Freiburg de volumen 0.5 ce, un elec-trómetro Keithley-CNMC. Para la determi-nación de dosis se hizo uso de un maniquíde agua y un maniquí de acrílico de fabrica-ción nacional, de espesor variable desde 27mm hasta 40 mm. El presente trabajo se basaen la metodología en los principios de proto-colos internacionales (1,2,3).

En el protocolo AAPM TG-21, el cual, ba-sado en la teoría de la cavidad de SpencerAttix(4,5), la dosis en un medio del maniquíestá dada por:

RADIOTERAPIA

Donde M ,(d .) son las lecturas medi-medv mea7

das en el medio y Dmed es la profundidad dela medición (L/r) , es la razón del aire almedio y P son las correcciones definidas enel protocolo.

La IAEA TRS-277 da la dosis absorbidaen maniquíes de agua, en el punto efectivode medida por:

K(Peff) =Donde:

(2)

Sw,mr =\L¿

P: Factores de corrección, P^ Punto efectivo de medida.

Relacionando ambos se halla la dosis enambos medios el poder de frenado, se consi-dera para el caso del agua la Tabla X -TRS -277 y para el acrílico se obtiene de la TablaVn-TG-21.

En el protocolo AAPM TG-25, se encuen-tra la relación de la profundidad en agua yplástico, por un factor llamado densidad efec-tiva:

dw = {cm) (3)

Donde: R50 son las profundidades en lasque la ionización o dosis absorbida es 50 %del máximo.

El procedimiento que relaciona la dosisen el punto de la máxima dosis en cada ma-niquí, será:

$'*-' ( 4 )

Si adoptamos la definición de f como larazón de la fluencia del electrón en la pro-fundidad equivalente en maniquíes de aguay plástico, se puede considerar su valor comola unidad, nótese que este parámetro es in-dependiente de las características de algunamedida. Por lo tanto tendremos:

(5)

Donde: (Un), es la razón del poder de fre-nado, en nuestro caso ello constituye el fac-tor de conversión.

ResultadosEn la tabla 1 encontramos los valores de do-sis para los maniquíes de agua y acrílico consu respectivo factor de conversión.

Energía (MeV)

56791012

D(cGy/UM)AGUA0.9980.9970.9700.9850.9901.001

D(cGy/UM)ACRÍLICO

0.9670.9680.9410.9570.9620.969

Factor de conversión

1.0321.0301.0311.0291.0291.033

Tabla 1. Factor de conversión

•o

n

1

HAZ DE 5 MeV PARA UN ACELERADOR LINEAL DEELECTRONES

-^-^^""" \ "\

w-*-AGUA

-•-ACRÍLICO

ww• v .

05 1 IS 2 :S 3 3

Profundidad (cm)

Figura 1. Comparación de escala de las curvas ionización-profundidad para maniquíes de agua y acrílico de unacelerador lineal de electrones, energía 5 MeV, campo15 cm x 15 cm .

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

HAZ DE 12 MeV PARA UN ACELERADOR LINEAL DEELECTRONES

Profundidad (cm)

Figura 2. Comparación de escala de las curvas ionización-profundidad para maniquíes de agua y acrílico de unacelerador lineal de electrones, energía 12 MeV, campo15cm xl5 cm .

-El factor de conversión es independientede la energía.

AgradecimientosAl Dr. Mayer Zaharia, jefe del departamentode Radioterapia del INEN (Instituto de En-fermedades Neoplásicas), por su valioso apo-yo en el desarrollo de los trabajos de investi-gación.

Al centro Integral de Radioterapia por lasfacilidades prestadas en el uso de sus equi-pos.

DOSIS DE UN ACELERADOR LINEAL DE ELECTRONES

• * • AGUA ••••• XCRKJCO

* .- * , , . . i , . - . ;~ ^-~ - * - • - * "- ~

- - - • • • • ' . • ' ' • • " . .

" ! ; • ; . ' - •

j-

Energía (MeV)

Figura 3. Comparación de la dosis absorbida paramaniquíes de agua y acrílico de un acelerador lineal deelectrones, campo 15 cm x 15 cm .

Conclusiones-Se encontró el factor para convertir la dosisobtenida en acrílico a dosis en agua, siendoeste el valor de 1.031 ± 0.011. La exactituddel valor encontrado depende entre otros delos valores de poder de frenado. Usandocomo base los resultados descritos es facti-ble poder hacer uso de este sistema paracalibraciones, verificaciones y medicionesespeciales para tratamientos clínicos.

Bibliografía1. AAPM, American Association of physicists in medicine, TaskGroup no. 21, Radiation Therapy Committee, "A protocol forthe determination of absorbed dose from high-energy photon andelectron beams," Med.Phys. 10, 741-771 (1983).

2. IAEA, International Atomic Energy Agency, Absorbed DoseDetermination in photon and Electron beams, An International.Code of practice, Technical Report Series, no. 277 (IAEA,VIENA,1987), pp 1-98

3. AAPM, American Association of physicists in medicine, TaskGroup no. 25, Radiation Therapy Committee, "Clinical electronbeam dosimetry. Report of AAPM Radiation Therapy ComitteeTaaask Group no. 25," Med.PhysAS, 73-109(1991).

4. Harold Elford Johns and John Robert Cunningham B. Thephysics of Radiology, 1983, USA.

5. Pedro Coll Buti, Fundamentos de dosimetría teórica yprotección radiológica, 1990, Barcelona.

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DISEÑO Y FABRICACIÓN DE EQUIPOSY ADITAMENTOS PARA UN DEPARTAMENTO

DE RADIOTERAPIACésar L. Picón,Mayer Zaharia B.Departamento de RadioterapiaInstituto de Enfermedades NeoplásicasAv. Angamos Este No. 2520, Lima, Perú.

ObjetivoPresentar la posibilidad de diseñar y cons-truir utilizando tecnología local, una serie deequipos y aditamentos necesarios para larutina de un departamento de radioterapia conpresupuestos típicos de hospitales latinoame-ricanos.

Materiales y métodosEs posible que con conceptos de diseño me-cánico, eléctrico y electrónico se puedanconstruir una serie de equipos utilizados enla planificación y tratamiento con radiacio-nes de enfermedades neoplásicas, para elloes necesario contar con las facilidades detalleres de mecánica y electrónica mediana-mente equipados. Entre los equipos que sehan podido fabricar están: fantomas maneja-dos por PC, cajas de mama, cortadores destayrofom, equipos para determinar contor-nos, controles automáticos de temperatura,etcétera.

En las figuras siguientes se presentanalgunos equipos.

Figura 3. Unidad de fundición de aleación de bajo puntode fusión con control de temperatura.

Figura 4. Densitometro óptico digital de 6 canales paradosimetría personal con películas.

Figura. 2. Caja de mama

1ER CONGRESO IBEROIATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Figura 5. Cortador de styroform con control detemperatura y "pointer" óptico.

ResultadosContando con presupuestos limitados se handiseñado y fabricado una serie de equiposútiles en la práctica radioterapéutica. Sepresentan algunos de los equipos construi-dos que se vienen utilizando en la prácticadiaria.

ConclusionesEs completamente posible diseñar y cons-truir muchos equipos y aditamentos de bajocosto y de mucha utilidad que permiten me-jorar la calidad en la administración de laradioterapia en tratamientos de neoplasias.

Palabras claves

Radioterapia, equipos, aditamentos.

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UN MODELO PARA LA DETERMINACIÓN DELPOTENCIAL NOMINAL DE UN

ACELERADOR LINEAL*Gutt E; Silva P.;Guerrero R.; Díaz«/.;Colmenares J.instituto Venezolano deInvestigaciones Científicas (IVIC)Laboratorio Secundario deCalibración Dosimétrica (LSCD)Apartado 21827, Caracas 1020 AVenezuela

IntroducciónExisten varios modelos matemáticos paraverificar el potencial nominal de un acelera-dor lineal( 1,2,3), la mayoría de ellos se hanobtenido por simulación y por formulacionesempíricas y semiempíricas, encontrándoseciertas inconveniencias prácticas a la hora deusarlos directamente en las máquinas. Elobjetivo del presente trabajo es encontrar unmodelo físico-matemático basado en la ra-zón de los porcentajes de dosis a 10 y 20 cmde profundidad, a 100 cm DFS y un campode 10 x 10 cm2. Se utilizan datos de la litera-tura^), de aceleradores nuevos de fábricas yde los que están en uso en hospitales, lo quepermite probar el modelo bajo diferentescircunstancias.

Es importante resaltar que este modelo nopretende dar un nuevo indicador de lacalidad del haz, Q, ya que esto ha sidoampliamente discutido en varias publicacio-nes (3, 4, 5, 6, 7).

Nuestro objetivo consiste únicamente enconseguir un modelo que verifique el poten-cial nominal de un acelerador lineal, nopretendiendo que el modelo se utilice paracalcular ningún factor para la determinaciónde la dosis absorbida.

Materiales y métodosLos aceleradores utilizados en este trabajoson de las empresas Siemens y Vanan, dediferentes modelos. Las curvas medidas enlos hospitales se obtuvieron con un sistemade barrido Pegasus conectado a un electró-metro Janus, con cámaras de ionización mar-ca Scanditronik. Las de fábrica fueron medi-das con un sistema Wellhofer con cámara deionización plano paralela marca PTWMarkus. Las curvas fueron digitalizadas paraposeer los datos en archivos numéricos demás fácil uso.

ResultadosSe encontró una relación entre el coeficientede atenuación m y la energía, representada através de la suma de dos funcionesexponenciales. Esto se introdujo en la ecua-ción de atenuación de un haz de fotones enagua, obteniéndose una relación entre elnúmero de fotones y la energía. Luego serelacionó la energía con el potencial de ace-leración y finalmente se llegó a una relacióngeneral entre el porcentaje de dosis a 10 y a20 cm de profundidad y dicho potencial. Elvalor obtenido de este cálculo representa el

\ j

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

parámetro que permite verificar el potencialnominal de un acelerador lineal. El modelose probó frente a los datos del British Journalof Radiology(4), con datos de equiposnuevos de las fábricas y los equipos ya enservicio en los hospitales, obteniéndose unaexcelente concordancia con los valores ex-perimentales, teniendo además la cualidad deser predictivo para equipos en uso, puestoque al obtener valores fuera de las toleran-cias exigidas, indica que el equipo debe serajustado o se deben reemplazar ciertos com-ponentes.

ConclusionesSe ha obtenido un modelo teórico que per-mite verificar el potencial nominal de unacelerador lineal, usando la razón entre losporcentajes de dosis a 10 y 20 cm de pro-fundidad, medidos en un maniquí de agua auna DFS constante e igual a 100 cm y, paraun tamaño de campo de 10 x 10 cm2. Elmodelo fue realizado a partir de la ecuaciónde atenuación de un haz de fotones en el agua.Para ello se estudió el comportamiento delcoeficiente de atenuación lineal en agua comofunción de la energía de los fotones que sa-len de un acelerador lineal, observándose quepara el rango de energías comprendido entre1 y 40 MeV la curva que mejor se ajustó alos datos utilizados(8) fue la suma de dosexponenciales. Posteriormente basados enla literatura(8), se planteó la relación entre laenergía de los fotones y el potencial nominalde aceleración. Luego, se estudió la relaciónentre el cociente del número de fotones y elcociente del porcentaje de dosis, encontrán-dose que para el rango de potenciales de ace-leración comprendidos entre 2 y 25 MV esuna línea recta, debido a que el porcentajede dosis en un punto es directamente pro-porcional al número de fotones en el mismopunto. Esto último permitió utilizar la rela-ción entre el porcentaje de dosis a 10 y a 20

cm respectivamente como indicador de lacalidad del haz.

El modelo funciona de manera correctacon datos de la literatura y en equipos nue-vos, siendo la diferencia no mayor de 0,5 %en cada caso. Fue probado para energíasentre 2 y 25 MV. Para energías mayores pre-senta diferencias que se explican debido alefecto de la radiación secundaria, lo cual conun factor de corrección puede ser eliminado.Igualmente se probó frente a los datosexperimentales, otro modelo planteado en laliteratura, encontrándose diferencias muchomayores. Es importante recalcar la capaci-dad de predicción del modelo, ya que alemplearse, en equipos en uso, mostró su con-cordancia para cada caso, permitiendo hacerajustes cuando fue necesario en los acelera-dores.

Palabras claveModelo, potencial nominal, aceleradores, ra-dioterapia.

Bibliografía1. Nordic Association of Clinical Physics (NACP). Procedure inExternal Radiation Therapy Dosimetry with Electron and PhotonBeams with Maximun Energies Between I y 50 MeV, Acta Radiol.Oncol. Radiat. Phys. Biol., 19, 1979.

2. P. Nizin y K. Kase. "Determination of nominal acceleratingpotencial", in Med. Phys., 13, 961-962, 1986.

3. P. D. La Riviere. "The Quality of High-energy X-ray Beam",in Br. J. Radiol., 62, 310-314, 1989.

4. British Journal of Radiology, Suplemento 25, 1996.

5. British Journal of Radiology, Suplemento 17, 1983.

6. P. Andreo, A. Nahum y A. Brahme. "Chamber-dependet wallcorretions factor in dosimetry", in Phys. Med. Biolo., 31, 1189-1199, 1986.

7. A. Kosunen y D. W. O. Rogers. "Beam Quality Specificationfor Photon Beam Dosimetry",in Med. Phys. 20,1181 -1188,1993.

8. H. E. Johns y J. R. Cunningham. The Physics of Radiology,4th ed., Charles C Thomas, 113 y 723, 1983.

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UN MODELO BASADO EN LADISTRIBUCIÓN DE FERMI-DIRAC PARADETERMINAR EL PERFIL DE DOSIS DE

UN HAZ DE FOTONES*Guerrero R.; Silva P.;Gutt K; Díaz J.Instituto Venezolano deInvestigaciones Científicas (IVIC)Laboratorio Secundario deCalibración Dosimétrica (LSCD)Apartado 21827, Caracas 1020 AVenezuela

IntroducciónDebido a la importancia que tiene el perfilde dosis de un haz de radiación, se han desa-rrollado modelos físico-matemáticos quecontengan la información dada por la curva.El más conocido es el modelo del pencilbeam, el cual fue desarrollado basado en lateoría de Fermi-Eyges(l), primero para elec-trones^), y luego para fotones(3,4). Otrosmodelos empíricos y semi empíricos han sidodesarrollados con el mismo fm(5). El objeti-vo de este trabajo es proponer un nuevomodelo basado en la distribución de Fermi-Dirac(6), y en el cual se considera que el hazde fotones posee un comportamiento de par-tículas al interaccionar con la materia.

Materiales y métodos

Cuando se determina el perfil en una regióndel espacio, se cuenta el número de fotonesque llegan a esa región, esto permite fijar doscondiciones de interés: a) los fotones son par-tículas indistinguibles, y b) dos fotones nopueden ocupar la misma posición x¡ en elmismo instante de tiempo. Estas dos condi-ciones permiten pensar que los x son los es-

tados accesibles, por lo tanto, se puede utili-zar una función sobre el espacio del tipoFermi-Dirac para la distribución de dosisde fotones. Con ajustes adecuados se puedeobtener el perfil de dosis de una unidadde CO-60, y si se le agrega una funciónfiltro(3), se obtiene el perfil de un aceleradorlineal. Los equipos utilizados para probar elmodelo fueron dos unidades de Co-60, y dosaceleradores lineales, todos de marcas dife-rentes.

ResultadosCon la función de distribución de Fermi-Dirac se obtuvieron los perfiles de dosis paradiferentes energías y profundidades en unmedio homogéneo, éstos se compararon conlos valores medidos directamente en las má-quinas, encontrándose que la máxima incer-tidumbre entre lo medido y lo calculado estáen ± 0,1 %. Entre los parámetros que seintrodujeron a la función de distribución estáuno que permite medir porcentualmente lacoincidencia del tamaño de campo de radia-ción con el tamaño del campo luminoso; otroparámetro que se introdujo permite evaluarel ancho de penumbra física como función

\ /

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

de la penumbra geométrica y la dispersiónde los colimadores.

