Casa abierta al tiempo

UNIVERSIDAD AUTONOMA METROPOLITANA UNIDAD IZTAPALAPA

JDIVISION DE CIENCIAS BASICAS E INGENIERIA INGENIERIA EN ENERGIA

ANALISIS CUANTITATIVO DE LA DOSIS ABSORBIDA EN RADlOClRUGlA ESTEREOTAXICA

Tesis que presenta el alumno: Aldo Herrera Márquez

para la obtención del grado Y . de ~ licenciatura en Ingeniería en energía 91 220598 /i

México D.F., Agosto 2000

1 A Dios, a mi madre y mis hermanas.

2 2 5 9 3 4

INDICE

Introducción 4

Capitulo I: Conceptos Generales l. 1 Rayos X 1.2 Radiación lonizante 1.3 Interacción de la Radiación con la Materia 1.3.1 Dispersión Rayleigh 1.3.2 Efecto Fotoeléctrico 1.3.3 Efecto Compton 1.3.4 Producción de Pares 1.4 Coeficientes Importantes 1.4.1 Coeficiente de Atenuación Lineal 1.4.2 Coeficiente de Atenuación Másico 1.4.3 Coeficiente de Transferencia de Energía 1.4.4 Coeficiente Másico de Transferencia de Energía 1.4.5 Coeficiente de Absorción de Energía 1.5 Poder de Frenado 1.6 El Kerma y la Dosis Absorbida 1.7 Equilibrio de Partícula Cargada 1.7.1 Equilibrio Transitorio de Partícula cargada 1.8 Teoría de Cavidades 1.8.1 Relación de Bragg-Gray 1.8.2 Teoría de Cavidades de Burlin

Capitulo II: Acelerador de Partículas 2.1 Aceleradores Lineales 2.2 Acelerador Philips SL75-14 2.2.1 Especificaciones técnicas 2.2.2 Descripción de la Consola del Control y Unidades Auxiliares 2.3 Calidad de los Tratamientos 2.4 Equipo Generador de Radiación 2.5 Respecto al Haz Clínico 2.6 De la Prescripción del Tratamiento 2.7 Verificaciones Antes de Cada Jornada 2.8 Rutinas Esenciales del Acelerador Lineal 2.8.1 Magnetrón 2.8.2 Foreline Trap en las Bombas de Vacío 2.8.3 Control MCC 2.8.4 TCC y Terminal 2.8.5 Controlador de Movimientos 2.8.6 General 2.9 Calibración del Haz de Fotones del Acelerador Lineal

5 5 5 5 5 7 7 8 8 9 9 9 9 9 10 11 13 13 13 14

15 15 16 18 18 18 18 18 19 20 20 21 21 21 21 21 23

Capitulo 111: Dosimetría Clínica 3.1 Dosimetría Termoluminiscente 27

2

3.2 Propiedades del TLD-1 O0 3.3 Equipo Lector 3.4 Procedimientos de Selección de Dosímetros TL 3.5 Curvas de Calibración

Capitulo IV: Radiocirugía Estereotaxica Simulada 4.1 Radiocirugía Estereotáxica 4.2 Planteamiento del Problema 4.3 Soporte Técnico 4.4 Tomografía Axial Computarizada 4.5 Planeación Oncológica 4.6 Localización lsocentrica 4.7 Irradiación Experimental

Capitulo V: Preliminares 5.1 Resultados 5.2 Comentarios y Conclusiones

Apendice I: Análisis de Regresión Apendice II: Puntos porcentuales de la distribución t Apendice Ill:Unidades, escalas y magnitudes

Bibliografía

28 31 35 44

51 53 55 56 59 64 67

71 75

76 79 80

82

3

INTRODUCCION

El 16 de agosto de 1998, se publicó en el diario mexicano “El Universal”, un artículo cuyo encabezado evocaba ... la primera cirugía de cerebro sin bisturí, exitosa.. . El empleo de un haz de radiación de alta energía generado por un acelerador lineal, para la destrucción de una lesión cerebral, evitó el uso del bisturí. Esto anunciaba el inicio de una nueva forma de tratar tumores y otro tipo de lesiones en el cerebro abriéndose una opción para tratar estos padecimientos, y brindar una mejor calidad de vida para los pacientes.

El uso de las radiaciones ionizantes en la medicina implican una gran responsabilidad debido a que una imprecisión puede ocasionar daños al organismo. Emplear de manera no controlada esta energía, es riesgozo. Por eso, todas las aplicaciones médicas que de ella emanan, deben ser sometidas a innumerables pruebas antes de su uso formal. En este sentido, los nuevos tratamientos que han innovado el empleo de radiaciones en medicina, están acompañados de un protocolo que respalda su calidad y seguridad. Bajo esta premisa, este documento representa un intento de lo que todo tratamiento médico nuevo debe cumplir antes de ser prescrito de forma rutinaria.

En el presente proyecto se analizan los procedimientos generales, y se presentan sólo algunas de las pruebas experimentales, que muestran la exactitud de la radiocirugía estereotáxica en una explicación sencilla y precisa. El estudio se centra en, determinar la dosis absorbida de radiación que se deposita en una lesión del cerebro humano usando un grupo de dosímetros termoluminiscentes no sin antes describir el funcionamiento de los sistemas utilizados.

CAPITULO I CONCEPTOS GENERALES

1.1 Rayos X Cuando un electrón se mueve a través del espacio, tiene una energía cinética asociada con su velocidad de desplazamiento. Si este electrón energético golpea con un objeto sólido, sufrirá una desaceleración violenta. El movimiento de retardo del electrón genera radiación electromagnética llamada, bremsstrahlung. A estas radiaciones de frenado se les conoce como rayos X. Los rayos X son de naturaleza dual, es decir, se comportan como onda (de longitud muy corta) y partícula (fotones). Cualquier material usado para frenar a los electrones produce rayos X. Las características de estos rayos difieren proporcionalmente con el número atómico del material. Los rayos X característicos (de espectro continuo) son los que se usan en las terapias médicas.

1.2 Radiación lonizante La radiación ionizante tiene la capacidad de excitar y ionizar de manera directa (por medio de electrones, protones o partículas alfa) o indirecta (a través de los rayos X, rayos y o neutrones), átomos de la materia con la cual interactua. Para producir esta ionización, son necesarias energías de entre 4 y 25 eV, de modo que, si la radiación no tiene la energía cinética o cuántica requerida para arrancar los electrones de Valencia de los átomos del material irradiado, será llamada radiación no ionizante. Ejemplos de este tipo de radiación son: la luz visible, las ondas de radio, las microondas y los rayos ultravioleta. En enfermedades neoplásicas, la radiación ionizante transfiere su energía a la célula cancerosa en la fase en que se multiplica, destruyéndola e impidiendo que se reproduzca. Durante este proceso, también reciben radiación ionizante las células normales, pero éstas se recuperan más rápido del efecto radiactivo que las células cancerosas.

1.3 Interacción de la Radiación con la Materia. La radiación X y la radiación y ioniza de manera indirecta a los átomos de la materia con la que interactúa. Esto lo hace de diferentes formas generando diversos efectos que van a depender del ángulo y la energía con que los fotones inciden.

1.3.1 Dispersión Rayleigh En este tipo de interacción el fotón incidente se desviado a pequeños ángulos sin contribuir a la dosis o el kerma (ver sección 1.6). Esto se debe a que nada de la energía es cedida para producir ionización o excitación. La dispersión de Rayleigh ( Figura 1 .l), se considera un evento elástico porque el fotón no pierde su energía y el átomo se mueve lo necesario para conservar su cantidad de movimiento.

1.3.2 Efecto Fotoeléctrico Cuando un fotón interacciona con electrones ya sea de las capas K, L, M o N de un átomo, le transfiere toda su energía, hv, expulsándolo de su órbita. El electrón

'5

arrancado ahora tiene una energía de hv - Ea, donde E a es su energía de amarre. La vacante en el átomo ionizado se ocupa por un electrón de un nivel de energía más alto emitiendo radiación característica (Figura 1.2). Esta radiación característica aumenta si el electrón que deja el hueco pertenece a niveles de energía más altos.

Figura 1 .l. Dispersión Rayleigh. El fotón conserva su misma longitud de onda antes y después de ser dispersado. No hay transmisión de energía.

L Rayos X característicos

Figura 1.2. Efecto fotoeléctrico.Un fotón libera un electrón de las capas internas del átomo; la vacante dejada es ocupada por un electrón de las capas superiores emitiendo radiación

característica.

6

1.3.3 Efecto Compton Un fotón al interaccionar con un electrón que se puede considerar libre y en reposo, cede parte de su energía saliendo disparado con un ángulo $ respecto de su dirección de incidencia. El electrón exitado adquiere una energía cinética T con una dirección 8 (Figura 1.3).

Electrón Compton

Fotón dispersado (hv')

Figura 1.3. Esquema del efecto Compton.

1.3.4 Producción de Pares Los fotones con energías mayores a 1.022 MeV pueden interaccionar con el campo electromagnético del núcleo atómico. Si esto ocurre, se pueden crear un par de partículas: un electrón y un positrón o electrón positivo, (Figura 1.4).

Fotón hv

f-

> 1.022

Figura l .4. Las partículas generadas en la producción de pares tienen energías T- y T'.

7

1.4 Coeficientes Importantes Las interacciones de los fotones con la materia que se estudiaron anteriormente, están acompañadas de magnitudes importantes que describen con precisión la atenuación que sufre un haz de radiación al atravesar un medio material de espesor conocido.

Haz incidente monoenergético

b dl Detector b

Capas atenuantes

Figura 1 S. Atenuación de fotones al atravesar un medio material.

Consideremos una pared de espesor x, en cuya parte frontal inciden I fotones. Un detector colocado en el otro extremo registra una cantidad de fotones dl menor a la que incide, debido a que algunos fotones han sido dispersados (Figura 1.5). Experimentalmente se puede demostrar que la reducción de fotones dl, es proporcional al número de fotones incidentes y el espesor absorbedor, dx; de tal forma que:

1.4.1 Coeficiente de Atenuación Lineal Si a la expresión matemática anterior se le agrega una constante de proporcionalidad, p, se tendrá:

A esta constante p, se le conoce con el nombre de coeficiente de atenuación lineal cuyas unidades son cm”. Integrando se obtiene:

Donde I es la intensidad del haz después de cruzar un espesor x y lo es la intensidad inicial del haz.

8

El signo (-) indica que el número de fotones decrece conforme aumenta el espesor.

1.4.2 Coeficiente de Atenuación Másico El coeficiente p, representa una probabilidad de interacción que depende de la energía del fotón y la densidad del material. De modo que si p se divide por la densidad, p, el coeficiente resultante será independiente de la densidad del material. A este coeficiente (cI/pi se le conoce como coeficiente de atenuación másico y sus unidades son el cm por gramo.

1.4.3 Coeficiente de Transferencia de Energía Los fotones que atraviesan un material sufren múltiples interacciones con los electrones de los átomos. Estos fotones transfieren parte o toda su energía, de manera que, la pérdida de energía del fotón es convertida en energía cinética de los electrones. La fracción de energía transferida por los fotones por unidad de espesor del material absorbente será:

Donde ptr es el coeficiente de transferencia de energía, Et, la energía promedio del fotón transferida a las partículas cargadas y hv, es la energía del fotón incidente.

1.4.4 Coeficiente Másico de Transferencia de Energía Si a la expresión anterior la dividimos por la densidad p del material absorbente obtendremos:

donde (ptr/p) será el coeficiente másico de transferencia de energía.

1.4.5 Coeficiente de Absorción de Energía El coeficiente de absorción de energía, bn, es definido como el producto del coeficiente de transferencia de energía, ptr, y (1 -9) donde g es la fracción de la energía de partículas secundarias que es perdida como radiación de frenado en el material. En consecuencia se tiene:

1.5 Poder de Frenado A la razón de pérdida de energía por unidad de trayectoria recorrida x, por una partícula cargada con energía cinética T, en un medio con número atómico Z, se le llama poder de frenado. Este poder de frenado puede ser por colisiones o

9

radiativo. El primero depende de las interacciones de colisión que sufre la partícula en su trayectoria, y el segundo, de las interacciones radiativas (bremsstrahlung, aniquilación en vuelo), por unidad de longitud recorrida.

El poder de frenado que considera la densidad del material atravesado, se le llama poder másico de frenado y se escribe como:

Radiación Indirectamente

lonizante

[z] j

Dosis Absorbida

i

Profundidad

Figura 1.6. Relación entre dosis absorbida y kerma con respecto a la profundidad de un medio material.

1.6 El Kerma y la Dosis Absorbida El kerma es la cantidad de energía neta que transfieren los fotones a los electrones del medio irradiado, y la dosis absorbida es la energía que estos electrones transmiten al material directamente. Existe una dependencia proporcional entre estas magnitudes, pero aunque sus unidades sean las mismas, los fenómenos que describen son distintos (Figura 1.6). Las expresiones del kerma y la dosis absorbida son respectivamente:

dm

dE D = - m

en donde Et, es la energía neta transferida por los fotones a los electrones y E es la energía que comunican los electrones al material depositándola a través de

/ .

. .

10

interacciones con los electrones circundantes. Para determinar estas cantidades se hace un balance de energía en un elemento de masa dm y volumen V:

donde R es la energía radiante de las partículas emitidas, transferidas o recibidas. Los subindices u y c indican partículas sin carga (fotones) y con carga (electrones) respectivamente. La sumatoria ZQ es la energía neta obtenida por masa en reposo dentro de V (con signo +) cuando la masa se convierte en energía y signo (-) cuando la energía se convierte en masa). El término (Rsale)noru es la energía radiante de las partículas sin carga saliendo de V; excepto la originada por pérdidas radiativas de energía cinética por partículas cargadas mientras estan dentro de V; y R', es la energía radiante emitida como pérdida radiativa por partículas cargadas que son originadas en V (este término se puede omitir, haciendo así que el kerma contabilice estas pérdidas radiativas).

Una manera de determinar la dosis que depositan los electrones al medio es a través de la expresión:

(1 -1 2)

en donde Q, es el flujo de partículas cargadas por cm2, p la densidad del material y (dT/dx) el poder de frenado por colisiones. Si se considera un haz de electrones incidentes, esta ecuación será valida si se cumple que:

1) el poder de frenado sea constante y característico de la energía cinética de los electrones,

2) la dispersión de los electrones sea despreciable y

3) la energía cinética que portan los electrones secundarios generados por los electrones incidentes (rayos delta) que logran escapar del objeto penetrado sea despreciable.

Los electrones tienen muy bajo poder de penetración, por lo tanto, esta sería otra condición para aplicar esta ecuación para el cálculo de dosis absorbida.

1.7 Equilibrio de Partícula Cargada Se dice que existe equilibrio de partícula cargada (EPC), en un volumen V, si para cada partícula cargada de un tipo y energía dados que sale de este volumen,

existe otra idéntica que entra a él. Bajo estas condiciones en el balance de energía tendríamos que considerar:

(1-13)

esto implica que:

Si consideramos que cualquier interacción radiativa producida por una partícula cargada después de dejar V, puede ser reemplazada por una interacción idéntica dentro de V (Figura 1.7), es decir,

la energía que los electrones depositan en el medio circundante es igual a la energía que reciben de los fotones, esto es:

E = Et, (1 -1 6 )

de modo que la dosis absorbida por un elemento de volumen dV será:

dE dEtr dm dm "- - (1-17)

esto significa que para condiciones de equilibrio de partícula cargada, la dosis será igual al kerma, o bien:

D = K (1-18)

3 hv' .A F 2

Figura 1.7. Ejemplo de un volumen en el que existe equilibrio de partícula cargada.

12

1.7.1 Equilibrio Transitorio de Partícula cargada El equilibrio transitorio de partícula cargada, existe en todos los puntos de una región en la cual la dosis D es exponencialmente proporcional al kerma:

(1 -1 9)

donde p’ es el valor de las pendientes de la Figura 1.6 y x es la distancia entre PI y P2. Estos puntos muestran los intervalos en los cuales la dosis absorbida es equivalente al kerma.