Conclusiones

Después de probar el modelo en curvas ob-tenidas de diversas máquinas de uso en ra-dioterapia, se puede concluir que el perfil dedosis obedece auna distribución espacial deltipo Fermi-Dirac, lo cual da un fundamentoteórico fuerte al modelo planteado. Lasecuaciones propuestas, aparte de modelar elperfil, pueden usarse también para predecirel comportamiento de la unidad de tratamien-to cuando se realizan los controles de cali-dad.

Igualmente con el modelo se puede esti-mar la penumbra física a partir de la penum-bra geométrica y la dispersión de loscolimadores. Por otra parte, el modelo tam-bién es capaz de medir porcentualmente la

coincidencia del campo colocado en loscolimadores con el campo de radiación, pormedio del factor de corrección introducidoen las expresiones que resumen el modelo.Idealmente, cuando el tamaño de campocolocado en los colimadores coincide perfec-tamente con el campo de radiación, esteparámetro es igual a uno, indicando el100 % de coincidencia, en caso contrario esteparámetro toma valores comprendidos en elintervalo [0, 1],

Finalmente, es importante mencionar queel modelo puede ser muy útil para optimizarla inspección de una máquina de radiotera-pia, ya que el mismo puede ser utilizado paraautomatizar la evaluación del perfil de dosisobtenido en su control de calidad.

Palabras clavePerfil de dosis, fotones, modelo, Fermi-Dirac.

Bibliografía1. L. Eyges. "Multiple Scattering with Energy Loss", in Phy. Rev.,74,1534-1535,1974.

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3. W. Ulmer and U. Harder. "A triple Gaussian Pencil Beam Modelfor Photon Beam Tratment Planning", in Med. Phy., 5, 25-30,1995.

4. . "Applications of a Triple Gaussian Pencil BeamModel for Photon Beam Treatment Planning", in Med. Phy., 6,68-74, 1996.

5. H. E. Johns and J. R. Cunningham. The Physics of Radiology,4th ed. Thomas, Springfield, 60-62, 1983.

6. F. Reif. Fundamentos de física estadística y térmica, McGraw-Hill Book Company, New York, 353-354, 1965.

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AVANCES EN DOSIMETRÍADE ELECTRONES

DE CAMPOS IRREGULARESJuan Méndez Velasquez"Departamento de Radioterapia,Instituto de EnfermedadesNeoplásicas, Av. Angamos Este 2520,Lima 34 - Perú. Telefax: 4484548'Escuela de Posgrado, Facultad deCiencias, Universidad Nacionalde Ingeniería. Av. Túpac Amaru I00O,Lima 31-Perú. Telefax: 4810824

ResumenEn este trabajo se presenta un avance de ladosimetría de electrones de campo irregula-res para haces emitidos por aceleradoreslineales. En la actualidad existen diversosmétodos que se vienen aplicando en los cen-tros de radioterapia. En este trabajo, se pro-pone un método para dosimetría de camposirregulares. El cual, permitirá calcular la tasade dosis absorbida requerida para evaluar eltiempo de tratamiento de los pacientes concáncer. Utilizando los resultados obtenidospor un sistema dosimétrico, ha sido posibleprobar la validez del método descrito para laenergía de 12 MeV y para el campo cuadra-do de 7,5 x 7,5 cm2 con error porcentual me-nor al 1 %.

Introducción

La dosis liberada en agua por un haz de elec-trones depende del espectro energético delhaz, diseño del sistema colimador, aplicador,tamaño y forma del protector ubicado en elcampo de tratamiento. El tamaño y forma delcampo de tratamiento de electrones puede serdefinido por (i) aplicador; (ii) protectores quepueden ser colocados dentro del aplicador;

(iii) hojas recortadas que usualmente son deplomo y pueden ser ubicados en la piel delpaciente. La dosimetría de electrones de cual-quier campo de radiación depende fuertemen-te de su forma. En este trabajo, se proponeun método que tenga en cuenta este hecho

Actualmente, el método desarrollado quese usa para predecir la influencia del campoen los haces de electrones para campos irre-gulares es el que utiliza el modelo de pencilbeam (2). Los resultados obtenidos con estemodelo y los experimentales se diferencianen más del 2,7 % para campos cuadrados,rectangulares y circulares (3).

En este trabajo, se aplicará un modelo queusa el método de integración por sectores (4),que explica los cambios en la fluencia deelectrones, dispersión lateral de los apli-cadores y dispersión procedente de los bor-des del protector y el resultado obtenido, poreste método, se convalidará con el medidoexperimentalmente mediante un sistemadosimétrico.

Consideraciones teóricasEl método de integración por sectores tieneel mismo principio que el método de

UR CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Clarkson para fotones (5). Esto consiste, engenerar las funciones de los factores de cam-po a partir de las lecturas medidas experi-mentalmente, FCEXP(r¡) se fija la energía,SSD, aplicador, sólo se cambia los protecto-res circulares de diferentes radios.El FCEXP (r¡^e define como el cociente de lalectura para el campo modificado por los pro-tectores circulares ubicados en la abertura delextremo del aplicador, L (E, SSD, aplicador,r.) y la lectura del campo no modificado L(E,SSD, aplicador, r0), donde r. es el radiodel protector i, es decir Ec. 1:

L(E, SSD, APLICADOR, r,)FCE X P ' L(E, SSD, APLICADOR, r0)

Se grafica, el factor de campo en funcióndel radio de los protectores circulares. Lacurva obtenida se ajusta a una funciónpolinomial, FCTEO (r¡) es decir Ec. 2:

FCTEO(r,)=« r,+C, y +cn

Esta función describe el factor de campocomo una función del radio de los protecto-res circulares para cada energía, SSD yaplicador.

Para realizar la dosimetría de un campoirregular con energía, SSD y aplicador co-nocido, se procede a dividir el campo en nsectores iguales y se toma como dato el ra-dio de cada sector, r. Para calcular el factorde campo promedio se usa la siguiente rela-ción Ec. 3:

FC TEOn

FC TEO1

Además, el factor de campo puededefinirse en términos de la tasa de dosis enagua a la profundidad donde su valor esmáxima, como Ec. 4:

FC =D

DMAx(rü)

Teniendo en cuenta que el factor de cam-po experimental ha sido medido en unfantomas de acrílico en superficie y se re-quiere evaluar en agua donde la dosis esmáxima. El factor que permite relacionar estehecho es,

A^",'icgl cual se obtiene dividiendo Ec. 4por Ec. 3 y operando se tiene Ec. 5:

Reemplazando, Ec.3 y Ec. 4 en Ec. 5, setiene Ec. 6:

1

naguaacrílico

Finalmente, usando la Ec. 6 se procede acalcular la tasa de dosis absorbida para uncampo irregular, D MAX(r). Ya que, la tasa dedosis evaluada para el aplicador sin protec-t o r ' DMAX(r0)experimentalmente.

y Aagua ha sido medidaJ acrílico

Método experimentalA. Equipos materialesLas medidas experimentales se realizaron enla Clínica de Radioncología. Para ello, seutilizó un acelerador lineal Siemens MXE2;una cámara de ionización plana paralelaPTW-Markus N23343 de 0,05 ce de volu-men con un electrómetro CNMC modelo 11;las condiciones ambientales se midieron conun barómetro y un termómetro de precisión.También se utilizaron protectores de cerrobende diferentes radios; fantomas de agua de 40cm por lado computarizado con una resolu-ción espacial de 0,1 mm y un fantomas deacrílico respectivamente.

B. Dosimetría de electronesLa dosimetría de electrones para 5, 6, 7, 9,10 y 12 MeV en agua a la profundidad don-de la dosis es máxima, fue realizado usandoel protocolo de calibración TSR-No 277 (6)y las condiciones de irradiación fueron:

RADIOTERAPIA

aplicador 15 x 15 cm; SSD de 100 cm yfantomas de agua. Los resultados se mues-tran en la tabla 1, con una precisión del 1%.

Energía(MeV)

56791012

Í>MAX

(cGy/UM)0,9971,0040,9990,9960,9961,001

Tabla 1. Tasa de dosis absorbida en la profundidad dondela dosis es máxima

C. Dosimetría de campos irregularesEl radio de los protectores de cerroben dise-ñados fueron de 1.5,2.1,4.1, 5.1, 6 y 7.5 cmrespectivamente. El espesor para la energíade 12 MeV fue de 7 mm y la transmisiónmedida experimentalmente para los protec-tores de cerroben fue de 3% del haz útil parala energía de 12 MeV.

1. Factor de campoLos protectores de cerroben de diferentesradios fueron colocados encima del aplicadora una distancia desde la superficie delfantomas de acrílico de 6,3 cm. LOSFC^O-,) seevaluaron usando la Ec. 1 y los resultados se

muestran en la figura 1 como puntos discre-tos. El radio promedio del aplicador de 15 x15 cm, se obtuvo usando la siguiente rela-ción Ec. 7:

f /4 L I pr/4d0 [ d0 = 0,561 L

2-cos<9 / *

donde L es la longitud de un lado delaplicador abierto y 9 es el ángulo alrededordel aplicador. En nuestro caso, L =15 cm,reemplazado en la Ec. 7, ro=8,42 cm.

2. Función de ajuste para el factor decampoA partir de los datos experimentales del fac-tor de campo, que se muestran como puntosen la figura 1 se obtuvieron las curvas de losfactores de campo. Estas curvas fueron ajus-tadas a un polinomio de cuarto grado, esdecir Ec. 8:

FCTKO(r,) = C 0+C 1T 1+C 1 + C3- i f+C4

Los valores de las constantes de lospolinomios se muestran en la tabla 2, paratodas las energías y la figura 1 como líneacontinua.

E(MeV)

5

6

7

9

10

12

7,9658x10"'

8,3978x10"'

8,5545x10"'

8,9619x10'

8,9740x10"'

9,0753x10''

Tabla 2. Valores de

c,9,5 814x102

6,013 0x102

5,708 lxl O2

2,7233x10"2

3,38O9xlO-2

3,7668xlO'2

las constantes del

-1,3968x102

-2,7808x10'

-4,5243x10"3

4,0669x103

l,6131xlO-3

-1,2006x103

polinomio.

c38,1763xlO-4

-7,7324x10-"

-2,9794x10-4

-1,3 849x10"3

-l,O973xlO3

-6,0766x10-4

c4-2,0195x105

6,2164x105

3,2158xlO-5

8,2005x105

7,1226x10"5

4,4202x10-5

C U R V A D E F A C T O R D E C A M P O12 MfV; ApLfC 11X15, SSD-IBOcm

1 -

Radio (en)

12 M.v"

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

3. Prueba de exactitudCon la finalidad de establecer la exactituddel factor de campo teórico FCTEO (r) dadopor la Ec. 8. Esto es, que tan bien la fun-ción FCTEO (r) reproduce el factor de campoobtenido experimentalmente FCEAPÍ1") .

Se observa que sobre el rango de 5 a 12 MeV,el error es del 0,3 %. Se concluye, que la Ec. 8puede usarse para calcular el FCTEO (r) .

Resultados y discusionesLa aplicación de este método se hizo paraun campo cuadrado de 7,5 x 7,5 cm. El cualse dividió en 16 sectores iguales. Se midie-ron los radios, sus valores se reemplazaronen la Ec. 8 y se evaluó el factor de campopromedio con la Ec. 3. Luego, usando la ca-libración para 12 MeV dado por la tabla 1 yreemplazando estos datos en la Ec. 6 se de-terminó la tasa de dosis absorbida para elcampo irregular. Estos resultados se mues-tran en la tabla 3.

Tabla 3. Resultados del método para E = 12 MeV.

FCTEO(I-)

Promedio

1,0148

"acrtlki

1.0038

(cGy/UM)

1,001

D««(r)(cGy/UM)

1.020

Para convalidar el método descrito ante-riormente, se determinó de tasa de dosis ab-sorbida experimentalmente mediante un sis-tema dosimétrico y usando el Protocolo TSR277. Los resultados se muestran en la tabla4.

Tabla 4. Resultados obtenidos por el método descrito enel trabajo y el TSR-No 277.

Conclusiones1. A partir de los datos experimentales delfactor de campo, el método predice la formade la curva de un haz de electrones para ener-gías de 5, 6, 7, 9, 10 y 12 mediante unpolinomio de cuarto grado con errores rela-tivos a 0,3 %.2. Utilizando los resultados obtenidos porun sistema dosimétrico, ha sido posible pro-bar la validez del método con errores por-centuales menores al 1 % para la energía de12 MeV y el campo cuadrado de 7,5 x 7,5cm.3. La importancia del método respecto aotros usados en la dosimetría de campos irre-gulares, se basa fundamentalmente en quepara su aplicación se requiere un sistema demedición relativamente simple, como es elsistema dosimétrico y, protectores decerroben de diferentes radios, para efectuaruna buena estimación de la dosis.4. En este trabajo se presenta el avance al-canzado hasta ahora. Se continúa trabajan-do en la determinación de la validez delmétodo para otras energías y campos peque-ños.

AgradecimientosA la Clínica de Radioncología por las facili-dades en el desarrollo del trabajo, al Msc.César Picón por su asesoramiento académi-co en este trabajo de investigación, al Dr.Federico Gutt por sus sugerencias, así comoal Dr. Mayer Zaharia por el apoyo en la eje-cución y difusión de este trabajo.

ENERGIA

(MeV)

12

DOSIS ABSORBIDA

MÉTODO(cGy/UM)

1,020

TSR-277(cGy/UM)

1,026

ERRORPORCENTUAL

(%)

0,6

RADIOTERAPIA

Bibliografía*> Correspondiente al autor. Email-Jmendez35@hotmai1.com

1. M. C. Choi, J.A.Purdy, B.Gerbi, F.G.Abrath, y G.P.Glasgow,"Variation in output factor caused by secondary blocking for 7-16 MeV electron beam", in Med. Phys. 6, 137-139, 1979.

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3. B. J. McParland. "A method of calculating the output factorsof arbitrarily shaped electron fields", in Med. Phys., 16, 88-93,1988.

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5. Faiz M. Khan. The Physics of Radiation Therapy, Ed. Williams& Wilkins, 1994.

6. OIEA TSR-No 277. Determinación de dosis absorbida enhaces de fotones y electrones, 1997.

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SOBRE LOS SISTEMAS DE MEDICIÓNCON DOSÍMETROS DE PLUMA Y LOS

TERMOLUMINISCENTESMa. Eugenia Cortés Islasy Feo. Pablo RamírezGarcíaInstituto Mexicano del Petróleo, EjeCentral Lázaro Cárdenas 152,Fax: 567-6047, Tel .:333-4000extensión 20784, C.P. 07730D.F., México

ResumenEn este trabajo se presentan datos dosimé-tricos obtenidos con los dosímetros depluma y los termoluminiscentes, que usa elPersonal Ocupacionalmente Expuesto (POE)del Instituto Mexicano del Petróleo (IMP) (1).Se señalan varias características relevantescomo por ejemplo, la diferencia de unidadesque usan uno y otro tipo de dosímetro.

Asimismo, se dan a conocer diversosproblemas que se han tenido en el IMP alrelacionar los datos obtenidos con estosdosímetros (que utiliza el POE) y las reco-mendaciones de la ICRP 60, de 1990 (2). Unade las dificultades más importantes es satis-facer los límites recomendados por la ICRP,en particular lo referente a las unidades y alo complejo de su cálculo. Respecto a lasunidades, la ICRP hace referencia a los con-ceptos "equivalente de dosis" y "dosis efec-tiva" con la unidad sievert, que el Reglamentogeneral de seguridad radiológica (3) asociacon "equivalente de dosis" y "equivalente dedosis efectiva". Se ilustra el tipo de estadís-ticas dosimétricas que se obtienen, con laslecturas de un TLD y un dosímetro de plu-ma, de un POE, durante 1997.

IntroducciónEn el seguimiento de la dosimetría del Per-sonal Ocupacionalmente Expuesto (POE) ala radiación ionizante, el Instituto Mexicanodel Petróleo (IMP) tiene dos sistemas demedición. Uno con dosímetros de pluma lec-tura directa (primeros que uso POE del IMP)y otro con dosímetros termoluminiscentes(TLD).

Materiales y métodosLos datos que se toman en cuenta en estetrabajo son las lecturas obtenidas (durante elaño de 1997), con un dosímetro de lecturadirecta tipo pluma (marca DosimeterCorporation de Cincinnati, Ohio, EUA) y losvalores reportados por un TLD (marca Insti-tuto Nacional de Investigaciones Nucleares(ININ), Salazar, Estado de México, México)para un POE. También se usan datos de losreportes mensuales de dosimetría personalcorrespondientes a 1998 (4, 5,6,7, 8,9,10 y11).

Se aplican los métodos de observación ycomparación directa, así como procedimien-tos de la estadística (cartas de controlShewhart)(12).

\ ¡

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

ResultadosSe identificaron coincidencias en las dosi-metrías obtenidas con el sistema de lecturadirecta (dosímetro de pluma) y el TLD, comose puede ver en las figuras 1 y 2, en que semuestran en el eje de las abscisas los mesesy en las ordenadas los valores de exposición(en mR) y los datos de equivalente de dosis(en mSv), respectivamente. En la figura 1, elpromedio y los límites de control son iguales.

Asimismo, diversos problemas que se hantenido en el IMP al relacionar los datos obte-nidos con estos dosímetros, que son los quecomúnmente usa el POE, y las recomenda-ciones de la ICRP 60 (de 1990) son las uni-dades. Las unidades de los dosímetros de lec-tura directa son diferentes a los TLD. Laoportunidad de disponer de las dosimetríasde un sistema y otro son distintas. De hecho,son inmediatas las lecturas de los dosímetrosde pluma pero no las TLD. Las estadísticascon dosímetros de pluma son más completasy abarcan un periodo mayor. Los procedi-mientos de lectura, precisión y ajuste de losdosímetros de pluma se conocen, no así losde TLD.

Con estos antecedentes y dada la comple-jidad de las fórmulas es otra dificultad deter-minar los conceptos "equivalente de dosis"y "dosis efectiva (1). También los cambiosen los reportes mensuales de TLD aumentanlas dificultades, dado que éstos señalan in-distintamente "equivalente efectiva" (4,5,7,8 y 9) o "dosis equivalente" (6,10 y 11) usan-do como unidad el mSv. A ciencia cierta noestá claro si cambian los conceptos o no.

Por lo anterior, una de las dificultades másimportantes es satisfacer los límites recomen-dados por la ICRP, en particular lo referentea las unidades y a lo complejo de su cálculo.En la tabla 6 de la ICRP 60 se indica clara-mente que para fijar la dosis límite para elPOE y público, emplea las unidades: "dosisefectiva" para todo el cuerpo y "equivalente

de dosis" para el cristalino del ojo, la piel,manos y pies. Lo cual es consistente con lasrecomendaciones de la ICRP 60. Sin embar-go, para aplicar las unidades de "equivalentede dosis" y "dosis efectiva" se emplean lasfórmulas (2):

HT

Donde: D =

¡DTdV

H =

wR =

E(T)=

wT =

es la dosis absorbida promedioen el tejido u órgano T porunidad de masa (grays)es el volumen del tejido uórgano T expuestoes el equivalente de dosis en eltejido u órgano T (sieverts)es el factor de peso de laradiaciónes la dosis efectivacomprometida en el tiempo i(sieverts)es el factor de peso del tejido uórgano T

Anteriormente, el dosímetro indicabaexposición a la radiación, medida enroentgens, que actualmente se mideen coulombs (cantidad de carga total de uncoulomb de cada signo) por kilogramo deaire, debido al cambio de unidades SI. Peroactualmente, no se ha definido claramenteque representa un sievert medido por undosímetro o monitor de radiación, ya queexisten varios tejidos y órganos diferentespara determinar el valor de equivalente dedosis.

Conclusiones

Se presentan dos series de lecturas dosimé-tricas, una para TLD y otra para dosímetrosde pluma que usa un POE del IMP, que coin-ciden en sus mediciones. Se mencionan va-rias características de ellas, así como dificul-

TLD

tades que se han tenido para satisfacer loslímites recomendados por la ICRP 60 con-ceptos "equivalente de dosis" y "dosis efec-tiva", como son: lo difícil de su cálculo, por-que no se ha definido claramente que repre-senta un sievert medido por un dosímetro omonitor de radiación, ya que existen varios

tejidos y órganos diferentes para determinarel valor de equivalente de dosis, además deque se requiere definir explícitamente a quevolumen de dicho tejido u órgano se asocia,puesto que el sievert se refiere a todo el vo-lumen del tejido u órgano T.

FIGURA1 <^RTADECCMTRCLRíRACBSff&/A3ICNESD148

1907

IVESES

RQLFW2 CORTA CE OCNTFCL PAF» CBSER/A3OES TLD1

1997

UJ 0.00 _

Bibliografía HESES

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X=0.01750

-1.7SL=fl.O3364

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10. Reporte de Dosimetría Personal, ININ, DIT, GANS, DM, Lab.de Dosimetría, junio, 1998.

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12. Cortés I., M.E. y Ramírez G., F.P. "Cartas Shewhart paracontrol de dosimetrías y niveles de investigación e intervención",Memorias del VII Congreso Nacional de la Sociedad Mexicanade Seguridad Radiológica A.C., Guadalajara, México, 1997, p.128.

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PROPOSTA DE UM SISTEMA POSTALPARA A CALIBRAÇÃO DE FONTES

DE 192lr, UTILIZADAS EM BRAQUITERAPIA DEALTA TAXA DE DOSE, COM DOSÍMETROS

TERMOLUMINESCENTES DE UF:Mn:TÍ

Wilson S. Vieira*,José C. Borges* *e Carlos E. V. Almeida

* Instituto de Radioproteção eDosimetría. CNENCaixa Postal 3775022780-160, Rio de Janeiro, Brasilnoswil@ird.gov. br**Instituto Alberto Luís Coimbra dePós-graduação e Pesquisa deEngenharia. COPPEUniversidade Federal do Rio deJaneiro.

Caixa Postal 6850121945-970, Rio de Janeiro, Brasil***Laboratório de CiênciasRadiológicasUniversidade do Estado do Rio deJaneiro20.550-013, Rio de Janeiro, Brasil

ResumoEste trabalho apresenta uma proposta paramelhorar o controle de qualidade embraquiterapia e permitir a intercomparaçãopostal da intensidade das fontes de 192Ir utili-zadas em braquiterapia com alta taxa de dose.O detetor escolhido por ser o mais adequadopara tais finalidades foi o dosímetrotermoluminescente LiF:Mn:Ti(TLD 100). Osuporte de calibração("JIG") que foiconstruído é capaz de sustentar uma fonte de192Ir e três dosímetros termoluminescentes deLiF:Mn:Ti, tipo TLD100. Ele é constituído,

basicamente, por quatro colunas desustentação, em acrílico. O arranjo experi-mental e as técnicas de calibração eirradiação dos TLDs, nas unidades detratamento, estão em conformidade com amais recente metodologia de calibração dasfontes de 192Ir(l).

Palavras chave

Calibração, Ir-192, HDR, braquiterapia,TLD100.

TLD

IntroduçãoPara se obter percentuais de cura satisfatóriosem radioterapia, é preciso que a incertezafinal na dosimetría seja inferior a 5 %. Alémdisso, também é importante a uniformidadena dosimetría, o que exige um controle dequalidade das atividades de rotina. A práticade dosimetría de fontes de braquiterapia temmostrado que a aceitação sem verificação dovalor nominal da intensidade da fonte,fornecido pelo fabricante, ocasiona inúmeroserros (2).

No Brasil, existem cerca de 20 instalaçõesmédicas dotadas de equipamentos debraquiterapia com alta taxa de dose (HDR),uma técnica moderna de braquiterapia queutiliza o sistema de pós-carregamento remotopara inserir fontes de 192Ir, como aquela re-presentada na figura 1, dentro ou próximoao volume tumoral, produzindo taxas de dosemaiores que 0,2 Gy/min (3). Esta técnica debraquiterapia evita a exposição da equipemédica e de enfermagem durante otratamento e otimiza a radioproteção em ra-dioterapia. Algumas de suas vantagens emrelação a outras técnicas de radioterapia são:o reduzido tempo de irradiação do pacienteem cada sessão e o controle remoto.

As fontes possuem forma cilíndrica, comcerca de lmm de diâmetro, comprimentomáximo de 10,0mm e são soldadas em umcabo de aço inoxidável. O valor numéricoda atividade das fontes, fornecido pelosfabricantes, é 370GBq.

O objetivo geral dessa pesquisa é aintercomparação das calibrações das fontesde 192Ir das unidades de tratamento de altataxa de dose em operação no Brasil. Osobjetivos específicos são:1. desenvolver um sistema postal de

intercomparação;2. desenvolver um procedimento para a

utilização deste sistema de inter-comparação;

3. aplicar o sistema de calibração comomais uma alternativa no controle dequalidade em dosimetría na braqui-terapia.

Para atingir tais objetivos, desenvolveu-se um sistema de intercomparação pordosimetría termoluminescente, em analogiacom o sistema postal desenvolvido pelaAgência Internacional de Energia Atômica(AIEA) para a intercomparação da dosimetríadas fontes de 50Co.

Materials e métodosOs equipamentos utilizados foram:1. 01 (uma) câmara de ionização NUCLEARENTERPRISES, modelo NE 2505/3 - 3A;2. 01 (um) eletrômetro FARMER, modelo2502;3. 01 (um) forno PTW, modelo TLDO 80;4. Ol(urna) leitora de TLDs, modeloHARSHAW 4000;5. 01 (um) microselectron-HDR, marcaNUCLETRON;6. 01 (uma) fonte de 192Ir, produzida pelaMallinckrodt Medical B.V., calibrada emkerma no ar para a energia do 192Ir.;7. 01 (um) "JIG" de calibração em acrílico,projetado e fabricado pelo IRD;8. 01 (uma) base de PVC de forma cilíndricacom dimensões 210 mm x 244 mm.

A técnica de medição consiste nadeterminação da grandeza intensidade dekerma no ar (Sk) (4), relativa a uma determi-nada fonte de 192Ir, com dosímetrostermoluminescentes do tipo LiF:Mn:Ti(TLD 100), calibrados em uma fonte de 192Irde um centro de referência (4,12).

Primeiro, preparou-se o equipamentonecessário: a construção do "JIG" decalibração foi realizada na oficina mecânicado IRD, os 15 TLDs utilizados no trabalhoforam selecionados de um lote inicial quecontinha 40 TLDs, sendo o critério de escolhao coeficiente de variação inferior a 1,5 %,

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("\

obtido de acordo com o algoritmo do pro-grama TLD CALC, desenvolvido pelaHARSHAW BICRON. (13,14,15). Depois,foram realizados testes de repeti ti vidade como conjunto câmara de ionização-eletrômetroem dias diferentes, inclusive nos diasanteriores à calibração da fonte de 192Ir docentro de referência. Os testes foram reali-zados no mesmo laboratorio padrãosecundario responsável pela calibração dessesistema dosimétrico para a energia daradiação gama do 60Co, o LaboratorioNacional de Metrologia das RadiaçõesIonizantes (LNMRJ).

Em seguida, foram efetuadas medições dacarga acumulada no ar, utilizando o "JIG", oconjunto dosimétrico FARMER e a fonte de192Ir do centro de referência. O arranjo expe-rimental de calibração proposto, mostrado noesquema da figura 1, permite a fixação docatéter com a fonte na coluna central e afixação da câmara de ionização ou dos TLDsem colunas de sustentação que se encaixamem quaisquer posições A, B ou C. As colunaspossuem orifícios de secção retangular parao encaixe perfeito das bases de fixação, quepossuem formato de paralelepípedo. Nestearranjo, a distância entre os centros da fontee dos TLDs é de 1 Ocm e os mesmos estão noplano bissetor do eixo longitudinal da fonte.Primeiro, posiciona-se: no local A, a câmarade ionização; na coluna central, o catéter coma fonte de 192Ir e, sob a base inferior do JIG, abase de PVC. Após a localização da posiçãoda fonte no catéter que corresponde à máxi-ma resposta relativa do sistema dosimétrico,efetuou-se dois conjuntos de cinco mediçõesconsecutivas cada da carga acumulada, comtempos pré-determinados, sendo o primeiroigual a 160s (ti) e o segundo igual a 40s (t2).Depois, posicionou-se a câmara nos locais Be C, e repetiu-se o mesmo procedimentoanterior em cada um deles. Após adeterminação dos fatores de correção da tem-

peratura, da pressão e do espalhamento nasala, determinou-se o valor médio da cargaem cada local, por unidade de tempo.

A fase de calibração no centro dereferência constituiu-se de três irradiações denove TLDs selecionados para o grupo de usona fonte de 192Ir, sendo levados também parao centro dois TLDs que não foram irradia-dos. Durante a primeira e a segundaexposições à fonte, posicionou-se três TLDsnumerados e acoplados nas bases de fixaçãodos locais A, B e C e irradiou-se os mesmos,simultaneamente, durante 120s(t3). Naterceira exposição, os três TLDs restantesforam irradiados somente durante o tempode trânsito da fonte. Os TLDs foramsubmetidos a dois tipos de tratamentotérmico: um pré-irradiação, no dia anteriorao da irradiação, a 400 °C durante lh e 100°C durante 2 h, e outro pós-irradiação, a100°C durante 15 minutos, no dia seguinteao da irradiação e antes da avaliaçãona leitora, de acordo com os procedimentosdo Laboratório de Dosimetría Termo-luminescente do DEFISME.

Os valores médios das respostas dos TLDsirradiados no centro de referência, a data dacalibração inicial da fonte , o valor nominalda intensidade da fonte naquela data(atividade aparente, Sk ou taxa de exposição)e o valor nominal da intensidade da fontecorrigido para a data de irradiação dos TLDsforam registrados após a avaliação na leitoraHARSHAW 4000.

Foi calculada a taxa de kerma no ar, a 1 Ocmda fonte do centro de referência, pelo méto-do de interpolação entre as energias doraio-x (250keV) e da radiação gama do 60Co,a partir do valor médio da carga acumuladanos pontos A, B e C por unidade de tempo(1). Para se obter os fatores de calibraçãoindividuais dos TLDs(C). Finalmente,comparou-se as respostas individuais de cadaum, com o valor da taxa de kerma no ar

TLD

obtido anteriormente:C.= A/K

onde:A - valor médio da resposta corrigida doTLDi, descontada a radiação de fundo;K - valor da taxa de kerma no ar da fonte docentro de referência, obtido com a câmarade ionização.

l.a - vista frontal 1 .b - corte transversal

l.c - vista superior

Figura 1. Representação esquemática do "JIG" decalibração projetado e construído no IRD.

ConclusõesConcluiu-se as etapas de seleção dos TLDs,onde foram escolhidos todos aqueles cujasno dia seguinte respostas a uma dose de10mGy(Co-60) resutaram em um coeficien-te de variação inferior a 1,5 %, a etapa deconstrução do "JIG" de calibração e a etapade calibração dos TLDs no centro dereferência.

As principais características do "JIG" são:1. A capa de equilíbrio eletrônico da colunade sustentação da câmara de ionização possuiespessura de 0,551g.cnr2 (1).2. A espessura de acrílico da base móvel defixação dos TLDs é de 0,551g.cnr2.3. A possibilidade de rotação das colunas desustentação em torno do eixo longitudinal ede deslocamento do cateter durante asirradiações são desprezíveis devido aoencaixe das colunas em orifícios de formatoretangular na base inferior e à fixação docateter por uma trava de acrílico situada nabase superior, respectivamente; portanto, nãohá mudanças na direção do feixe incidente.4. A contribuição do retro-espalhamento daradiação devido à mesa é bastante reduzidodevido ao suporte adicional de PVC.5. A incerteza no posicionamento da fontedo centro de referência para as irradiaçõesdos TLDs é inferior a 0,5 %.

Devido à boa definição e aoplanejamento correto do sistema ionométricode medição, que culminou na construção deum "JIG" de calibração adequado para ospropósitos da pesquisa, o sistema postal estáem fase de validação.