1.8 Teoría de Cavidades Resulta evidente la multiplicidad de medios con los que un haz de radiación ionizante interactua en su paso a través de un material desde que es emitido. Esto llevó a desarrollar diversas teorías que simplificaran el cálculo de las dosis que esta irradiación impartía.

1.8.1 Relación de Bragg-Gray Esta teoría sirve para determinar la dosis absorbida en un medio w a través de conocer la dosis en el medio g, llamado de prueba. El medio de prueba es insertado en el medio w ocasionando una cavidad de éste (Figura 1.8). Si un flujo @, de partículas que tienen carga idéntica y energía cinética T, cruzan a través de la interfaz de dos medios diferentes, w y g, sin que halla dispersión, la relación entre las dosis absorbidas de estos medios en términos de sus poderes másicos de frenado, será:

(1 -20)

La expresión anterior es válida sólo si se cumplen las condiciones:

1) el espesor de g es suficientemente pequeño comparado con el alcance máximo de las partículas cargadas que inciden, de tal forma, que la presencia de dicha cavidad no perturba el campo de las partículas cargadas,

2) la dosis absorbida en la cavidad es depositada en su totalidad por las partículas cargadas que la atraviesan.

Así, podemos calcular la dosis absorbida en w, a través de medir la dosis en g.

‘1 3

W / /

W

W

/ / /

g

r

r

r

W

Figura 1.8. Relación de Bragg-Gray.

1.8.2 Teoría de Cavidades de Burlin Esta teoría contempla los casos que le pueden ocurrir a un electrón secundario cuando cruza una cavidad que puede ser pequeña o grande comparada con su alcance. La relación de la teoría de cavidades de Burlin, puede escribirse como:

(1-21)

donde d es un parámetro asociado con el tamáño de la cavidad (si d -> 1 se considera cavidad pequeña y si d + O se considera cavidad grande), D, es la dosis promedio absorbida en el medio w bajo condiciones de equilibrio de partícula cargada, ,,,Sg, es el coeficiente de los promedios de los poderes másicos de frenado por colisión de las partículas con carga que van de g a w, y (~JP)~, es el cociente promedio del coeficiente másico de absorción de energía para g y w.

Las condiciones que guarda esta ecuación son:

1) los medios w y g deben ser homogéneos,

2) existe un campo homogéneo de rayos Gamma o X en cualquier punto de w y g,

3) existe EPC en todos los puntos w y g,

4) los espectros de equilibrio de los electrones secundarios generados en w y g son los mismos,

5) el flujo de electrones provenientes de la pared es atenuada exponencialmente cuando pasan a través del medio g sin cambiar su distribución espectral.

14

CAPITULO II ACELERADOR DE PARTíCULAS

2.1 Aceleradores Lineales El uso de los aceleradores de partículas inició en los laboratorios científicos casi de manera inmediata al descubrimiento de las partículas subatómicas en el átomo. La idea consistía en acelerar una partícula cargada para impactarla con la estructura nuclear del átomo y posteriormente observar los desprendimientos de las partículas que lo conformaban fotografiando el fenómeno. AI encontrar que en el núcleo atómico existían también otras partículas desconocidas, se hizo necesario aumentar la energía cinética de la partícula incidente para poder alcanzar mayores “profundidades”.

La forma de acelerar estas partículas era simple; para el caso de los electrones, se usaban campos magnéticos negativos de enorme poder con electroimanes bastante grandes. El electrón generado por un filamento incandescente se hacia pasar por un campo de igual carga ocasionando una repulsión violenta entre ellos por su gran diferencia de masas. Para que el electrón se acelerara lo suficiente, el electroimán debía de ser lo bastante largo para que la partícula adquiriera una velocidad cercana a la de la luz.

Se construyeron varios aceleradores de tipo lineal en el mundo; y debido a que algunos median miles de metros aparecieron los aceleradores circulares en los cuales la partícula describía rizos hasta antes de ser impactada. Las pruebas experimentales con aceleradores lineales condujeron al descubrimiento de algunas aplicaciones en la medicina, principalmente en los rayos X, la fluoroscopía y la tomografía.

2.2 Acelerador Philips SL75-14 El uso del acelerador lineal es exclusivo para los tratamientos oncológicos y para acciones indirectas con fines clínicos (como irradiación de material hematológico para transplantes de médula ósea). Por el diseño del acelerador lineal, los tratamientos que se posibilitan en el equipo son los de haces fijos y rotatorios, de rayos X a distancia del foco de 100 cm a la piel o al centro del tumor. Lo anterior se denomina DFS = 100 cm y DFI = 100 cm respectivamente; debido a las caratcerísticas de la sala y del equipo, es factible proveer de tratamientos para cuerpo total con rayos X y electrones empleando DFS > 300 cm. Para el caso de electrones se emplean dispositivos denominados conos adaptadores con una DFS = 95 cm.

Cuenta con accesorios como cuña universal dinámica, es decir es la misma físicamente para proveer de todas las posibles angulaciones; charola portaprotecciones; sistema de centraje láser; cuenta con mesa y conos especiales para radiocirugía estereotáxica (Figura 2.1).

’1 5

Figura 2.1. Aditamentos técnicos para tratamientos de teleterapia con acelerador lineal. Se observan los conos para electrones y los colimadores de haces de rayos X frente al gantry.

2.2.1 Especificaciones técnicas Para desarrollar cualquier estudio, es necesario considerar las especificaciones técnicas del equipo empleado para así hacer una consideración más exacta de los posibles errores que se pudieran generar en la fase experimental. Con los ingenieros encargados del mantenimiento se comprobaron cada uno de estos detalles técnicos.

Especificaciones técnicas del acelerador lineal:

1) Marca Philips, Mod. SL75-14

2) Haz de rayos X con energía nominal única de 10 MV

3) Haces de electrones con las siguientes energías: 4,6,8,10,12 y 14 MeV

4) Gira 360p el cabezal del equipo (gantry). Los giros se limitan en el sentido de las manecillas del reloj y en el sentido contrario a partir de 180e, hasta llegar nuevamente a 180e.

5) La escala de giro es de Oe, 90e, 270p y 360e (= Op)

16

6) La aceleracion de los electrones dentro del equipo es mediante una onda electromagnética generada por el magnetrón que impulsa a los electrones generados en el filamento del cañón (gun), y que inicia a una velocidad de 0.4 c y al final de la guía de onda lineal selleda al vacío alcanza una celocidad de 0.9 c.

7) Su alimentación es trifásica de 380 V entre fases, y la frecuencia es de 50 - 60 Hz; la tensión nominal máxima para rayos X de 10 MV es de 15 kv y la corriente máxima en el cañón para rayos X es alrededor de 8 A, y para los electrones varían en función de la energía, para 4 MeV la corriente en el cañón es de 6.2 A, para 6 MeV la corriente es de 6.2 A, para 8 MeV la corriente es de 6 A, para 10 MeV la corriente es de 5.9 A, para 12 MeV la corriente es de 5.8 A y para 14 MeV la corriente es de 6 A.

8) Para rayos X la tasa de dosis nominal del equipo es de 460 cGy/min y para electrones de 400 cGy/min la cual es preseleccionada para tratamientos que están asociadas a los pulsos repetitivos de frecuencia que en este caso es de 180 pulsos/seg. El equipo permite variar los pulsos para obtener otras tasas de dosis.

9) El material del blanco sobre el cual inciden los electrones para la generación de los rayos X es Tungsteno.

10) Para asegurar la homogeneidad de los haces de radiación. el equipo cuenta con dos filtros de aplanado uno en forma de campana y el otro plano para los rayos X y filtros para los correspondientes haces de electrones.

11) Los colimadores que delimitan el haz para los tratamientos con rayos X son de plomo que se mueven simétricamente y en forma ortogonal. Las dimensiones que permite el equipo es de 4 x 4 hasta 40.5 X 40.5 cm2 a DFS = 1 O0 cm.

12) Para el caso de electrones se cuenta con conos de 14 x 6, 16 x 16, 1 O X 20, 2 0 ~ 2 0 , 1 0 ~ 1 0 , 6 ~ 6 y 1 4 X 1 4 .

13) La fuga de radiación medida alrededor del acelerador lineal, fué menor al 0.1 % del valor de la tasa de dósis al isocentro, conforme lo recomendado por el fabricante.

14) El sistema de enfriamiento del blanco es mediante un sistema de flujo de agua (intercambiadores de calor).

15) La generación de neutrones se ha establecido para rayos X con energías mayores a 10 MV, lo cual no es para nuestro caso.

16) La producción de ozono se estima.

'1 7

2.2.2 Descripción de la Consola del Control y Unidades Auxiliares. Es importante que el operador del equipo tenga un curso de operación del acelerador lineal autorizado por la C.N.S.N.S. para actuar de manera rápida al originarse una emergencia.

2.3 Calidad de los Tratamientos. Se debe contar con procedimientos para asegurar que los tratamientos se puedan dar con la confianza de que el acelerador lineal se operará a satisfacción. Se considera que la garantía de la calidad para los tratamientos debe cumplir varios procesos, a saber: del equipo generador de radiación, del haz clínico y de la prescripción del tratamiento.

2.4 Equipo Generador de Radiación. Previo a toda acción con el acelerador lineal, requiere necesariamente de realizar la rutina de encendido, que está descrita en el manual de procedimientos y que se deberá anotar en la bitácora de control.

2.5 Respecto al Haz Clínico. El haz de radiación esta normalizado para un campo de 10 X 10 cm2 en rayos X a una DFS = 100 cm y a 10 cm de profundidad en fantoma de agua (Figura 2.1).

La calibración del Acelerador Lineal corresponde al ajuste electrónico del haz de manera que se obtenga 1 cGy por cada unidad monitor UM, en el punto de máxima ionización.

Toda calibración del haz se realiza posteriormente a la verificación electromecánica del acelerador lineal y de los parámetros del haz, como son: verificación de la DFS, mecánicamente usando distanciador óptico y ajuste de los Iáseres, verificación del tamaño de campo luminoso y de radiación, mediante película radiográfica de control.

Los físicos del Area de Física Médica, son los que realizan las mediciones e indican a los ingenieros de Phillips Sistemas Médicos los ajustes que sean necesarios.

2.6 De la Prescripción del Tratamiento. AI decidir un tratamiento, el médico llena la hoja denominada de prescripción donde aparecen los datos administrativos del paciente: nombre, No. de expediente, diagnóstico, fecha de inicio del tratamiento marcando acelerador lineal como unidad de tratamiento, tipo de radiación ( R-X y/o electrones) y turno y los datos inherentes al tratamiento: dimensiones de los campos de tratamiento, técnica de tratamiento (DFS fija o isocéntrica), distancia a la piel o al isocentro, dosis total en cGy, No. de sesiones, tiempo total de tratamiento, profundidad del centro de irradiación o un gráfico de contorno del paciente con el señalamiento del tumor y de las áreas anatómicas a cuidar, orientación del gráfico representando el corte anatómico y/o radiografías. El médico encargado de radioterapia, avala la hoja de tratamiento y pasa al Área de Física Médica (AFM).

18

El dosimetrista del AFM se encargará de revisar los datos anotado en la hoja y con ellos realiza los cálculos pertinentes, los cuales serán revisados por un físico y los resultados se anotan en la hoja de prescripción. Se deberá indicar claramente: las unidades monitor en base a la curva de calibración, el procedimiento o tasa de dosis del haz, conforme la técnica empleada, el TMR (relación máxima tejido aire) o el % DP (porcentaje de dosis en profundidad), según corresponda, y la dosis por sesión o ciclo. En caso de que la planeación requiera de distribuciones isodósicas, se verificaran los tamaños de campo, las angulaciones, el tipo de radiación rayos X o electrones) y la energía.

Como parte del control de calidad, se ha establecido que al colocar por primera vez al paciente para iniciare el tratamiento, el médico radioterapeuta esta presente para resolver cualquier duda que pueda tener el Tecnico Radioterapeuta.

Figura 2.1. Se muestra el fantoma de agua utilizado con la cámara de ionización para la determinación de la dosis absorbida de los haces de fotones y electrones.

2.7 Verificaciones Antes de Cada Jornada . Antes de iniciar las labores del día se debe revisar el equipo e instalaciones a fin de certificar que se encuentran listos para operar. Las revisones del equipo son en el cabezal, mesa, brazo (gantry) y sistemas de seguridad en la instalación.

1) Revisiones en el Cabezal. Campo luminoso, distanciador óptico, cierre y apertura de colimadores, en la dirección X y en la dirección Y, rotación de colimadores, el interruptor de colisión.

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2) Revisones de la mesa. Movimientos longitudinales, movimientos transversales, movimiento vertical (ascendente-descendente, para verificar este movimiento se pueden utilizar tanto los controles a los lados de la mesa como el que se encuentra en el control manual). Rotación de la mesa, la mesa debe rotar alrededor del isocentro y se revisa que lo haga accionando uno de los dos controles laterales a la vez que se activa el interruptor habilitador del movimiento.

3) Revisión del brazo. El brazo debe rotar +1809 y se verifica activando el interruptor marcado como GANTRY ROTATION, es necesario que se active el habilitador de movimientos en el control manual.

4) Revisiones de los sistemas de seguridad de la instalación. Verificación de la instalación del sistema de fotocelda en el pasillo de acceso en la sala de tratamiento si se hace pasar un objeto frente a ella, entonces el equipo no debe activar la opción de disparo.

5) Circuito cerrado de televisión. Se enciende el circuito cerrado de televisión y se debe observar en el monitor que la cámara enfoca hacia la mesa de tratamiento.

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6) Botones de emergencia. En las paredes de la sala de tratamiento existen dos, i

los cuales cortan la alimentación del equipo; en la mesa se encuentran dos botones rojos y uno más en el control, los cuales inhabilitan los movimientos del equipo y que impiden el disparo, apareciendo en la pantalla en el renglón inferior t

la leyenda MOVEMENTS. Para verificarlos se activan y después se intenta producir radiación.

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1 ' : \ . .

1 .

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Estas verificaciones se anotan en la hoja de verificación diaria del funcionamiento <

del equipo. 1.

2.8 Rutinas Esenciales del Acelerador Lineal El acelerador lineal esta diseñado para tener una vida media de 10 años como mínimo, sin embargo para mantener el equipo trabajando correctamente es necesario llevar acabo ciertas acciones rutinarias de mantenimiento preventivo las cuales servirán como una guía para el personal de servicio. Las rutinas están divididas en diarias, semanales, mensuales, trimestrales, semestrales y anuales, además ciertos procedimientos serán requeridos a intervalos no especificados. Las más importantes se presentan a continuación.

2.8.1 Magnetrón Este dispositivo genera los electrones que serán acelerados. Se debe verificar que este limpio y libre de partículas, especialmente alrededor del área de la ventana de salida. Medir la continuidad de los filamentos y observar que no hay problemas en el mecanismo de entonación así como en las conexiones de agua (es enfriado por intercambiadores de calor).

I

20

T

3

i. +:

2.8.2 Foreline Trap en las Bombas de Vacío El elemento activo en el Foreline Trap requiere ser regenerado periódicamente para mantenerlo en un estado eficiente. En particular deberá ser regenerado después de cada evacuación del acelerador lineal.

2.8.3 Control MCC Se verifican los voltajes de alimentación en el medidor del nivel uno. La Tabla 3.1 presenta las cantidades requeridas. Estos valores se pueden observar en el gabinete principal del acelerador lineal.

+ 1 2 v 30 V - 1 2 v 30 V + 24 V 30 V - 24 V 30 V

~~

- 300 V - 1000 v

Tabla 2.1. Voltajes requeridos para el buen funcionamiento del Acelerador Lineal.