AgradecimentosAgradeço ao Prof. Dr. José Carlos Borges,meu orientador, por ter confiado na minhacapacidade e me ajudado a conciliar oplanejamento e a execução desta pesquisacom a minha rotina de trabalho no Institutode radioproteção e Dosimetria e ao Prof. Dr.Carlos Eduardo de Almeida, meu co-orien-tador, pela participação na identificação esolução dos problemas.

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

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MX9900179

MEDICIÓN DE DOSIS A PIELUTILIZANDO TLD DE VARIOS ESTUDIOS

RADIODIAGNÓSTICOS ENSAN JOSÉ, COSTA RICA

Patricia Mora*Laboratorio de Física NuclearAplicada, Escuela de Física,Universidad de Costa Rica,San José Costa Rica,e-mail: pmora@cariari. ucr. ac. cr

ResumenSe cuantifícan las dosis de radiación de en-trada a piel para varios estudios radiodiag-nósticos en pacientes del Hospital CalderónGuardia, San José, Costa Rica, en el períodode octubre de 1997 hasta septiembre de 1998utilizando dosímetros termoluminiscentesTLD-100. Los cristales reciben los procedi-mientos estándares de cocimiento y soncolocados en el centro del campo de irradia-ción. Para un total de 793 estudiosradiodiagnósticos se encuentra que las dosisde entrada a piel en mGy son: 2.09 paratórax AP/AP, 5.33 para tórax LAT, 5.35 paracráneo AP/PA, 2.98 para cráneo LAT, 10.74para abdomen, caderas y pelvis, 6.20 paracolumnas dorsales AP, 9.35 para columnasdorsales LAT, 11.48 para columnas lumbaresAP, 29.99 para columnas lumbares LAT, y6.87 para pielogramas intravenosos (prime-ra placa ap). Se produce así el primer bancode referencia para los hospitales naciona-les, el cual se compara con los niveles orien-tativos de dosis del OIEA. Recomendacio-nes para disminuir las dosis colectivas a tra-vés de programas de control de calidad sediscuten, teniendo como meta radiografías deexcelente calidad diagnóstica pero con lasmenores dosis posibles.

Palabras claveDosis, TLD, radiodiagnóstico.

IntroducciónLa dosimetría termo luminiscente ha sido uti-lizada ampliamente para cuantifícar las do-sis de radiación en radiología diagnóstica yradioterapia.(1,2,3) El Laboratorio de Físi-ca Nuclear Aplicada de la Universidad deCosta Rica, emprende, con este trabajo, elprimer estudio nacional para determinar lasdosis de radiación a piel de los estudiosradiodiagnósticos más comunes en nuestropaís.

Los exámenes radiodiagnósticos de rayosX proporcionan un enorme benefício a ungran número de pacientes, pero su utiliza-ción es el contribuyente principal de lasdosis colectivas de radiación creadas por elhombre. Para disminuir el riesgo a la pobla-ción actual y futura debido a estas dosis, lalegislación en protección radiológica exigela optimización en la práctica médica, reali-zando los estudios con la cantidad mínimanecesaria de radiaciones ionizantes, ya queel estudio en sí está justificado. La filosofíade la protección radiológica mundial sufrecambios importantes en 1990 cuando la

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Comisión Internacional de ProtecciónRadiológica publica su edición no. 60.(4)A partir de este momento numerosas organi-zaciones incorporan las nuevas recomenda-ciones hasta que en 1997 el OrganismoInternacional de Energía Atómica (OIEA)armoniza los criterios internacionales de laprotección y seguridad radiológica en supublicación «Normas básicas internaciona-les de seguridad para la protección contra laradiación ionizante y la seguridad de las fuen-tes de radiación».(5) En este documento, porprimera vez, un organismo internacional daniveles orientativos de las dosis aplicables ala exposición médica. En este estudio se pre-tende tener la primera base de datos nacio-nales sobre los niveles de dosis de entrada apiel para los principales estudios radiodiag-nósticos en Costa Rica, para posteriormenteser comparados con los valores recomenda-dos del OIEA. Al observar las distribucio-nes de dosis para cada tipo de examen sepretende orientar a los servicios de radiodiag-nóstico en los posibles factores que estánaumentando las dosis para poder llegar aintroducir programas de control de calidadque mejoren la calidad diagnóstica del estu-dio manteniendo las dosis lo más bajasposibles.

Materiales y métodosCristales de LiF (Mg, Ti) de Harshaw(3.2x3.2x0.9 mm3) del Laboratorio de FísicaNuclear de la Universidad de Costa Rica seenvían al Servicio de Radiodiagnóstico delHospital Calderón Guardia para ser irradia-dos durante el periodo de octubre de 1997hasta septiembre de 1998. Los cristales es-cogidos tienen sensibilidades de ± 10 %.Antes de enviarse al hospital, los cristales sonhorneados con los procedimientos estándares(6,7) (400 °C por 1 hora y enfriados atemperatura ambiente). Posteriormente sonempacados en bolsas de polietileno negro y

debidamente identificados para facilitar sumanipulación. En el hospital se colocan enel centro del haz luminoso y se registran lossiguientes datos: tipo de examen, número delcristal, kVp, mAs, edad y sexo del paciente,sala, fecha y combinación pantalla/película.De regreso al laboratorio se hornean a 100°C por 10 minutos. Las lecturas se realizanen una lectora Harshaw modelo 4000 (la se-ñal TL se integra en un rango de temperaturade 100 a 300 grados centígrados con una ra-zón de calentamiento de 10 °C/s, el voltajedel tubo fotomultiplicador es 665v y se utili-za nitrógeno gaseoso).

Las dosis de entrada a piel en mGy paracada examen se obtiene aplicando la Ec. 1:

D=(L—L0)*S"1*fdonde:L :lectura en nC del cristal TLD-100 paracada examen;Lo:lectura promedio en nC para los cristalescontroles;S1: factor de conversión con backscatter paraCs-137(mR/nC);f : factor de conversión de dosis absorbida

(mGy/mR).La calibración de los dosímetros se reali-

zó en el Laboratorio de Patrones Secunda-rios de la Dirección Nacional de Energía Nu-clear de Guatemala, pero la corrección porenergía no se pudo realizar por problemasde equipo.

Los datos correspondientes a los 10 tiposde exámenes estudiados son almacenados enhojas electrónicas para su posterior análisis.

ResultadosEn la tabla 1 se encuentra un resumen de lasdosis en mGy para cada tipo de estudio rea-lizado.

Tabla 1 Dosis promedio para los estudiosradiodiagnósticos.

TLD

Tipo de examen

Tórax AP/PATórax LATCráneos AP/PACráneo LATAbdomen, caderas y pelvisColumna dorsal APColumna dorsal LATColumna lumbar APColumna lumbar LATPielogramas intravenosos

No.dedatos

2411397654831010678033

Dosispromedio

(mGy)2.09 ±3.805.33 ±4.805.35 ±7.142.98 ±2.35

10.74 ±10.296.20 ±5.68

9.35 ±10.2311.48 ±12.5829.99 ±19.256.87 ±3.32

Fig. 2 Dosis de entrada paraTórax LAT

(AP: proyección antero-posterior, PA:proyección postero-anterior y LAT:proyección lateral).

En las figuras 1 a 10 se muestran las gráfi-cas del número de estudios para cada exa-men en función de los rango de dosis (0 a 2,2 a 4...).

En ellos se observan las distribucionesreales de las dosis suministradas a los pacien-tes. Grandes variaciones de dosis se obser-van para pacientes a los cuales se les realizael mismo estudio, es difícil encontrar la cau-sa específica para estas variaciones pues, sonmuchos los factores involucrados (tamaño yrequerimientos clínicos de paciente, estadoactual del equipo radiográfico, máquinareveladora, técnica radiográfica selecciona-da y sensibilidad del estudio).

4 6 8 10 12 14 16 18 20 >20

Dosis (mGy)

Fig. 3 Dosis de entradas paraCráneo AP-PA

3025

raÕ 20

3 15

£ 10U-

50 10 12 14 16 18 20 >20

Dosis (mGy)

Fig. 4 Dosis de entrada paraCráneos LAT

10 12 14

Dosis (mGy)

16 18 >20

50 j

= 30

Fig. 1 Dosis de entrada paraTórax AP-PA

• I

•mu

0.5 0.75 1 1.5 2 6 10 14 18 >20Dosis (mGy)

Fig. 5 Dosis de entrada para abdomen,caderas y pelvis

1412

S 10

IÍF8 10 12 14 16 18 20 >20

Dosis (mGy)

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Fig. 10 Dosis de entrada para

4 -

-rec

uen

cia

h g .

L

2 4

6 Dosis de entrada paraColumna Dorsal AP

_ 8 -

! ^

£ 4

[ I6 8 10 12 14

Dosis (tnGy)

I16 18

2

>20

i I—, r̂ nJ 4 u ó lu 12 14 16 18 >20

Dosis (mGy)

Fig. 7 Dosis de entrada para ColumnaDorsal LAT

3 •

i-o3

V -ii .

n - 1

10 12 14 16 18 >20

Dosis (mGy)

Fig. 8 Dosis de entrada paraColumna Lumbar AP

1412

I03

10 12 14 16 18 20 >20

Dosis (mGy)

Fig. 9 Dosis de entrada para ColumnaLumbar LAT

12 16 20 30 40 50 60 70 >80Dosis (mGy)

Conclusiones

Este trabajo es el primer estudio formal paracuantificar las dosis de entrada a piel de losprincipales estudios radiodiagnósticos en elpaís. El hospital clase A, donde se realiza lainvestigación tiene un área de atracción deun tercio de la población total del país, locual es indicativo del comportamiento nacio-nal. Los datos obtenidos en este estudiopiloto pueden servir de base para los nivelesde dosis de referencia locales de los otroshospitales.

Al comparar nuestros resultados conlos valores orientativos de las dosis de lasnormas básicas internaciones del OIEA, seencuentra que la mayoría de los valoresnacionales son superiores. Para explicar loanterior hay que considerar que los resulta-dos no incluyen la calibración en energía, locual disminuiría nuestros resultados y segun-do, los valores orientativos están sugeridospara combinaciones placa-pantalla conven-cional con una sensibilidad relativa de 200,y ya que en el hospital utilizan combinacio-nes de alta sensibilidad los valores del OIEAdeberán disminuirse. Es importante resaltarel caso de las radiografías de tórax, donde seobserva que las dosis son mucho más altasque las recomendadas, indicando que losmédicos siguen prefiriendo radiografías dealto contraste.

TLD

Los valores de dosis encontrados para cadaestudio presentan comportamientos simila-res a los encontrados por otros autores (8,9)y las desviaciones podrán mejorarse siaumentamos el número de estudios porexamen así como si la sensibilidad de los cris-tales se logra disminuir a grupos más homo-géneos (por ejemplo ± 2 % como trabajanotros autores).(3)

Finalmente, se pretende motivar a los mé-dicos a implementar programas de control decalidad donde se obtengan placas de exce-lente calidad diagnóstica, pero manteniendolas dosis tan bajas como razonablemente sea

posible alcanzar. Esto conllevará a reducirlas dosis colectivas de la población y delpersonal, y a aumentar la vida útil de losequipos.

Agradecimientos

Se agradece a la vicerrectoría de investiga-ción de la universidad de Costa Rica cuyoproyecto 112-96-335 permitió realizar estainvestigación. Asimismo, al Departamentode Radiodiagnóstico del Hospital CalderónGuardia y a los estudiantes de la escuela defísica que colaboraron en la recolección yanálisis de los datos.

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MX9900180

INTERCOMPARACION TLD EN ACELERADORESPARA RADIOTERAPIA

EN TRES PAÍSES LATINOAMERICANOSEnrique Gaona1,Juan Azorín N.2,Miguel Ángel Pérez3,César Picón4,Esperanza Castellanos5,Ma. Cristina Plazas5,Gabriel Murcia5,Lucina Archundia6

'Depto. El Hombre y su Ambiente,Universidad Autónoma Metropolitana,Cak. Del Hueso 1100,04960 México, D.F.E-mail: gaen!310@cueyatl.uam.mx

'Universidad Autónoma Metropolitana-Xochimilco, México.2Universidad Autónoma Metropolitana-Iztapalapa, México'Instituto Nacional de Cancerologia, México."Instituto Nacional de Enfermedades Neoplasicas, Perú,instituto Nacional de Cancerologia, Colombia.'Hospital General de México.

ResumenEn radioterapia uno de los objetivos es esta-blecer y dar seguimiento a programas de ga-rantía de calidad que aseguren que la dosisadministrada a los pacientes este dentro del5 % de la dosis prescrita, logrando así quelos tratamientos de los pacientes con cáncertengan una alta probabilidad de éxito en ra-diación externa. Asimismo, una de las pre-ocupaciones actuales de los organismos delas Naciones Unidas como la OrganizaciónInternacional de Energía Atómica y la Orga-nización Panamericana de la Salud es el em-pleo óptimo de las radiaciones en el trata-miento de enfermos de cáncer, ya que la do-sis administrada en radioterapia sufre consi-derables variaciones por la falta de progra-mas de garantía de calidad. El uso deaceleradores lineales de electrones requierede un programa de garantía de calidad queincluya personal experto, equipamiento e ins-talaciones adecuadas. La metodología másusada para la dosimetría, calibración ycaracterización de los haces de rayos X y de

electrones de alta energía para uso en radio-terapia es el uso de un dosímetro con cáma-ra de ionización calibrado en un laboratorioregional secundario de estandarización. Sinembargo para establecer y darle seguimien-to a los programas de garantía de calidad esnecesaria la intercomparación dosimétricamediante TLD. En este estudio se diseñaronfantomas de plástico con cristales TLD y sehizo su caracterización para realizar un aná-lisis de dosis absorbida en los cristalesexpuestos a haces de rayos X de 6MV y deelectrones de alta energía de 10 y 12 MeVpara estandarizar los procedimientosdosimétricos y proceder a realizar unaintercomparación piloto internacional dedosis absorbida en cristales TLD en trespaíses latinoamericanos, México, Perú yColombia participando aceleradores decinco instituciones diferentes. Los resultadoencontrados muestran que la mayoría de lasdosis medidas con TLD en los diferentesaceleradores estuvieron en el rango de 0.95a 1.05, aunque se tuvieron dos casos fuera

TLD

de ese rango. El uso de los fantomas con cris-tales TL muestran que son de excelente ayu-da para hacer un análisis de las dosis admi-nistradas a los pacientes e intercomparar re-sultados para estandarizar procedimientos abajos costos entre centros de radioterapia.

Palabras claveTLD, aceleradores, radioterapia, intercom-

paración.

IntroducciónLa metodología más ampliamente usada parala dosimetría, calibración y caracterizaciónde los haces de rayos X y de electrones dealta energía (energías mayores a 6MV) parauso clínico es la dosimetría con un dosímetrocon cámara de ionización calibrado en unlaboratorio regional secundario de estan-darización auspiciado por el OrganismoInternacional de Energía Atómica. Sin em-bargo, para establecer programas de garan-tía de calidad y de intercomparacióndosimétrica en el uso de aceleradores linea-les de alta energía es indispensable el uso dedosimetría termoluminiscente, en formade polvo o en cristales. En este estudio nosestamos refiriendo al uso de aceleradores li-neales de electrones capaces de producir ha-ces de rayos X y de electrones de alta ener-gía para uso clínico o tratamiento del cáncer.Una de las preocupaciones actuales de losorganismos de las Naciones Unidas es elempleo óptimo de las radiaciones para la ra-dioterapia de enfermos de cáncer. En la lu-cha contra el cáncer las radiaciones son laforma principal del tratamiento, ya que dosterceras partes de los enfermos de cáncer re-quieren de radioterapia. Organismos comola Organización Internacional de EnergíaAtómica y la Organización Panamericana dela Salud reconocen que los resultados de laradioterapia sufren considerables variaciones

en la respuesta al tratamiento en perjuicio delpaciente. Se consideró que los aceleradoresde electrones de alta energía capaces de pro-ducir haces de rayos X y de electrones de altaenergía no se pueden recomendar para su usogeneralizado en los países en desarrollo de-bido a que requieren un programa de garan-tía de calidad que incluya personal experto,equipamiento adecuado e instalaciones ade-cuadas, ya que el acelerador requiere de unaexcelente medición de la dosis. Si losaceleradores no se calibran y manejan congran cuidado pueden ser extremadamentepeligrosos, ya que la dosis que se aplican alos pacientes resultan a veces erróneas hastaun grado verdaderamente importante. Conextrema frecuencia, esta clase de errores sonde una magnitud considerablemente superiora la que se observa en el uso de las Unidadesde Cobalto-60 para radioterapia. La moder-nización del equipamiento en radioterapia yel incremento de la complejidad de losaceleradores lineales de electrones ha origi-nado cambios importantes en los procedi-mientos de calibración, dosimetría y admi-nistración de la dosis a los pacientes. Laradioterapia actual con los avances tecnoló-gicos y el uso de microprocesadores haresuelto un buen número de limitaciones his-tóricas pero se ha incrementado la compleji-dad de la planeación y administración de ladosis a los pacientes dentro de ± 5 % dela dosis prescrita. Actualmente, los acelera-dores lineales son controlados por computa-dora y requieren de un mayor control de ladosimetría, ya que una pequeña desviaciónde los parámetros del haz puede provocarcambios importantes en la dosis administra-da a los pacientes. La mayoría de los acci-dentes con aceleradores en todo el mundo hansido por fallas o por ausencia de un progra-ma de garantía de calidad.

El Organismo Internacional de EnergíaAtómica (OIEA) y la Organización Mundial

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de la Salud (OMS), establecieron un progra-ma de intercomparación de dosis termolu-miniscentes por correo (intercomparaciónpostal TLD) desde 1969 para monitorear lasdosis administradas a pacientes con Cobal-to-60 en centros de radioterapia en países endesarrollo, incluyendo México. Los erroresde más de un 10 % en la dosis aplicada nofueron raros, y en algunos casos se observa-ron errores hasta de un 50 % de la dosis pres-crita en perjuicio de los pacientes. El progra-ma de intercomparación postal TLD delOIEA/OMS, años más tarde se extendió aaceleradores lineales en radioterapia, hacien-do énfasis al programa en los países en desa-rrollo a través de los Laboratorios Secunda-rios de Dosimetría del OIEA. La metodolo-gía para asegurar que la dosis administrada alos pacientes con aceleradores de alta ener-gía sea la correcta es establecer un programaexterno de monitoreo y análisis de dosis ad-ministradas, este programa externo requierede un físico médico experto que realice laverificación en sitio midiendo la dosis/uni-dad monitor en el acelerador para las dife-rentes energías tanto en rayos X como enelectrones con equipo especial de dosimetría,sin embargo este procedimiento es costoso yrequiere de mucho tiempo de uso del acele-rador y suspención del tratamiento de lospacientes. Una alternativa es establecer unprograma de análisis, verificación eintercomparación de dosis absorbidas concristales termoluminiscentes (TLD) para me-dir y analizar la dosis/unidad monitor en losaceleradores. En varios países desarrolladoshan logrado establecer estos procedimientosde intercomparación dosimétrica TLD que lesasegura el correcto seguimiento de los pro-gramas de garantía de calidad en acele-radores. El análisis y la intercomparación delas dosis administradas en radioterapia esparte esencial de los programas de asegura-miento de la calidad en el uso de aceleradores

lineales de electrones de alta energía en ra-dioterapia (tratamiento del cáncer) y permi-te la estandarización de los procedimientosclínicos. Algunos de los criterios para man-tener el programa de aseguramiento de lacalidad operable con aceleradores son: dosisadministrada a tumor ±5 % (rayos X y elec-trones), calibración del haz de radiación±3 %, mediciones relativas ±2 % (6,7,9). Laintercomparación dosimétrica nacional e in-ternacional puede proveer información cuan-titativa sobre el nivel de variaciones que exis-ten en un punto en particular en la cadenadosimétrica para compararla con la exacti-tud requerida en el uso de aceleradores.

Materiales y métodosLos fantomas diseñados para este estudiofueron hechos con una geometría simple,sólido y cúbico construidos de un polímerotermoplástico de metacrilato de metilo en for-ma de resina. Los fantomas tienen cuatro ca-vidades para colocar cuatro cristales TL. Loscristales usados fueron de TLD-100 y el lec-tor de TLD fue un equipo marca Harshaw.La caracterización de la dosis-respuesta delsistema fantoma-cristales se hizo con undosímetro con cámara de ionización con cer-tificado de calibración de un laboratorio se-cundario de dosimetría, usando el protocolode calibración OIEA-277 y energías de ra-yos X de 6MV y electrones de 10 y 12 MeV.La caracterización y los cálculos se hicieroncomo dosis a tejido. En la intercomparaciónpiloto TLD participaron cinco centros deradioterapia de tres países(México, Perú yColombia). En la intercomparación partici-paron aceleradores marca Siemens, Philipsy Varían. El análisis de la dosis administra-da en el fantoma se realizó a una profundi-dad de 2 cm para electrones de 10 y 12 MeVy a 1.5 y 2.0 cm para rayos X de 6MV, obte-niendo las curvas de calibración medianteanálisis de regresión. Los físicos de los cen-

TLD

tros de radioterapia participantes en el estu-dio dieron una dosis a tejido de 100 cGy y200 cGy al sistema fantoma-cristales a la pro-fundidad 2 cm. La lectura de los cristales seconvierten a dosis a tejido y se hace la razónde la dosis medida con TLD a la dosis admi-nistrada por la institución y el intervalo devariación de la razón de las dosis debe estardentro del 0.95 a 1.05 para que sea acepta-ble.

ResultadosLas tablas 1 y 2 muestran la exactitud con lacual se puede medir la dosis administrada alsistema llamado fantoma-cristales, en amboscasos tomando como referencia las dosismedidas con cámara de ionización. Latablalmuestra los resultados obtenidos de la medi-ción de la dosis con cámara de ionización yel sistema fantoma-cristales con haces deelectrones. La determinación de la dosis enlos cristales se hizo mediante el uso de mo-delos de análisis de regresión. La dosis me-dida con TLD en la tabla 1 son el resultadodel promedio de 10 mediciones.

TABLA 1MEDICIÓN DE DOSIS ABSORBIDA CON HACES DE ELECTRONES CON CÁMARA DE

IONIZACIÓN Y DOSTMETRIA TERMOLUMINISCENTETIPO DE RADIACIÓNENERGIATAMAÑO DE CAMPO(CONO)DISTANCIA BLANCO-SUPERFICIEDOSIS MEDIDA CON CÁMARA IONIZACIÓN,OIEA 277DOSIS MEDIDA CON TLD-100 (U AM)RAZÓN DOSIS CAMARA/TLD*

ELECTRONESlOMeV10 X 10 CM100 CM100 y 200 cGy

101 y 203 cGy0.990 y 0.985

ELECTRONES12MeV10X10 CMI00CM10Oy200cGy

103 y 204cGy0.970 y 0.980

*Razones de 0.95 a 1.05 se consideran aceptables.

La tabla 2, muestra los resultados obteni-dos de la medición de la dosis con cámara deionización y el sistema fantoma-cristales(UAM) con rayos X de 6MV. La dosis medi-da con TLD en la tabla 2, son el resultadodel promedio de 10 mediciones.

TABLA 2MEDICIÓN DE DOSIS ABSORBIDA CON HACES DE RAYOS X CON

CÁMARA DE IONIZACIÓN Y SISTEMA FANTOMA-CRISTALESTIPO DE RADIACIÓNENERGÍA

PROFUNDIDAD(DOS1S MAXIMA)TAMAÑO DE CAMPO(CONO)DISTANCIA BLANCO-SUPERFICIEDOSIS MEDIDA CON CÁMARA IONIZACIÓN,OIEA 277DOSIS MEDIDA CON TLD-100 (UAM)RAZÓN DOSIS CAMARA/TLD*

RAYOS X6MV(TPR=0.68)1 5CM10X10CM100CM100Y200cGy

98 Y 202 cGy1.020 Y 0.990

*Razones de 0.95 a 1.05 se consideran aceptables.

En este muestreo piloto se invitaron a 10Centros de Radioterapia de los tres países acolaborar en la intercomparación TLD, perofinalmente sólo cinco aceptaron participar ycomparar sus resultados con los demás cen-tros tomando como referencia el sistemafantoma-cristales. Los resultados obtenidosen este estudio son para fines estadísticos yno con propósitos de regulación, tampocoinvolucra ninguna certificación, sin embar-go la intercomparación se puede usar eva-luar y dar seguimiento a los programas degarantía de calidad en radioterapia con res-pecto a la dosis administrada a los pacientes.

La gráfica 1 muestra los resultados de laintercomparación TLD con rayos X de 6MV.En la gráfica se muestran las razones de ladosis medida en TLD/dosis administrada porla institución (centro de radioterapia). Lasrazones de 0.95 a 1.05 se consideran acepta-bles.

1.041.021.000.98

TLD/INST 0.960.940.920.90

0.88

ys _-

__. _

we

¿a

._.- T , . .

RATOS Í6M1

I*4

_.J

1 2 3 4 5INSTITUCIÓN

Tabla 1. Intercomparación TLD con haces de rayos X de 6MV en cinco centros de radioterapia de tres países.

Las gráficas 2 y 3 muestran la intercom-*paración con haces de electrones de 10 y12 MeV. De los cinco centros de radiotera-pia participantes sólo en tres de ellos teníancalibrados los haces de electrones para laintercomparación.

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

1 . 1 6 •

1.121.08-

TLD/INST1.00 !'0.96 !' / •0.92-'' -r0.88 ̂ ! t

3NES 0M«V

INSTITUCIÓN

Tabla 2. Intercomparación TLD con haces de electronesde 10 MeV en dos instituciones de dos países.

TLD/INST

INSTITUCIÓN

Tabla 3. Intercomparación TLD con haces de electronesde 12 MeV en dos instituciones de dos países.

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3. Gaona, E. y Tovar, V.M., Manual para uso de aceleradoreslineales de electrones en radioterapia, Edilibros, S.A., 1985

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5. AAPM, Task Group 40, "Comprensive QA for RadiationOncology", Medical Physics, vol. 21, Issue 4, April 1994.

6. Dutreix, A., Jãrvinen, J., Thwaites, D.I., "Treatment UnitCalibration, Beam Performance", Proceeding of the InterregionalSeminar for Europe, The Middle East and Africa, OrganismoInternacional de Energía Atómica, IAEA-TECDOC-734, 1994,Viena, Austria.

7. Hanson, W.F., Stovall, M., Kennedy, P., "Review of DoseIntercomparison at a Reference Point", Proceeding of theInterregional Seminar for Europe, The Middle East and Africa,Organismo Internacional de Energía Atómica, IAEA-TECDOC-734, 1994, Viena, Austria.

8. AAPM Task Group 21, "A Protocol for the Determination ofAbsorbed Dose from High Energy Photon and Electron Beams".Medical Physics, 10, 1983.

9. IAEA, "Absorbed Dose Determination in Photon and ElectronBeams", An International Code of Practice. IAEA TechnicalReports Series no. 277, International Atomic Energy Agency,1987, Vienna.

ConclusionesLos resultados obtenidos muestran que esfactible establecer programas de garantía decalidad en radioterapia con evaluación y se-guimiento a través de la intercomparaciónTLD usando fantomas plásticos hechos conmateriales propios a bajos costos para estan-darizar procedimientos en radioterapia y pro-tocolos clínicos.

AgradecimientosAgradecemos la valiosa participación delInstituto Nacional de Cancerología de Méxi-co, Instituto Nacional de EnfermedadesNeoplásicas de Perú, Instituto Nacional deCancerología de Colombia, Hospital Gene-ral de México e Instituto Carlos Ardila Lüllede Colombia.

10. Tello, V.M., Aguirre J.F., Hanson, W.F., Johansson, K.A.,"Comparison of Absorbed Dose Calculation with the AAPM Tg-21 and the International (IAEA) Protocols", Med. Phys., 16:500,1989.

11. Thwaites, D.I., Williams, J.R., Aird, E.G., Klevenhagen, S.C.,And Williams, P.C., "A Dosimetry Intercomparison of MegavoltgePhoton Beams in UK Radiotherapy Centres", Phys. Med. Biol.,1991.

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13. Thilander, K. A. Johansson, "Absorbed Dose Intercomparisonin Sweden", Proceeding of the Interregional Seminar for Europe,The Middle East and Africa, Organismo Internacional de EnergíaAtómica, IAEA-TECDOC-734, 1994, Viena, Austria.

14. Hanson, W. F., "Simple Geometric Phantom to be in the IAEANetwork", Proceeding of the Interregional Seminar for Europe,The Middle East and Africa, Organismo Internacional de EnergíaAtómica, IAEA-TECDOC-734, 1994, Viena, Austria.

15. Gaona, E., "Mathematical Model Associate with CalibrationCurve in Thermoluminescente Dosimetry", Inter-AmericanMeeting of Medical Physics, julio 15-19, Chicago, Illinois,EEUU., 1984.

16. Gaona, E., "Análisis de Dosis Absorbida en CristalesTermoluminiscentes Expuestos a Haces de Rayos X y Electronesde Alta Energia", Memorias del X Congreso Nacional sobreDosimetría de Estado Sólido, septiembre 11- 12, 1997, México.

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DETERMINACIÓN DE PARÁMETROSFÍSICOS DEL TLD-100

Javier Páucar JJ"1,César Picón Ch.Instituto Nacional de EnfermedadesNeoplásicas. INENAv. Angamos Este 2520.Lima 34 - PerúTelefax: +51-014-484548

ResumenEl estudio realizado en el servicio de físicadel Departamento de Radioterapia del Insti-tuto Nacional de Enfermedades Neoplásicasde Lima-Perú, se determinó la energía deactivación, el orden cinético, y el factor defrecuencia del quinto pico del espectrotermo luminiscente del TLD-100 usando di-ferentes algoritmos. Esto se llevó a caboparalelamente con la implementación y di-seño de una interface y del sofware, asocia-dos al lector TL, que permitieron un controlsemiautomático del proceso de lecturatermoluminiscente.

Palabras claveTLD-100, LiF:Mg,Ti., termoluminiscencia.

Introducción

Este trabajo tiene como objetivo determinaralgunos de los parámetros intrínsecos que in-tervienen en el fenómeno físico de latermoluminiscencia, que es la emisión de luzobservada alrededor de temperaturas biendefinidas (picos), cuando se calienta el TLD-100 que previamente ha sufrido una irradia-ción ionizante (1).

Materiales y métodosEstudio teóricoLa expresión para la intensidad TL, conuna velocidad de calentamiento (3=dT/dt,es (2): Ec. 1

—E Tr s -EI = n. s. exp ( ). exp ( - — . exp ( ) dT'

k. T VK ¿fi k.T'Expresión que describe la intensidad TL

como función de la temperatura paracinéticas de primer orden. La temperaturaTm a la que se sitúa el máximo de intensi-dad TL, se obtiene a partir de la expresión(1), luego derivando e igualando a cero,tenemos: Ec. 2

( ^ 4 ) = 5 . exp ( ^ )

Los métodos que siguen sólo son válidospara los materiales TL con un sólo pico acti-vado.

Método basado en la forma geomé-trica del espectro TL

TI TH Ti TMÜ5BATIJS*

Figura 1. Parámetros de un pico activado según (3).

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Según el espectro TL de la figura (1) sedefinieron, para un sólo pico activado las si-guientes consideraciones: Ec. 4

W = T , - T . ; T = T - T . ; Ô = T , - T Ec. 32 1' mi' 2 m

Luego el factor de simetría \i , se definecomo : u = ô / w

g

Si m <0.42, la cinética será de primer or-den, Si m >0.52, la cinética será de segun-do orden.Si 0,42<m <0.52, la cinética estará entreel primer y segundo orden.Hallamos la energía de activación E, median-te la ecuación:

Ec. 5

•p¡

?;

E,

T

1,68

-1,59

E,

5

1,45

0,3

Es

CO

3,14

-0,75

E.