2.8.4 TCC y Terminal Revisar la calibración de los monitores de dosis, Mon 1 y Mon 2 y el Dose Rate en el VDU. Verificar la exactitud de la lectura de tiempo haciendo una exposición larga. Revisar la operación de la memoria y LCD de dosis liberada en el caso de una falla o suspensión de energía eléctrica como sigue: Desconecte la alimentación mientras un tratamiento esté siendo dado. Anote la lectura de dosis liberada en el LCD. Reconecte la alimentación y con mute el TCC a STAND BY. Seleccione la opción tres campo previo; la lectura Mon 1 actual deberá ser igual a la de LCD +1 unidad. Verifique que cuando el interlock de puesta abierta esta roto el mensaje DOOR OPEN aparece en el VDU y el tratamiento no puede activarse.

2.8.5 Controlador de Movimientos Verificar todos los Thumbwheel para cada movimiento así como el "movent enable", verificar la acción de cada interruptor PUSH-BOTTON; y cambie cualquier lámpara defectuosa. Con un aplicador puesto, verifique que los diafragmas automáticamente se colocan en la posición correcta para cada aplicador cuando el movements enable es accionado. Verificar la velocidad del gantry de 360Ymin y 3609/min en ambas direcciones.

2.8.6 General La rutinas más generalizadas, es decir, las que todos los centros hospitalarios hacen con sus equipo (de cualquier marca) son:

1) Verificación de la simetría y el aplanado en rayos-X así como la energía.

21

2) Verificación de la energía, la simetría y el aplanado de las energías de electrones. 3) Realización de las rutinas semanales para electrones de acuerdo a la hoja de registro.

Para hacer la verificación de los haces (dosimetría), utilizamos un dosímetro marca PTW modelo DL4/D14 (Figura 2.2). Para poder utilizar correctamente el dosímetro, se tuvo que conocer cada una de las funciones y procedimientos del equipo.

Estos procedimientos tienen fin el de contar con una descripción de los requisitos y detalles para asegurar que los equipos de medición de la radiación cumplan las condiciones a nivel protocolar para ser empleados en la determinación de la tasa de dosis/dosis de los haces de radiación.

Figura 2.2. Electrómetro usado para la calibración del acelerador. En este se conectan las diferentes cámaras de ionización que pudieran ser utilizadas en un momento dado.

Es indispensable que los sistemas de medición estén en perfectas condiciones de operación, es decir que los sistemas electrónicos se encuentren funcionando correctamente.

Estos procedimientos son responsabilidad del área de física médica. En el caso del dosímetro PTW Mod. DL4/D14 es necesario enviarlo a un centro secundario de calibración para obtener el factor de calibración en la energía de Co60 para un

conjunto de cámaras preestablecidas. Cada mes se requiere que el dosímetro calibrado (electrómetro) se compare contra la fuente de referencia de SFo y se registre en la bitácora de dosimetría. La decisión de calibrar el dosímetro será dada en función de le repetitividad de las medidas con la referencia de SFo.

El procedimiento de calibración, es indicado por el protocolo de OIEA número 277 y del HPA, para el caso de éste equipo de dosimetría según el procedimiento seleccionado.

Se envia a calibrar anualmente contra referencia secundaria o antes en caso de que las variaciones contra el patrón de Srg0 reporten más de 2 % entre las tres lecturas últimas. Cuando no se esté utilizando el dosímetro, éste deberá guardarse en su estuche y colocarse en un lugar donde no vaya a sufrir algún daño.

Se anexa el factor de calibración del dosímetro PTW Mod. DL4/D14 y certificado de calibración de cámaras emitidos por el fabricante.

2.9 Calibración del Haz de Fotones del Acelerador Lineal Las condiciones necesarias que se debe reunir, antes de calibrar el acelerador lineal según el Organismo Internacional de Energía Atómica son las siguientes:

1) Cámara de ionización, cuyas características son:

a) Modelo y número de serio de la cámara: PTW (0.3 cm3) Waterproof

b) Radio interno de la cavidad: 2.75 mm. c) Material de la pared: Plexiglas (p = 1.18 gr/cm3) con espesor de 0.356

d) Espesor total: 0.445 gr/cm2

M2333641.

gr/cm2.

Los parámetros son tomados a partir del modelo y marca de la cámara de ionización en las tablas del OIEA.

2) Datos del laboratorio de calibración. El certificado del dosímetro es expedido por el Instituto de Investigaciones Nucleares (ININ), a través del laboratorio secundario de calibración dosimétrica con un certificado que avala el equipo y que se encuentra en buen estado y operando en condiciones normales. Los datos que de ahí se toman para la calibración son:

a) Laboratorio de calibración y fecha: LSCD, 991 029. b) Factor de calibración (kerma en aire), Nk = 0.9995 Gy/div. dado a Po =

1 O1 3.25 hPa por el laboratorio secundario de calibración dosimétrica.

Nota: La relación que existe entre un hectopascal y un milibar es 1 hPa = 1 mbar.

3) Constantes. Estas son cantidades empleadas para los cálculos.

23

W e a) - = 33.97 k 0.06 J/C.

b) g = 0.003 (para radiación gamma de Co6')

4) Determinación de katt y km. Estos factores ya estan dados en tablas elaboradas por la OIEA. Para poderlos identificar será necesario determinar:

a) La fracción de ionización debida a electrones generados en la pared de la cámara:

a = 0.23 (tomado de la gráfica en la página 67 del OIEA No. 277). b) Razón de poderes de frenado aire/pared:

c) Razón de coeficientes de absorción de energía pared/aire: &ir9 wa// = 0 908

d) Fracción debida a electrones generados en la caperuza:

e) Razón de poderes de frenado airekaperuza:

f) Razón de coeficientes de absorción de energía caperuzdaire:

(1 - a) = 0.77

Sair,cap = 0.908

(51. = Por lo tanto:

5) Factor de dosis absorbida en el aire de la cámara:

6) Unidad de radioterapia y condiciones de calibración. a) Acelerador Lineal Philips Mod SL75-14. b) Potencial acelerador nominal: 10 MV c) Profundidad en agua del punto efectivo de medida: 5 cm. d) Tamaño de campo: 1 O X 1 O cm2 a SSD = 1 O0 cm. e)Tasa nominal de dosis del Acelerador:

460 cGy/min 7) Corrección de lectura del electrómetro.

a) Lecturas M,,. b) Presión: P = 783 mbar (se toma la presión imperante en el momento de las

pruebas). c) Temperatura: T = 18.2 %. d) Ajuste por temperatura y presión:

24

PTP = [S][ ] = 1.2861

273.2K -t T P 273.2K + To

8) Dosis absorbida en agua. Para determinar la calidad del haz se determina el TPR2OI0 para un campo de 1 O X 10 cm2 y una distancia fuente cámara DFC = 1 m. El valor encontrado es:

TPR;: = 0.735248

La forma en que se obtiene el TPR es de la manera siguiente: colocamos el brazo del acelerador (gantry) a O", justamente arriba del fantoma de agua; de manera que el haz incida verticalmente sobre la superficie. Se abren los colimadores hasta obtener un tamaño de campo de 10 X 1 O cm2. A continuación sumergimos la cámara de ionización 10 cm por abajo del agua respecto del punto efectivo de esta, cuidando que la distancia de la fuente a la superficie superficie sea de 90 cm. Se hace el disparo y se anota el valor que muestra el electrómetro en su pantalla de resultados. Un nuevo valor es tomado ahora con una distancia de la fuente a la superficie de 80 cm y con la cámara sumergida a 20 cm respecto del punto efectivo cumpliéndose que DFC = 100 cm.

La dosis absorbida en el agua según la cámara de ionización en el punto efectivo es:

&(Ped = MuoPTPNDSw.aiPuPce/ . .

r a s w a l l , a i r [ F ) ~ , ~ ~ ~ , Sw.air

-

+ (1 - a ) S w , u i r

donde: PU = = 1 .O015

- - PCd = corrección por electrodo central = 0.9945 (dato obtenido de tablas).

Los valores de las constantes, permiten determinar Dw(PeH) a diferentes profundidades de la cámara (Tabla 2.2).