Método de la subida inicial del espectrotermoluminiscente

En este caso se ajusta la ecuación:

7 - t - E

—r = s '. exp ( k.TEc. 6

Donde s' es el factor preexponencial conunidades cm3.s~'; b es el orden cinético y nes el número de trampas que existen. De I=-dn/dt y teniendo en cuenta la velocidad decalentamiento b= dT/dt, entonces:

' 1 T

TI= \ldt = - [idT Ec. 7J a Jto " To

Realizando un ajuste del tipo ln(I/nb) vs.1/T, obtenemos una recta cuya pendiente lla-maremos m. Luego la energía de activaciónserá:E = -0,862x1 (rtn [eV] Ec. 8

Método para diferentesvelocidades de calentamientoDe la ecuación (2), suponiendo que conoce-mos s y E, si variamos la velocidad de calen-tamiento p, la temperatura a que tiene lugarel máximo de intensidad TL se desplaza, demodo que a medida que p aumenta entoncesTm también lo hace. Esto hace suponer quemediante un ajuste adecuado podemos ha-llar la energía de activación (E) y el factor defrecuencia (s), si se conocen p y Tm.

Sobre un mismo material se irradia enidénticas condiciones dos veces. En primerlugar se hace una lectura TL con una veloci-dad de calentamiento Pj y para la segundairradiación se repite la lectura pero esta vezcon un p2 distinta a la primera. El resultadoserá que se observará un desplazamiento delos máximos TL. Si despejamos de la ecua-ción (2) el factor de frecuencia s, para losdos pares de valores (p, , Tml) y (p2, T^ ),e igualamos ambas expresiones obtenemos:

T -Txm\ 1m2

TEc. 9

Luego se irradian chips TLD-100 dedimensiones 3,1x3,1x0,9 cm3 en unidades deCobalto-60 con tasa de dosis de 88,5 cGy/min, los chips fueron previamente tratados a400 °C durante una hora y 85 °C por espaciode 20 horas (4, 5). El calentamiento rápidode prelectura de 160 °C en 20 seg permiteeliminar picos de baja temperatura, la lectu-ra se realiza a velocidades constantes de15 °C/seg y 30 °C/seg durante 22 seg bajo laatmósfera inerte de gas nitrógeno a un flujode 2,5 1/s. Una interface diseñada y construi-da en nuestro laboratorio que conecta un lec-tor Victoreen modelo 2810 con una PC-386,completan la cadena de medición que per-mite visualizar y analizar el espectrotermoluminiscente.

TLD

ResultadoSe determinó que el quinto pico sigue unacinética de orden 1,8 para un tratamiento tér-mico de prelectura de 160 °C en 20 seg ytiene valores de energía de activación yfactor de frecuencia de 1,69 ± 0,28 eV y1,3 x 1018 s1 respectivamente, hallados porel método de la forma geométrica del pico,como se muestra la tabla 1. Los resultadospor el método de la subida inicial del pico ydel método para diferentes velocidades decalentamiento, también se presentan en di-cha tabla.

Método usado

Forma geométrica del pieo

Subida inicial del pico

Diferentes velocidades decalentamiento

Energía de activación(eV)

l,69±0,28

l,7±O,3

l,7±O,2

Factor de frecuencia( » • ' )

1,3x10"

2,6x10"

8,4x10"

Tabla 1. Parámetros físicos del TLD-100 hallados pordiferentes métodos.

ConclusionesEn el método basado en la forma geométricadel espectro TL, encontramos un factor desimetría fi g igual a 0,48 ± 0,03 valor quenos da la siguiente información: al realizar

el tratamiento térmico los electrones escapande las trampas a la banda de conducción ydesde aquí "ven" más trampas desocupadasque centros luminiscentes, por lo tanto exis-te una probabilidad baja que caiga en uncentro luminiscente a que se reatrapen nue-vamente, caso contrario sería de un ordencinético menor. Esta también es la explica-ción de la asimetría que presenta.

El método de la subida inicial del espec-tro TL, es un método gráfico de ajuste depares ordenados 1/T vs. In I, en una rectade regresión.

En promedio se determinó un valor de 1,7eV para la energía de activación y un factorde frecuencia del orden de 1018 s1, cantida-des muy acordes con la bibliografía especia-lizada, lo que nos permite utilizar estosdosímetros en aplicaciones clínicas.

AgradecimientosAl Dr. Mayer Zaharia, jefe del Departamen-to de Radioterapia del Instituto Nacional deEnfermedades Neoplásicas, por las facilida-des brindadas para trabajos de investigacióncomo el presente.

Bibliografía(a) Correspondiente al autor E-mailjpaucar@hotmail.com

1. G. Portal, Etude et developpement de la dosimetrie parradiothermoluminescence, These Universite Paul Sabatier deTolouse. 1978.

2. M.S. Rasheedy, "On the general-order kinetics of thethermoluminescence glow peak". J. Phys.: Condens. Matter 5pp. 663-636, 1983.

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4. C.M.H. Driscoll, J.R. Barthe, M. Oberhofer, G. Busuoli andC. Hickman, "Annealing procedures for commonly usedradiothermoluminescent materials". Radiation protectiondosimetry,vo\. 14, no.1, pp. 17-32, 1986.

5. T.M. Piters y D. A. J. J. Bos, "Thermoluminescence emissionspectra of LiF (TLD-100) after different thermal treatments",Radiation protection dosimetry, vol. 47, no. 1/4, pp. 91-94,1993.

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ANÁLISIS DOSIMETRICO PARA HACESDE FOTONES Y ELECTRONES ENIRRADIACIÓN CORPORAL TOTAL

Mauricio Hurtado GonzálezPosgrado. Física Médica Radiológica.Universidad Nacional de Colombia, Bogotá.Instituto Nacional de Cancerología.Instituto Regional de Cáncer de laOrinoquía. (Hospital Regional deVillavicencio, Meta)

ResumenPara iniciar la Irradiación Corporal Totalcomo una alternativa para el tratamiento deenfermedades hematológicas, leucemias ycoadyuvante para el transplante de médulaósea, se debe tener en cuenta la aplicaciónde protocolos internacionales de control ygarantía de calidad. Se establece la intercom-paración por los diferentes métodosdosimétricos: cámaras de ionización cilin-drica y plano paralela, película de emulsiónradiográfica, diodos semiconductores (tran-sistores MosFet) y cristales termoluminis-centesTLD-100.

Se obtuvieron medidas para campos de140 x 140 cm2 y distancias grandes de 340cm respecto de campos convencionales enradioterapia. La dosimetría in vitro se reali-zó en el maniquí Universal AntropomórficoAlderson Rando básicamente con los crista-les cilindricos (diámetro 1 mm) de fluorurode litio TLD-100. Se obtuvo el valor de ladosis con una cámara de ionización cilindri-ca de 0.6 cm3 y el electrómetro Farmer paraIrradiación Corporal Total (ICT) con fotones,para electrones se obtuvieron valores con lacámara plano-paralela Markus.

Conocido el valor de la tasa de dosis a laDistancia Fuente Superficie DFS=80 cm se

calibraron los cristales con el haz de radia-ción de referencia del 60Co para obtener lacurva de respuesta: Dosis:vs: Lectura TL. Secaracterizó el 10% del total de una pobla-ción de 300 cristales para aplicar la estadís-tica correspondiente. La curva de luminis-cencia obtenida de forma Gaussina seconsideró satisfactoria por su estabilidaddurante el proceso pre-anneal, lectura yanneal, lográndose la lectura del pico princi-pal a 300 °C según parámetros asignados aun equipo lector TLD HARSHAW, modelo4500.

Los resultados indican la dependencia fun-cional con la distancia DFS=340 cm para lossiguientes parámetros que caracterizan el hazde radiación para ICT: el porcentaje de dosisen profundidad PPD, las relaciones TMR yTPR, el TAR no se calcula por el incrementode la dispersión en aire. El incremento de lapenumbra indica un aumento del campo deradiación respecto del campo luminoso. Elángulo de dispersión q. respecto del eje cen-tral del campo se determinó y se establecióel incremento. La disminución de la curva-tura del campo es dependiente de la ley delinverso al cuadrado con la distancia, la con-versión del PPD de una distancia a otra de-pende de la distancia, es decir, el Factorde Mayneor depende de la DFS.

TLD

Palabras claveAnneal: calentamiento de los cristales paradesocupar las trampas electrónicas.Bolus: material compensador de tejido.Gaussina: curva de luminiscencia simétricaen forma de campana.Cerrobend: aleación de plomo, bismuto,cadmio con punto de fundición 120 °C.MosFet: transistor de efecto de campo.Wellhõfer: tanque d e 3 0 x 3 0 x 3 0 c m parallenar con agua.

Introducción

El control de calidad de la dosis "necesaria ysuficiente" para (ICT), tiene en cuenta laplanicidad del campo, el efecto de lasinhomogeneidades, filtros atenuadores,bolus, los valores del porcentaje de dosis enprofundiad, PPD, el TPR, TMR, el efecto depenumbra, dirección alrededor del eje cen-tral del campo, q. dispersión primaria, secun-daria y retrodispersión.

Luego de obtener la tasa de dosis dD/dt(cGy/s) para fotones con la cámara cilindri-ca tipo farmer y calibrada en un laboratoriosecundario o las Unidades Monitor (UM)para el acelerador lineal obtenidas con cá-mara de ionización plano-paralela tipomarkus, se hizo indispensable la utilizaciónde dosímetros económicos, de fácil con-secusión, fácil colocación y manejo sobre lapiel del paciente, para la dosimetría diariade rutina, la opción mejor fueron los TLD.Para garantizar y verificar la dosis adminis-trada a pacientes en tratamiento por campospequeños se realizaron medidas in vivocon TLD para teleterapia según el cálculoobtenido por algoritmo en un computador derutina del valor de la dosis en el InstitutoNacional de Cancerología (INC) e IRCAO.

Materiales y métodosUn total de 300 cristales en forma cilindricade diámetro 1 mm x 6 mm se utilizaron enel maniquí universal Alderson Rando, los deforma cuadrada o chip fueron colocadosdentro de un cubo de teflón, de dimensiones1x1x2 cm2 y tornillos como "tapa" de espe-sor 5 mm para lograr el "equilibrio electró-nico" en la cavidad, éstos se colocaronfácilmente sobre la piel de los pacientes; seutilizó el haz de fotones de referencia 60Copara calibrar los TLD y obtener la curva derespuesta; Dosis:vs: Lectura TL, (gráficaNo.l) y así obtener valores de dosis en ladosimetría in vivo. Se evaluó la respuesta delos detectores a diferentes profundidades enmaniquíes de agua y acrílico, para obtenerlinealidad en las lecturas de los cristales ca-librados para la ICT a partir de un campogrande de 140 x 140 cm2 con una distanciade DFS=340 cm desde el eje verticalisocentro del equipo cobalto 60Co Theratronhacia la pared del bunker.

Con las placas de emulsión radiográficaX-Omat Fde Kodak de dimensión 25x30 cm2

y respuesta lenta, se midió la planicidad ypenumbra respecto a un campo de referen-cia de 10 x 10 cm2 y DFS=80 cm, éstas secolocaron a las distancias necesarias paraobtener campos de 20 x 20 cm2 y 30 x 30cm2; se irradiaron con el maniquí de lámi-nas en acrílico de 1 x 30 x 30 cm3 y pordensitometría se permitió valorar el efectode penumbra, (gráfica No.2). La medida delcampo fuera del eje central permitió obser-var la variación de la curvatura y dispersiónpara campos a distancias grandes. El ángulode dispersión respecto del eje central delcampo se incrementó de: q= ±2°,DFS= 80cm; a q= ± 15° , DFS=280 cm y a q= ± 30°para DFS=340 cm. Las curvas de rendimien-to en profundidad se obtuvieron con unsistema Wellhõfer, a partir del eje central delcampo de 140x140 cm2 con mejor resolu-

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

ción respecto al análisis densitométrico dela película radiográfica, pero se observó elefecto atenuador de las proteccionespersonalizadas de cerrobend para pulmón',órgano crítico para la ICT.

Gráfica No.l

Dosis(cGy) Co-60 Aug-10/98,r=10, SSD=90c

Se estableció la lectura de los diodos dejuntura "pn" con su respectivo electrómetrovictoreen; en el rango de energía de 1 a 4MeV, la respuesta es más lenta respecto a unacámara de ionización pero su construcciónpermite colocar estos elementos semicon-ductores sin riesgo de romperse, los transis-tores Mosefet aunque sensibles el gradientedel campo eléctrico los deteriora.

Principalmente se utilizaron los cristalestermo luminiscentes TLD 100 de forma cua-drada o "chip's" de dimensiones: 1x6x6 mm3

y en forma cilindrica. Se calibraron con lafuente de referencia del 60Co para diferentesvalores de tiempo; obteniéndose linealidaden la curva de respuesta dosis:vs: lectura TL,se determinó la sensibilidad de los cristalespara la respuesta termoluminiscente TL res-pecto a diferentes valores de dosis. El valorde la tasa de dosis dD/dt= 40 (cGy/s) paragrandes distancias DFS=340 cm permiteiniciar un protocolo clínico para la ICT enun equipo de 60Co. En el maniquí antropo-morfo Alderson Rando se practicaron perfo-raciones de 1 mm de diámetro en el materialde parafina polimerizada para colocar loscristales en forma de cilindros, se colocaronentre 50 y 250 cristales por corte axial des-

de la cabeza hasta la parte cervical del mani-quí y se leyeron en el equipo lector de TLDHARSHAW.

Se calentaron inicialmente en un hornoprogramable a 300 °C durante ocho horas loscristales, para garantizar un "borrado" com-pleto antes de ser irradiados, durante la ruti-na sólo se programó el horno a 300 °C du-rante 1 hora. El ciclo del lector TLD se ini-ció con un tiempo pre-anneal de 10 s, paraasegurar un completo "vaciado" de las tram-pas se programó la rampa en 25 °C/s, hastaobtener la lectura del pico principal a 300 °Cen el tiempo de lectura de 13 s, el tiempo deanneal y borrado fue de 10 s. La curva deobtenida en forma Gaussiana se determinóestable alrededor de la vertical trazada en lagráfica de luminiscencia. Según la gráficasNo.l se obtuvo una respuesta con un errorde 2% , la repoducibilidad en el 1% a bajatasa de dosis pero disminuyendo la reprodu-cibilidad cuando se incrementó la tasa dedosis dD/dt > 50 cGy/min, es decir, dismi-nuye la sensibilidad de los TLD al incremen-tar el tiempo de radiación. Los cristales TLDcalibrados con la fuente de referencia del 60Cose utilizaron sólo para fotones de 1.25 MeV,los TLD utilizados para electrones se cali-braron en un Mevatron de 6MeV.

También se utilizaron los cristales cuadra-dos para la dosimetría "in vivo" en pacientescon Ca. de cervix y Ca. de seno para valorescomparables con los obtenidos por cálculo.

Gráfica No.2

0.8

0.6

0.4

0 0

-101

f (1 ¡

1 jíf

i

!

\

\

i\

B

D

Y(cm), r=10 ,r=15

TLD

ConclusionesEl tratamiento para Irradiación CorporalTotal ICT, es específico para cierto tipo deenfermedades hematológicas.

La intercomparación de resultados clíni-cos entre diferentes instituciones se dificul-ta por la falta de un protocolo único y espe-cífico para la ICT, falta de uniformidad enprescripción de la dosis, la limitante en cual-quier centro hospitalario es la tolerancia delos tejidos sanos exigiendo conocer con pre-cisión la dosis entregada al paciente y asíoptimizar el efecto terapéutico teniendo encuenta el costo/beneficio. La estadística apartir de un estudio epidemiológico requie-re de varios años para la toma de datos y paraobtener una muestra universal numerosa,contrario a lo que sucede en la realidad porel número inferior de casos que se presentanfrente a otro tipo de enfermedad oncológica.

La extrapolación lineal a partir de medi-das para campos pequeños a grandes intro-duce un error en la determinación de ladosis. La calibración del valor de la dosis serealiza a distancias representativas según lageometría del tratamiento para la ICT y ob-tener una desviación estándar menor al 2 %.Según la gráfica No. 1 se obtuvo una respues-ta con un error del 2%, la reproducibilidaden el 1 % a baja tasa de dosis disminuye cuan-do se incrementa la tasa de dosis, es decir,dD/dt > 50 (cGy/min).

El factor de apertura del colimador FACtiende al valor unitario, por lo tanto no afec-ta al cálculo de la dosis, otro factor que nose tiene en cuenta por el incremento a dis-tancias y campos grandes respecto de la dis-persión es la relación Tejido-Aire TAR, encambio se utilizaron las relaciones TPR yTMR.

Se parte de los protocolos internacionalesestablecidos para la dosimetría y control decalidad de equipos, calidad del haz de radia-ción y calibración de la dosis a suministraral paciente según los siguientes protocolos:de la AAPM Reportes No. 13, 17,23, 108;el TG21 de la AAPM y el 277 del OIEA.

AgradecimientoAgradezco a todas las personas e institucio-nes por el apoyo y colaboración en la reali-zación del presente trabajo: al organismo,OIEA y organizadores del 1er CongresoIberolatinoamericano y del Caribe de FísicaMédica. Al Instituto Regional de laOrinoquía, IRCAO, y la Universidad Nacio-nal de Colombia.

Bibliografía1. CCG Protocol: 9942, James H. Garvín, Jr., M.D., Ph.D., /OPENWAY/NETSCAPE/DIALER/ support@tis.eh.doe.gov.Dec 1. 1995. [16] Van Dyk, J. , Leung, P.M.K., Cunningham,J.R.. Dosimetric consideration of very large Cobalt-60 field. int.J.Radiat. Oncol. Biol. Phys. 6, 753-759, 1980.

2. Miller, R.J. , et al. "Total Body Irradiation utilizing a singleCobalt-60 source". Int. J.Radiat. Oncol. Biol. Phys. 1, 549-552,1976.[19]

3. Galvin ,J.M. "Calculation and Prescription of Dose Total BodyIrradiation". Int. J. Radiat. Oncol. Biol. Phys., vol 9, pp. 1919-1924, 1983.

4. Mobit. N., Paul., "The quality dependence of LiF TLD inmegavoltage photon beams: Monte Carlo simulation andexperiments". Physics in Medicine & Biology., vol 41, num. 3,387-398, March, 1995.

5. Hugtenburg, R.P. "Total body Irradiation on an isocentric linearaccelerator: a radiation output compensation technique". Physicsin Medicine & Biology, vol. 39, num 5, 783-793, May, 1994.

6. Pino, J.L. y Torres, M.D., et al., "Risk Factor in InterstitialPneumonitis Following Allogenic Bone Marrow Transplantation".Int .J. Radiat. Oncol. Biol. Phys., vol. 8. pp: 1301-1307.Aug,1982.

MX9900183

DOSIMETRÍA TL IN VIVO PARAEL CONTROL DE CALIDAD EN

RADIOTERAPIA CON 60Co YBRAQUITERAPIA DE BAJA TASA

DE DOSISGraciela VélezSilvia Bustos*Osvaldo BalmacedaSusana GutiérrezMario FerrarisServicio de Radioterapia - Hospital SanRoqueRosario de Santa Fe 374 - CP 5000Córdoba - Argentina*Conicor - Ceprocor.E-mail: velez@fis.uncor.edu

ResumenLa dosimetría in vivo se utiliza cada vez conmayor frecuencia como una valiosa herra-mienta para el control de calidad en radiote-rapia. Las mediciones de las dosis de entra-da y de salida nos proporcionan informaciónacerca de la precisión de la técnica o el pro-cedimiento de tratamiento utilizado; análo-gamente, la medición de la dosis que recibeel recto o la vejiga en implantes ginecológicoscontribuye a perfeccionar y ajustar los pro-cedimientos en braquiterapia. Asimismo, sepueden identificar errores sistemáticos en si-tuaciones particulares que permiten optimizarel tratamiento y minimizar errores.

Se realizó un estudio en el Servicio deRadioterapia del Hospital San Roque (Cór-doba) para controlar los procedimientosutilizados en el tratamiento de distintaspatologías oncológicas. Se seleccionaronpacientes, a los cuales se les realizó la plani-ficación de rutina con el sistema de planifi-

cación de tratamientos computarizadosProwess 3000, que luego se controlaron condosimetría termoluminiscente in vivo utili-zando los servicios del Ceprocor (Córdoba).

Se realizaron mediciones de dosis piel entratamientos de mama, pelvis, tórax, cabezay cuello y se midieron dosis en cavidades delcuerpo, como cavidad oral, recto, esófago,etc., colocando los TLD dentro de catéteresespeciales. En el caso de dosis piel, losdosímetros se colocaron en portadosímetrosde acrílico, de a pares, que luego se enso-braron y se sellaron.

Se encontró un muy buen acuerdo entrelas mediciones in vivo y las predichas por elplanificador. En algunos casos el control per-mitió modificar el tratamiento para evitarsobre o subdosajes de los distintos órganosafectados por el campo de radiación.

TLD

IntroducciónEste trabajo refleja los resultados de la etapainicial de un estudio que se está llevando acabo en el Servicio de Radioterapia del Hos-pital San Roque de la ciudad de Córdoba,utilizando el servicio de dosimetría TL delCeprocor (1). El objetivo es implementar unprograma de control de calidad (QC), de bajocosto, sobre los procedimientos y técnicasutilizadas en este hospital para el tratamien-to de patologías oncológicas. Con el objetode ajustar el protocolo, en lo que respecta almuestreo de pacientes y la frecuencia de loscontroles (verificaciones de las dosis entre-gadas), en esta primera etapa el número depacientes controlados es limitado.

La dosimetría in vivo es una parte impor-tante del proceso de control de calidad en ra-dioterapia, y la dosimetría termoluminiscentees la forma más confiable para realizarla, aun-que los diodos son una alternativa convenien-te para algunos propósitos. Mejorando losmétodos de verificación, se puede intentarreducir el margen entre el "blanco biológi-co" y el volumen de tratamiento. Ya en elICRU 24 (1976) (2) se indica que "todos losprocedimientos involucrados en la planifica-ción y ejecución de la radioterapia puedencontribuir con una incerteza significativa enla aplicación de la dosis al paciente... Unchequeo final del tratamiento real sólo pue-de realizarse por dosimetría in vivo".

Debido a sus características físicas losdosímetros TLD son muy apropiados para ladosimetría in vivo. Son de un material equi-valente a agua o tejido, de dimensiones pe-queñas, no necesitan cables y tienen muybuena resolución espacial.

Las mediciones in vivo se limitan a deter-minaciones de dosis de entrada, salida y do-sis intracavitarias. Conociendo la dosis de en-trada y la dosis de salida se puede combinarla información para estimar la DOSIS TU-MOR o la dosis en estructuras críticas (3).

El impacto de la dosimetría in vivo paraprácticas clínicas ha sido ampliamente de-mostrado (4). Ciertas ventajas y mejoras enel tratamiento de un paciente individual sepueden obtener de las mediciones con TLD.Es posible optimizar: el posicionamiento delpaciente y los elementos utilizados parainmovilizarlo, las protecciones y bolus aemplear, la separación entre campos y suangulación y, en ciertas ocasiones, es posi-ble determinar la dosis del refuerzo (boost).

En general, utilizando las mediciones detodos los pacientes, se pueden identificar des-perfectos en el equipo, checar la técnica detratamiento utilizada o nuevas técnicas quese deseen implementar, controlar que losdatos ingresados en el planificador detratamientos computarizado sean correctos,etcétera.

Materiales y métodosSe utilizan dosímetros termoluminiscentes(TLD) de LiF, TLD-100 (Harshaw), chips(3,lmm x 3,lmm x 0,9mm) y rods (lmm xlmm x 6mm), que son leídos en un lectorTL Harshaw 4000. El tratamiento térmico delos TLD que permite su reutilización consis-te en lh a 400 °C, seguido de un enfriamien-to rápido. Las curvas de glow obtenidas dela lectura son analizadas con un programaanalizador de curvas de glow (5, 6), el cualpermite resolver los picos individuales. Lalectura TL (áreas de los picos 4 y 5) es direc-tamente proporcional a la dosis absorbida porel TLD, y se obtiene por comparación conun dosímetro de referencia. Se utilizan losTLD que presenten una reproducibilidadmejor al 2%, de manera que la incertezafinal en la determinación de la dosis no su-pera el 5% en condiciones de referencia (6).

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

campotangencialinterno

flash

campotangencialexterno

Figura l(a). Irradiación de mama.

campolateralderecho

campolateralizquierdo

Figura l(b). Irradiación de cabeza y cuello.

Actualmente se están controlando algunostratamientos específicos en radioterapia ex-terna, con pacientes sometidos a cobaltote-rapia. Se han seleccionado pacientes bajotratamiento radiante en diferentes áreas,tales como mama, cabeza, cuello y pelvis;en todos los casos se mide la dosis de entra-da y salida, colocando los TLD en piel, y enla irradiación de cabeza y cuello se mide tam-bién la dosis en cavidad oral, en tanto queen la irradiación de pelvis se agrega la medi-

ción de la dosis en recto. Para todas estasmediciones salvo la de la dosis en recto, losdosímetros se utilizan de a pares, dentro deun portadosímetro semicircular que propor-ciona un build-up de 2 mm (suficiente paraalcanzar el 95% de la dosis en el máximo) ysellados con polietileno. En cuanto a las de-terminaciones de las dosis en recto, se pro-cede igual que en los controles similares enbraquiterapia.

En las figuras l(a) y (b) podemos obser-var cómo se ubican los dosímetros para dostratamientos típicos:

1. Mama: irradiación del volumenmamario por dos campos tangenciales,opuestos y paralelos. Se colocan TLD encada uno de los centros (o a mitad de la mamasi se trata de hemicampos), uno en cada bor-de de campo y otro en el extremo superior,cerca del pezón identificado en la figura 1 (a)como flash.

2. Cabeza y cuello: irradiación por cam-pos opuestos y paralelos. Se colocan losdosímetros en los centros de ambos camposlaterales. Además se mide la dosis en cavi-dad oral, a fin de controlar la dosis que reci-be la mucosa bucal que suele presentar com-plicaciones. En los casos en que se irradia lazona del cuello, se colocan TLD en la partesuperior del mismo, punto que se denominaflash en la tabla 2.

Ubicación

Centro Tg. Interno

Centro Tg. Ext.

Borde Interno

Borde Externo

Flash

1(W)

99

98

109

119

86

2(H)

106,5

105,5

108,5

95

111,3

3(H)

106

117

86,5

107

113,5

4

93,5

89

54,5

28

120,5

5(H)

113

111,5

71,5

43,5

123,5

6

97

96,5

44,5

53

128

7(H)

104

111,5

87,5

72

121,5

8

110,5

119,5

40,5

17

113

9

98,5

107

56,5

106

117

10

102,5

96

21

35

105,5

Tabla 1. Mediciones obtenidas en los tratamientos de mama. En la primera fila se indica el número de paciente, W:significa tratamiento realizado con cuña de 30°, H: significa tratamiento realizado con hemicampos. En la tabla se encuentranlos datos del cociente dosis medida a dosis planeada, en %.

TLD

En cuanto a la braquiterapia, se estácontrolando la dosis recibida por el recto, quees un órgano crítico. Para ello, se empleanlos TLD rods, los cuales se colocan dentrode catéteres (diámetro externo de 5mm).

Resultados

Seguidamente se incluyen tablas con algu-nos de los resultados obtenidos en las medi-ciones de 10 pacientes con irradiación demama, 9 con tratamiento en zona de cabezay cuello, y 5 con irradiación en zona de pel-vis o hemipelvis (tablas 1, 2 y 3).

De las mediciones in vivo en tratamientosde mama, tabla 1 y figura 2(a), se puedenrealizar las siguientes observaciones: para elpaciente 1, tratamiento de volumen mamariocon filtro en cuña de 30°, la menor disponi-ble en el equipo, se tiene una dosis en puntoflash que es 14% menor a la planificada, loque nos indica que de realizar todo el trata-miento con cuña, esta zona no recibiría ladosis prescrita. Midiendo la dosis en el pun-to flash para tratamientos sin filtro en cuña(restantes pacientes) se observan sobre-dosajes de hasta un 30% mayor a la dosis

planeada. Las mediciones de dosis en losbordes del campo (filas 4 y 5) deben reali-zarse cuidadosamente, ya que los TLD pue-den quedar fuera (pacientes 4, 6, 8 y 10) odentro del campo.

Para los tratamientos en zona de cabeza ycuello, tabla 2 y figura 2(b), se observa quela dosis medida dentro de cavidad oral es engeneral menor a la dosis planeada. Para tra-tamientos de Ca. de laringe o Ca. de supra-glótico, que involucra la irradiación del cue-llo, controlando la dosis en el punto flash sepuede determinar la necesidad o no del usode protecciones o filtros en cuña.

La tabla 3 contiene los resultados de lasmediciones realizadas en pacientes someti-dos a tratamiento radiante en zona de pelvisy hemipelvis. La pelvis, en general, se irra-dia con cuatro campos en caja (pacientes 1,2, 3), en dos de los casos se midió dosis enrecto. El paciente 4 es sometido a un trata-miento con campos oblicuos, para evitarsobredosaje del recto, lo cual se verifica conla dosimetría in vivo. El paciente 5 corres-ponde a un tratamiento de hemipelvis con trescampos, utilizando filtro en cuña.

Ubicación

Centro L.D.

Centro L. 1.

Cav. Oral Der

Cav. Oral Izq.

Flash L.D.

Flash L. 1.

1

95,5

91,5

95,5

105

2

100

100,5

112

107

3

84,5

90

62,5

67

4

94

93

87,5

97

5

103

96,5

90

95

6

103

101,5

92

85

7

102

100,5

8

101

96

9

100,5

96

Tabla 2. Mediciones obtenidas en los tratamientos de cabeza y cuello. En la primera fila se indica el número de paciente.En la tabla se encuentran los datos del cociente dosis medida a dosis planeada, en %. Cav. oral: corresponde a medicionesdentro de la cavidad oral, para los casos en que el campo de tratamiento la involucra. Flash: corresponde a mediciones enlímite superior de cuello, en los casos en que el campo involucra esta zona.

1ER CONGRESO IBÍROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Ubicación

Centro Ant.

Centro Post.

Centro L. D.

Centro L. I.

Sonda rectal

1

76(2)

73,5

51

49(1)

2

77

74

52(3)

49,5

93,5

3

44,5

62,5

46

73,5

4 (Campos oblicuos.)

75 (OAI)

75,5 (OAD)

12,8

5 (W) (3cpos.)

98,5

99,5

55

Tabla 3. Mediciones obtenidas en los tratamientos de pelvis y hemipelvis. En la primera fila se indica el número depaciente. En la tabla se encuentran los datos del cociente dosis medida a dosis planeada, en %. La sonda rectal contiene unpar de TLD que se encuentran en promedio a unos 5cm de la boca de ano. En el paciente 4 el tratamiento es con camposoblicuos y en el paciente 5 se trata una hemipelvis con tres campos, W: significa cuña en los campos anterior y posterior.

ConclusionesLos resultados obtenidos demuestran la claranecesidad de realizar controles condosimetría in vivo, pese a los complejos pla-nificadores de tratamientos computarizadosde que puedan disponerse. Existen variosfactores que pueden afectar los resultados deun tratamiento radiante.

En muchos casos de tratamiento de Ca.de mama, el planificador prowess 3000 uti-lizado en el Hospital "San Roque", indicaque debe usarse un filtro en cuña de 10° o

15°. Como la cuña de menor ángulo disponi-ble en el equipo del hospital es de 30°, debenplanificarse los tratamientos, unos días confiltro en cuña y otros sin, de manera de com-pensar adecuadamente. Según se observa enla figura 2 (a), tabla 1, es posible lograr estacompensación, ya que las mediciones en elpunto flash nos indican en general un aumen-to de la dosis en un 20% para tratamientossin cuña, y una disminución en un 15% paratratamientos con cuña.