El manual 277 de la OIEA, a acordado con sus organismos afiliados que la dosis máxima se da a 2.4 cm de profundidad, y es ahí donde se toma el 100 o/o de la dosis.

Podemos ver que el valor máximo, Dw(Perr), es: 0.5001; si lo dividimos entre las 50 UM aplicadas, obtendremos la siguiente relación:

Dw(PeH) = 0.5001/50 UM = 0.01 0002 GylUM

25

Esto representa un margen de error del 0.02 %; la relación es casi 1 cGv = 1 UM lo cual indica que nuestro acelerador lineal cumple con las exigencias internacionales y por lo tanto, esta calibrado.

5 99.96 0.4999 0.36365 20 6 98.30 0.491 6 0.35760 16

7 100.00 0.5001 * 0.36380 24 8 9

99.1 8 0.4960 0.36080 28 98.02 0.4902 O .35660 32

10

45.1 1 0.2256 0.1 641 5 202 13 72.34 0.361 8 0.26320 102 12 90.50 0.4526 0.32925 52 1 1 94.24 0.471 3 0.34285 42

*Este valor corresponde a la dosis máxima, (DWmax) en el punto efectivo.

Tabla 2.2 Tabla de porcentajes de dosis en profundidad

Curva de porcentaje de dosis vs profundidad

I 120 -

100 -

u) m

80 - .-

20 -

O r O 50 1 O0 150 200

Profundidad (mm)

250 i I I

Gráfica 2.1. Esta gráfica demuestra cuanto aumenta y cuanto disminuye la dosis absorbida por el agua a medida que el haz de radiación penetra en ella. Se puede observar el punto de máxima

dosis.

26

CAPITULO 111 DOSlMETRlA CLlNlCA

Cuando un haz de radiación proviene de una fuente colimada e incide en un medio material (o un fantoma), el valor de la dosis absorbida cambia con la profundidad generándose una distribución de dosis en profundidad. Esto depende de varios factores: la energía del haz, el tamaño de campo (área que cubre el haz de radiación y se denomina área de tratamiento), la distancia de la fuente a la superficie del fantoma y la profundidad. En tratamientos en los que se aplica radiación a seres humanos es de gran importancia considerar los parámetros antes mencionados, y otros como la geometría del paciente, para garantizar que la dosis que se deposita sea lo más

algunos de esos parámetros que afectan la distribución de la dosis. 1 homogénea posible. Los cálculos de la dosis en un paciente involucran considerar

A pesar de que los beneficios asociados al uso de las radiaciones ionizantes son enormes, no hay que olvidar que las radiaciones ionizantes pueden provocar cáncer y defectos genéticos incluso para valores de dosis relativamente pequeños. La utilización de las radiaciones ionizantes en las prácticas clínicas exige, por tanto, una medida y determinación precisas de la dosis absorbida en los tejidos. En radioterapia, debido a las altas dosis empleadas se requieren unas medidas particularmente precisas. En este sentido es habitual en la planificación de los tratamientos terapéuticos, utilizar complejos programas de cálculo que determinan la dosis absorbida en diversos órganos y profundidades. Sin embargo, para algunas aplicaciones puede resultar imprescindible realizar verificaciones experimentales de los valores calculados. Estas comprobaciones se llevan a cabo mediante estudios con maniquíes antropomórficos (fantomas) o bien mediante medidas 'in vivo' directamente sobre el paciente tratado (aunque no es recomendado). Las técnicas que presentan mayores ventajas para desarrollar este tipo de estudios son la dosimetría termoluminiscente y la dosimetría mediante detectores de semiconductor y de película. Las cámaras de ionización, al depender fuertemente de las condiciones ambientales y ser mecánicamente frágiles, no son adecuadas para medidas de rutina sobre los pacientes.

La dosimetría termoluminiscente clínica normalmente se realiza con dosimetros de fluoruro de litio , LiF, llamados comercialmente como: TLD-100.

3.1 Dosimetría Termoluminiscente Algunos materiales tienen la propiedad de ser luminiscentes, tales como: cristales inorgánicos, vidrios, cerámicas, compuestos orgánicos (como el polietileno y el teflón), así como de ciertos materiales bioquímicos y biológicos. Pero los de mayor conocimiento y uso para nosotros son los sólidos dieléctricos debido a su amplio intervalo de transparencia óptica.

Para que se produzca la luminiscencia es necesaria la existencia de defectos en la red cristalina del sólido, cuando se expone a la radiación ionizante.

27

Los átomos de un cristal perfecto ocupan posiciones ordenadas en una estructura reticular periódica. Cualquier alteración estructural implica un defecto. En la vida real, los cristales presentan una gran cantidad de imperfecciones o defectos de la red. Uno de los defectos más importantes es el puntual. La vacancia es un defecto de este tipo, y es producido por la ausencia de un ión en una posición normalmente ocupada en la red cristalina.

AI exponer un cristal a la radiación ionizante, se generan electrones libres y consecuentemente “huecos”. Estas partículas cargadas emigran por el cristal hasta caer en alguna de las imperfecciones dando lugar a la formación de centros de color.

La desexitación de un centro de color se da por disipación no radiativa de su exceso de energía y por la emisión de un fotón o luminiscencia.

El fenómeno de luminiscencia recibe diferentes nombres de acuerdo con la forma en que se proporciona energía a sus centros luminiscentes para desexitarlos. Así, al utilizar radiación de frecuencia óptica se le llama radiofotoluminiscencia, y si es usada la energía térmica, se llamará termoluminiscencia.

La termoluminiscencia, TL, o luminiscencia térmica estimulada, consiste en la emisión de un fotón de luz visible por un material previamente expuesto a la radiación. Esto se logra calentándolo por debajo de su temperatura de incandescencia. El proceso se describe cualitativamente en la Figura 3.1

Se acepta, en los modelos que tratan de explicarlo, la existencia de tres entes operativos para describirlo:

1) Ente móvil o portador de carga (agujero o electrón), 2) Centro luminiscente o centro de recombinación, 3) Trampas.

3.2 Propiedades del TLD-100 El material TL de fluoruro de litio tiene un número atómico bajo. Su dependencia con la energía de los rayos X es baja también. Existen varios tipos de dosímetros TL de LiF:Mg,Ti (los materiales Mg y Ti son las impurezas o trampas conocidas como activadores, según se vió), estos son: TLD-100, TLD-600 y TLD-700. La diferencia entre sus categorías depende de la forma en que se preparan y del tipo de litio utilizado, ya sea natural o enriquecido (6Li ó 7Li respectivamente).

La curva TL del LiF:Mg,Ti muestra siete picos de brillo, esta curva es bastante complicado a causa de su dinámica compleja de trampa (Figura 3.2). El pico principal (el pico V) es el que se usa normalmente para propósitos dosimetricos. Este aparece a una temperatura arriba de los 483 K y corresponde a un nivel de trampa muy estable. Los picos de baja temperatura I, II y Ill son relativamente inestables y deben ser suprimidos mediante un tratamiento térmico.

28

4---+l

Radiac2n a)

Fotón TL " I

Banda de Valencia

Banda de conducción m--1 I I I

"- I & ? Fotón TL

't

Figura 3.1. Modelo de bandas para explicar el fenómeno de luminiscencia térmica estimulada. a) al irradiar el cristal los electrones son transferidos de la banda de Valencia a la banda de conducción dejando los correspondientes agujeros en la banda de Valencia; electrones y agujeros viajan por el cristal hasta ser atrapados en estados metaestables de la banda prohibida. Durante el calentamiento: b) el electrón se recombina con un agujero atrapado; c) el agujero se recombina con un electrón atrapado; d) electrón y agujero se recombiana en un centro luminiscente en la banda prohibida.

La figura también muestra que existen otro dos picos encumbrados a 553 K y 563 K que corresponde a la trampa alta de energía en el nivel de la substancia fosfórica. Estos picos aparecen más arriba y se muestran con dosis relativamente altas. Algunos picos de emisión requieren de 773 K para mostrar la energía atrapada, pero ellos, pero no son discutidos aquí. Debe considerarse por regla general que, los primeros dos picos que atrapan energía son inestables. Estos no deben usarse para periodos largos de integración. El nivel Ill presenta dificultades únicas para períodos de integración de varios semanas, los otros niveles son suficientemente estables y pueden ser utilizados en diversas aplicaciones

29

dosimétricas. La tabla 3.1 muestra las características de estos picos relacionadas con sus temperaturas.

4

I

Figura 3.2. Dependencia de las respuestas del dosimetro con la temperatura de exitación.

El espectro nominal del LiF puro, expone una emisión principal con una longitud de onda 415 nm. Para encumbrar todo el resplandor son necesarias temperaturas de - 525 K cuando se irradió a la temperatura ambiente. La emisión principal o promedio del LiF:Mg,Ti (TLD-100) se encuentra entre 400 y 430 nm.

2

8.5 años 468 4 3 meses 433 3

1 día 393

~~~~~

5 más de 1 O0 años 553 6

80 años 483

Tabla 3.1 Se muestran los picos del TLD-100 con su temperatura de emisión de luz máxima así como la vida media de estos.

30

El fluoruro de litio es ampliamente usado por sus propiedades para dosimetría personal, proporcionando respuestas que varían ligeramente con el tipo de fotón y su energía. Su número atómico efectivo es suficientemente cercano al del tejido Zeff,(LiF) = 8.14, (Zeff,(del tejido) = 7.4). Así, puede considerarse como un equivalente de tejido humano.

La linealidad del LiF: Mg, Ti, se mantiene desde 100 pGy hasta 6 Gy, más allá de este valor aparece la supralinealidad (Figura 3.3).

El dosimetro TLD-100 tiene un periódo de desvanecimiento muy elevado, es decir, puede perder la información guardada en el pico de mayor energía hasta en un 5 % por año, (Tabla 3.2).

Tabla 3.2 Desvanecimientos característicos de algunos materiales. Estos se consideran si se encuentran almacenados a la sombra y a 20" centígrados de temperatura.

3.3 Equipo Lector El equipo lector de dosimetros termoluminiscentes usado es un Harshaw modelo 3500. Este obedece a un patrón de funcionamiento el cual varía con las condiciones del medio en el que es utiliazado, por lo que, antes de empezar a tomar lecturas de los dosimetros para hacer la calibración de un lote, se debe probar la respuesta del equipo de miediendo los parámetros que determinan su estabilidad, como son: el ruido de fondo (Background Noise), el ruido del tubo fotomultiplicador (PMT Noise) y la señal de prueba (Test Light). Un fragmento diario de estas lecturas deben ser almacenadas y analizadas por si se presentan tendencias o irregularidades en las lecturas. El ruido de fondo y la luz de prueba leidas deben ser realizadas cinco veces por día, tomando en cuenta también el proemedio de los resultados. Para asegurar la presición y la consistencia en los resultados, las propiedades de operación de sus circuitos electrónicos deben ser checados periódicamente. Estos chequeos deben ser llevados a cabo una vez por cada día de operación, o cada 24 horas, si el instrumento es utilizado por periodos largos.

El lector Harshaw 3500 cuenta con una interfase controlada por una PC, tiene una linea de impresión y un menú de manejo para aplicaciones del sistema conocido como, TLDShell. Se asume que el operador esta lo suficientemente familiarizado con la operación básica del sistema para poder usarlo correctamente.

31

2 2 5 9 3 4

El monitor de la PC presenta una pantalla de resultados (Figura 3.4), esta es la pantalla principal de trabajo del modelo 3500. Esta compuesta por seis componentes básicos y una barra de menú; todos localizados en la parte más alta de la pantalla.

Figura 3.3. Rango de dosis absorbida en función de la señal del cristal termoluminiscente.

El propósito de la calibración de un instrumento TLD es para tratar de que todas las lecturas sean lo más consistentes y precisas según con lo que demanden las unidades significativas dosimétricas.

La prueba PMT Noise es la lectura producida por el tubo fotomultiplicador cuando hay una fuente luminosa (luz de prueba bajo la plancheta). Se usa para detectar un ruido generado en el tubo fotomultiplicador, PMT. Para tomar una lectura de este tipo debemos permanecer en el ambiente del TLDShell; cerramos completamente el cajón de muestras (plancheta) completamente, y entonces lo abrimos ’/a de plg. aproximadamente; la pantalla debe indicar con esta acción la posición “between”. Abrimos un archivo de respuestas (PMTNOISE:TLD), para almacenar los resultados e iniciamos un ciclo de lectura.

Los resultados deben ser razonablemente consistentes por cada día de pruebas. Una lectura de cero puede ser un indicio de mal funcionamiento.

Una excesiva energía o una lectura inconsistente puede indicar una fuga de luz o un mal funcionamiento del tubo fotomultiplicador.

El ruido de fondo es una lectura producida al aplicar calor a la plancheta pero sin que exista material TL. El propósito de esta prueba consiste en determinar

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cualquier señal generada por contaminación en la plancheta, fugas de luz, corrientes en el PMT extrañas y radiación infrarroja perdida. Para tomar una lectura de ruido de fondo cargamos el programa TLDShell y empujamos el cajón completamente hacia adentro como si se hiciera una lectura normal. En este paso se inyecta una corriente de gas de Nitrógeno directamente en la plancheta. El uso de una corriente de nitrógeno es necesaria para reducir las señales de fondo que podría producir el oxigeno a temperaturas de 300” C a las señales TL, (Figura 3.5)

Figura 3.4. Equipo de dosimetría usado para calibrar los dosímetros.

Los resultados del ruido de fondo se almacenan en el archivo de respuestas de manera automática.

Para tomar una lectura con la luz de prueba, jalamos el cajón completamente hacia afuera instalados también en el software TLDShell. Esta prueba esta en función de las condiciones del PMT. Si con el menú principal de la pantalla presionamos <READ> para iniciar un ciclo de lectura, aparecerá el mensaje “Test Light” en la segunda línea de la pantalla de resultados. El valor de la lectura variará dependiendo del alto voltaje seleccionado. Los resultados de la señal de prueba también son enviados al archivo de respuestas que se encuentra normalmente abierto. Este archivo especial se llama TSTLIGHT.TLD.

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Señal TL Amplificador D.C. I I

J Señal

- + Fuente de alto voltaje

: Tubo fotomultiplicador (PMT)

+ Sistema optico (lentes, filtros)

Gas inerte (Nitrógeno)

Control de calentamiento

I Transformador

Figura 3.5. Mientras los dosímetros son calentados en la plancheta del lector, se produce una luz; el tubo fotomultiplicador convierte esta luz TL en una corriente eléctrica. La corriente electrica es

entonces integrada sobre un itervalo de tiempo requerido.

Respecto a la figura anterior, la finalidad de utilizar el gas de Nitrógeno (gas inerte) es el de remover la atmósfera de aire que se encuentra en el entorno del dosímetro, o bien, en la plancheta evitando con esto la radiación espurea que pueda inducir errores en la lectura. Como la plancheta se calienta de 30 a 300 "C, exita los átomos del aire circundante ocasionando que los electrones de éste den saltos de niveles produciendo como consecuencia fotones que provocan errores del orden del 5.3 Yo con una sombra de corriente en el PMT a 300 "C de 30 PA. AI usar Nitrógeno este porcentaje se reduce al 2.7 Yo con una sombra de corriente a la misma temperatura de 3 pA diez veces menor. El error fue plenamente observado en los dosímetros LiF:Mg,Ti (TLD-100) expuestos a 20 R.

Si no se realizan cambios en el alto voltaje seleccionado del PMT, las lecturas deben ser consistentes día con día. Si la lectura es significativamente más baja que la normal, la causa más probable podría ser la suciedad los cristales de densidad neutral usados como filtros.

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Antes de empezar nuevas lecturas debemos encender el equipo y esperar durante treinta minutos para que todos los componentes alcancen una temperatura normal de operación y una estabilidad, ya que si no se realiza este procedimiento las respuestas pueden cambiar (Figura 3.6). Las temperaturas óptimas de operación del PMT son presentadas en la pantalla de resultados del programa TLDShell. Entre 20 6 30 minutos, la temperatura debe estabilizarse a 15 "C k 1 %. Si la temperatura optima no se estabiliza con estos valores, debemos colocar el equipo en un lugar fresco a temperatura constante.