-Centro tang. Int. -«-Centro tang. Ext. - Flash

4 5 6 7Paciente

8 9 10

- • - Centro LD-±-Cav. Oral LD

-Centro Ll-Cav. OralLI

Figura 2(a). Pacientes con tratamiento radiante en zona de mama, se indican los valores obtenidos en los centros de campoy en el punto de flash y 2(b): tratamientos en cabeza y cuello, se pueden ver los resultados obtenidos por los TLD ubicadosen los centros de campo y dentro de cavidad oral.

TLD

Los resultados obtenidos con la dosimetríaTL in vivo son sumamente útiles para con-trolar la calidad del tratamiento realizado,pudiendo detectarse tempranamente cual-quier inconsistencia. En algunos casos, comopor ejemplo los pacientes 5, 6 y 7 sometidosa tratamientos en mama, las mediciones in-dican la necesidad de replanificación.

AgradecimientosAl equipo de técnicos del Hospital "SanRoque", que colaboraron en la realización deeste trabajo.

Bibliografía1. Bustos S., Vélez G. and Rubio M. 1997 "Implementation of invivo TL dosimetry service for external radiotherapy, first resultsfor high energy photon beams: 60Co, 6MV & 10MV". (Abstract)Medical & Bio!. Engineering & Computing, 35, supplement part2, p. 1084.

2. International Commission on Radiation Units andMeasurements (1CRU) 1976 "Determination of Absorbed Dosein a Patient Irradiated by Beams of X or Gamma Rays inRadiotherapy Procedures". ICRU Rep.24, ICRU Publications,(Bethesda, M.D.)

3. Duch M. A., Jornet N., Ginjaume M., Ribas M. and OrtegaX.(1997) " A comparison of two in vivo dosimetry procedures intotal body irradiation technique". (Abstract) Medical & Biol.Engineering & Computing, 35, supplement part 2, p. 1038.

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5. Muñiz J.L., Delgado A., Gómez Ros J.M., and Brosed A. 1995"Application of glow curve analysis methods to radiotherapymailed dosimetry with LiF TLD-100". Phys. Med. Biol. 40,253-268.

6. Bustos S., Vélez G. y Rubio M. 1998 "Dosimetría TL paraRadioterapia". A publicarse como suplemento (VI CongresoArgentino de Protección Radiológica y Seguridad Nuclear) de larevista Seguridad Radiológica que edita la Sociedad Argentinade Radioprotección.

MX9900184

MEJORAS EN LA DOSIMETRÍA TL PARARADIOTERAPIA

Silvia Bustos'"Graciela Véleza>

Marcelo RubioCEPROCORArenales 230 Juniors Córdoba 5000Argentina,srbustos@ceprocor. uncor. edu'^'Servicio de Radioterapia - HospitalSan Roque Córdoba.

ResumenLa dosimetría termoluminiscente (TLD)in vivo ha demostrado ser una de las másconfiables para el control de tratamientosradioterapéuticos, pero la demora en la res-puesta es la principal desventaja en suaplicabilidad. En este trabajo se presentanimportantes mejoras y se demuestra que man-teniendo la precisión y confiabilidad de latécnica, es posible acelerar los tiempos derespuesta a unas pocas horas.

Para realizar este trabajo se utiliza unlector Harshaw 4000, dosímetros LiF TLD-100 chips (3.1 x3.1 x 0.89 mm3) y rods (1 x1 x 6 mm3). Con la implementación de unprograma de análisis de curvas de glowdesarrollado en el Ciemat, se obtiene unaseparación de los picos TL de manera rápiday precisa, por lo que el tratamiento térmicode los dosímetros puede reducirse a unúnico recocido pre-irradiación delh a 400 °C.

Se realiza una calibración periódica eindividual de los TLD y un estudio de losfactores que influyen en la relación señalTL-dosis como la linealidad, corrección porenergía, respuesta direccional y desvaneci-miento de la señal TL. Los resultados deestos estudios se introducen en una planillade cálculo diseñada especialmente y que nospermite obtener la dosis absorbida por el TLD

a partir de los datos (áreas de los picosdosimétricos) que surgen del análisis de lascurvas de glow. La dosis se obtiene con unaprecisión menor al 5%.

Los dosímetros ya irradiados (in vivo) seanalizan e informan en sólo cuatro horas, per-mitiendo un mayor control del tratamiento yuna corrección de los posibles errores parala siguiente sesión, aun en tratamientosbifraccionados. El método implementado re-sulta así preciso, rápido y confiable.

IntroducciónLa dosimetría termoluminiscente (TLD) invivo ha demostrado ser una de las másconfiables para el control de tratamientosradioterapéuticos. En los grandes centros deradioterapia, que cuentan con dosimetría TL,no la utilizan con la regularidad que quisie-ran debido a la demora en la respuesta y eltiempo que lleva la preparación de losdosímetros. En este trabajo se presentanimportantes mejoras y se demuestra que man-teniendo la precisión y confiabilidad de latécnica, es posible acelerar los tiempos derespuesta a unas pocas horas.

Este sistema se ha implementado en elCeprocor (1), en una primera etapa parafotones de alta energía, a fin de ofrecer a los

TLD

centros de radioterapia la posibilidad decontar con un servicio de dosimetría in vivorápido y preciso, pudiendo determinarse ladosis con un error menor al 5 %, lo cualsatisface los requerimientos del ICRU 24(2).

Mediciones de dosis de entrada y desalida nos brindan información acerca delprocedimiento o técnica de tratamientoutilizada (3), siendo posible identificar erro-res sistemáticos en situaciones particularesy checar la utilización de sistemas de inmo-vilización (4). Es posible también controlartratamientos especiales aunque sean bifrac-cionados, como lo es la Irradiación Corpo-ral Total (5).

Materiales y métodosSe utiliza un lector Harshaw 4000 ydosímetros de Fluoruro de Litio TLD-100chips (3,1 mm x 3,1 mm x 0,9 mm) y rods(1 mm x 1 mm x 6 mm).

A fin de poder reutilizar los dosíme-tros, éstos se someten a un recocido de lh a400 °C seguido de un enfriamiento rápido atemperatura ambiente.

En el lote, los dosímetros TL (TLD) soncaracterizados por un número. Para determi-nar la sensibilidad individual de cada TLDrespecto de la lectura promedio del lote,todos los dosímetros se irradian en un mani-quí de PMMA a una profundidad de lcm enun haz de 60Co. Esto nos permite obtener unfactor de sensibilidad individual C, dondeC = L / L. (L. es la lectura TL del i-ésimoTLD y L es la lectura TL promedio del lote).

Este procedimiento se repite tres veces almenos, para obtener un C promedio y des-cartar los TLD que no presentan unareproducibilidad mejor al 2% (Mayles et al.(6)). Este factor de sensibilidad individuales reobtenido periódicamente, a fin de man-tener la precisión.La dosis se determina comparando la res-puesta de un dosímetro dado respecto a la

respuesta de un TLD de referencia, que hasido irradiado en un punto donde la dosis seconoce con precisión. En este punto la dosisse determina por mediciones realizadas conuna cámara de ionización NE 2571 (0,6 cm3)conectada a un electrómetro Keithley35617EBS. La determinación de la dosis serealiza siguiendo el protocolo de la IAEA (7)y es trazable al Laboratorio de CalibraciónSecundaria de la Argentina. Para la calibra-ción de los TLD se diseñó un portadosímetrosde PMMA que tiene la misma forma y tama-ño que la cámara de ionización NE 2571 ypermite colocar un par de TLD en el puntoefectivo de medida de dicha cámara.

Para las mediciones in vivo de dosis deentrada o salida, así como dosis en cavidadoral, los TLD se colocan en pares enportadosímetros de PMMA en forma desemicilíndros de 2mm de espesor en torno alos TLD, sellados en polietileno (1, 5). Paramediciones de dosis en cavidades como rec-to o cuello de útero, los TLD se colocan encatéteres especiales sellados (1). Para medi-ciones de dosis piel, se sellan entre doshojas de polietileno (4).

Las curvas de glow obtenidas de la lectu-ra TL son analizadas con un programa (GC A)que ha sido desarrollado en el Ciemat (8) yresuelve los picos de glow, pudiendo selec-cionar entre cinética de primer orden, segun-do orden o gaussiana.

ResultadosLa dosis absorbida en agua D, en la posicióndel TLD puede calcularse de la lectura TL(L)como: D = L.S.KL.KF.KE

donde S = Dref/ LDref, es el factor de calibra-ción del sistema; y los factores de correccióntienen en cuenta la no-linealidad en la rela-ción lectura TL - dosis (KL), el decaimientode la señal con el tiempo (Kp), y la respuestaen energía (K^) de los TLD.

1ER CONGRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Como señalan Kirby et al. (9) el factor decalibración del sistema puede cambiar encada sesión de lectura, debido a cambios enla electrónica y óptica del lector, reflectanciade la plancheta, características del calenta-miento, etc., y se obtiene de irradiar un gru-po de TLD a una dosis conocida, Dref

En nuestro caso (1,3,4,5), los dosímetrosse utilizan inmediatamente después dehaber realizado el recocido, los TLD dereferencia se irradian el mismo día que lasmuestras, y las lecturas se realizan seguida-mente; por lo que el factor KF = 1.

úi

CD

Lect

ur

3,0x10* "

2,5x10* "

2,0x10* "

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0,0

• 1 • 1 • 1 ' 1 ' 1 ' 1 • 1 ' ' y

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• , i | . j i j • j i | i | ,i

0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5" 4,0

Dosis (Gy)

Figura 1 (a). Calibración Lectura TL- Dosis.

0,0 0,5 1,0 1,5 2,0 2,5 3,0 3,5 4,0

Dosis (Gy)

Figura 1 (b). Factor de corrección por no-linealidad,normalizado a 1 para D = 0.75Gy.

El factor de corrección por energía se nor-maliza a uno para la energía de los rayosgamma de 60Co, y es necesario realizar ex-perimentos con muy buena precisión a finde obtener KE para otras energías de fotoneso electrones como indica Mobit (10). Esta-mos aún estudiando este factor, sobre todo

para electrones de alta energía, pero en sudefecto, los TLD de referencia se irradian enel mismo haz en que se realizarán las medi-ciones in vivo (3, 5).

Utilizando un maniquí de PMMA, losdosímetros se irradiaron con dosis conoci-das en el rango 0,1 a 3,5 Gy. En la figura 1(a) se puede ver un comportamiento de la re-lación lectura TL-dosis lineal (coeficiente deregresión lineal, r = 0.9993), aunque se ob-serva una tendencia hacia la supra-linealidada partir de 1,5 Gy. Cuanto más se asemeje ladosis de referencia a la dosis que se esperamedir, menor será la corrección por no-linealidad, KL, que se obtiene de la relaciónD/L versus D (figura 1 (b)). KL senormaliza a la unidad para la dosis de refe-rencia (1,9).

Para el análisis de incertezas se siguen lasrecomendaciones de Kirby et al. (9), dondelos parámetros que relacionan la dosis con lalectura TL, se toman como independientes.Utilizando cuatro TLD para la dosis de refe-rencia y pares para las mediciones in vivo, seconsigue una incerteza total menor al 5 %,en la determinación de la dosis.

Con una versión simplificada del progra-ma se obtienen rápidamente las áreas de cadapico (figura 2). La lectura TL se toma comola suma de las áreas de los picos 4 y 5.

6,Qx10F

5,0x10?

lo 4.0X105

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400 450 500

Temperatura (K)

550

Figura 2. Curva de glow típica de un TLD-100, con unrecocido pre-irradiación de lh a 400 "C. Podemos observarla resolución en picos individuales que permite obtenerlas áreas de los picos 4 y 5 (lectura TL) con muy buenaprecisión.

TLD

Los resultados de calibraciones y estudiosprevios de los parámetros involucrados enla determinación de la dosis a partir de lalectura TL, como son los factores de sensibi-lidad individual Ci, los factores de correc-ción por energía, fading y no-linealidad, etc.,se introducen en una planilla de cálculo tipoExcel. Esta planilla se diseñó de manera talque introduciendo en dos columnas las áreasdel pico 4 y del pico 5; y en una celda el valorde la dosis de referencia (en cGy), se puedeobtener inmediatamente la dosis medida porcada TLD y el promedio del par dedosímetros por punto de medición, amboscon su correspondiente error.

ConclusionesDe esta manera, es posible reducir tanto eltiempo de preparación de los TLD comoel tiempo de lectura y evaluación de losresultados medidos. Para unos 60 TLD utili-zados para mediciones in vivo, en Centrosde Radioterapia ubicados en la ciudad deCórdoba y alrededores, la información seobtiene luego de sólo 3 o 4 horas posterioresa la irradiación, por lo que el procedimientoimplementado permite corregir posibleserrores en el tratamiento aun en caso de ser

bifraccionado, como por ejemplo en Irradia-ción Corporal Total (5).

La dosimetría in vivo constituye una he-rramienta esencial para el control de calidaden radioterapia, por lo que consideramos quees muy importante contar con un sistemarápido y preciso que permita asegurar unabuena aplicación del tratamiento radiante.

AgradecimientosA los doctores José María Gómez Ros yAntonio Delgado del Ciemat, por facilitar-nos el programa de análisis de curvas deglow, así como toda información que les fuerequerida. Este agradecimiento se extiendea todo el personal del Ciemat que se encuen-tra bajo la dirección y supervisión delDr. Delgado, por brindar su experiencia conmucha amabilidad.

Asimismo, debemos agradecer la colabo-ración de físicos, médicos y técnicosradiólogos del Hospital "San Roque",del Instituto Privado de Radioterapia ydel Instituto de Terapéutica RadiológicaDr. Di Rienzo.

Finalmente queremos agradecer alCeprocor, que financia el desarrollo de estetrabajo y al Lie. Alejandro Germanier, porsugerencias y discusiones muy útiles.

1ER CONCRESO IBEROLATINOAMERICANO Y DEL CARIBE DE FÍSICA MÉDICA

Bibliografía1. Bustos S., Vélez G. and Rubio M. 1997 "Implementation of invivo TL dosimetry service for external radiotherapy, first resultsfor high energy photon beams: 6tlCo, 6MV & 10MV". (Abstract)Medical & Biol. Engineering & Computing, 35, supplement part2, p. 1084.

2. International Commission on Radiation Units andMeasurements (ICRU) 1976 "Determination of Absorbed Dosein a Patient Irradiated by Beams of X or Gamma Rays inRadiotherapy Procedures". ICRU Rep.24, ICRU Publications,(Bethesda, M.D.)

3. Bustos S., Vélez G., Balmaceda O., Gutiérrez S. y Ferraris M.1998 "Dosimetría TL in vivo para el Control de Calidad enRadioterapia con 60Co y Braquiterapia de Baja Tasa de Dosis".A publicarse como suplemento (VI Congreso Argentino deProtección Radiológica y Seguridad Nuclear) de la revistaSeguridad Radiológica que edita la Sociedad Argentina deRadioprotección.

4. Venencia D., Zunino S., Tissera, Leone, Bustos S. 1998"Implementación y Evaluación de un Sistema de InmovilizaciónTermoplástico para la Irradiación de Tumores Pélvicos" (resumen)Nuevas Tendencias en Oncología, vol. VII, no. 1, (suplemento),p. 45.

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6. Mayles W. P. M , Heising S. and Mayles H. M. O. 1993"Treatment verification and in vivo dosimetry". RadiotherapyPhysics in Practice, ed. J. R. Williams and D. I. Thwaites,(Oxford: Oxford University Press), pp. 227-252.

7. International Atomic Energy Agency (IAEA) 1987 "Absorbeddose determination in photon and electron beams. Aninternational code of practice". IAEA Technical Report Series277, (Vienna: IAEA).

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10. Mobit P.N. 1996 "Monte Carlo study of dose measurementin radiotherapy beams with LiF-TLDs and other solid statedosemeters" (Ph.D. Thesis, University of London). ICR-2/96,Physics Dept, Institute of Cancer Research, Sutton SM2 5PT,UK.