(nc) Dependencia de la respuesta del equipo con respecto a la temperatura ambiente

190.00

185.00

180.00

175.00

1 70 .O0

1 65.00

160.00

155.00

1 50 .o0 I 6.00 17.00 1 8.00 19.00 20 .o0 21 .o0 22.00 23 .O0 24.00

Temperatura ("C)

Figura 3.6. La gráfica obtenida muestra la dependencia que existe entre las respuestas del equipo de dosimetría termoluminiscente Harshaw modelo 3500 y la temperatura ambiente imperante. Las condiciones en que fueron tomadas son: en la modalidad de Test Light; PMTube 4,11,3,5,20 PA;

gas: off; Preheat: O"C, O seg; Acquire: O"C/seg, 0°C , 10 seg; Anneal: O"C, O seg.

3.4 Procedimientos de Selección de Dosímetros TL Se utilizaron dosímetros termoluminiscentes comerciales de LiF,(TLD-100) de Harshaw Bicron, para calibrarlos y utilizarlos en dosimetría clínica. Los dosímetros son LiF:Mg,Ti; la presentación que se empleó fue en forma de cuadritos de 1/8 x 1/8 x 0.035 plg3. La curva TL de estos tiene 5 picos, cuando se irradian con rayos X, que ocurren aproximadamente a las temperaturas 50, 100, 150, 175 y 200" C. Los picos de temperaturas menores a 100°C no tienen interés dosimétrico debido a su inestabilidad a temperatura ambiente. Se utilizó como respuesta a la radiación el área bajo la curva. Se usó un equipo lector Harshaw modelo 3500, cuya estabilidad se comprobó en cada uso leyendo la señal emitida por una luz de referencia durante un período de tiempo fijo, así como señalesTL debidas a fondo (lectura de un dosímetro sin irradiar más señales emitidas por la plancheta cuando

35

ésta se calienta durante el proceso de lectura de los dosímetros) y ruido (señales que emite el sistema electrónico del equipo y la plancheta. Una vez que se comprueba la estabilidad del equipo (esto es, que los valores de la señal TL de las pruebas mencionadas se reproduce dentro de una incertidumbre asociada al equipo), éste puede utilizarse confiablemente.

Los cristales se disponen en un arreglo matricial (Figura 3.7) con el objeto de llevar un estricto control individual. Con esto cada dosimetro tendrá una colocación que lo identifique rápidamente. Los dosímetros tienen la característica de ser un comprimido pequeño y muy delicado y durante su manipulación no deben tener contacto con las manos o algún otro material que los pudiese contaminar.

Se caracterizó un lote de 149 dosímetros; de éstos, se separaron al azar 9 para llevar un control de la radiación de fondo. Cabe mencionar que estos últimos no se van a irradiar durante la vida útil de los restantes del lote, pero si se les aplica el procedimiento térmico como a los demás dosímetros.

La selección de los dosímetros entre los 140 del lote se realizó de la siguiente manera:

Se les aplicó un horneado de preparación y limpieza que consitió en un horneado en aire a 400 "C durante una hora, enfriado abrupto y posteriormente horneado de 2 hr a 100°C en aire y enfriado abrupto (-75"C/min). Todo el procedimiento se hace con una hornilla especial llamada mufla, (Figura 3.8). Se irradió todo el lote de 140 dosímetros a diferentes dosis como referencia con un Acelerador Lineal, en un geometría establecida y bajo régimen de EPC. Se leyeron los dosímetros 24 horas después de irradiarlosde 50 a 300" C a una tasa de calentamiento de lO"C/s.

4) Se repitieron 1, 2 y 3, durante tres ocasiones consecutivas, para promediar los resultados.

Para borrar la señal TL producida por los picos de baja temperatura, y permitir una mayor reproducibilidad en el valor de la señal, se aplicó un precalentamiento a 150 "C durante 5 S; a una tasa de calentamiento de 10 "C/s, hasta 300 "C en un tiempo de 33seg e integrando la señal TL sólo en el intervalo de temperatura de 150 "C a 280 "C.

Además de estos procedimientos, se aplicó una serie de pruebas de aceptación para conocer sus características y poder establecer un criterio para elegir a los mejor comportados (más precisos, estables y reproducibles), que consistieron en:

1) Seleccionar un procedimiento de lectura adecuado para que ésta sea reproducible.

36

2) Verificar cómo depende la lectura de los dosímetros del tiempo entre irradiación y lectura (desvanecimiento).

3) Verificar que los dosímetros no cambien su respuesta conforme se reutilizan.

Finalmente, una vez realizadas estas pruebas a los dosímetros y sean aceptados, se procede a obtener su curva de calibración.

TLD

Figura 3.7. Se muestra el arreglo matricial para identificar a los dosímetros. Los renglones tienen asignadas letras (de la A a la J) y las columnas, números (del 1 al 15). Este estuche construido

especialmente para los cristales sirve para almacenarlos e identificarlos.

Se obtuvieron lecturas de la señal TL para cada uno de los dosímetros que se irradiaron. Cada dosímetro esta bien identificado para no perder su historia con las irradiaciones; las tres irradiaciones se hicieron siempre en las mismas condiciones.

Utilizamos un fantoma de agua construido con hojas de acrílico de 1 cm de espesor. Un porta dosímetros con capacidad para siete cristales de fluoruro de litio, es fijado en la parte central de éste. Una vez que se tienen todos los preparativo el fantoma es llevado al acelerador. Ahí se llena de agua para simular el tejido humano (recordemos que el cuerpo esta compuesto por más de 70 % de agua). El portadosímetros debe permanecer a 5 cm por debajo de la superficie del liquido (no es necesaria esta profundidad, podemos utilizar otra, la que sea, siempre que esten sumerjidos los cristales porque de eso se trata, de calibrarlos en el agua), abrimos un campo de 10 x 1 O cm, colocamos la fuente del haz a una

37

altura de 100 cm de la superficie de agua y posteriormente hacemos varios disparos (tres para promediarlos) a las mismas dosis (Figura 3.9).

Figura 3.8. La mufla es un pequeño horno programable usado para los tratamientos térmicos de borrado y de preirradiación.

Iniciamos con dosis pequeña y a continuación la aumentamos paulatinamente hasta el intervalo requerido (en radiocirugía, los límites de dosis oscilan entre los 10 Gy y los 40 Gy). En las figuras 3.10 y 3.1 1 se pueden obserbar los aditamentos técnicos y el procedimiento de irradiación con el acelerador lineal. Todos estos procedimientos se repiten varias veces tratando que sean llevadas a cabo a la misma hora y en el mismo orden para evitar posibles cambios en los resultados.

Las respuestas de estas lecturas nos pueden permitir establecer una selección (Tabla 3.1). Los valores promedio de la señal TL (PC) del lote de 149 dosímetros varia conforme cambia la dosis aplicada. Esta tabla no muestra el resultados de todos los dosímtros debido a que se desecharon los valores que salieron muy dispersos. Un total de 27 dosímetros de los 140 iniciales, equivalen a un 19.3 Yo de miembros útiles.

De aquí se escogió un lote de dosímetros agrupándolo por el valor de su señal TL a la dosis de referencia tratando que no difiera en más del k 3.0 ?Lo del promedio del grupo. Para hacer más fácil la selección, todos los resultados se normalizaron (Tabla 3.2).

38

= 100

Fuente de radiación X

Fantoma de agua

I Profundidad de 5 cm

Figura 3.9. Diagrama esquemático del procedimiento de irradiación.

Fantoma de agua

u Portadosímetros

Figura 3.10. La figura muestra los aditamentos técnicos construidos especialmente para la caracterización de dosimetros clinicos. Se observa a la izquierda el fantoma de acrilico y a la

derecha un porta dosímetros. El fantoma es un cubo de acrílico de 30 x 30 x 30 cm3 usado para simular el tejido. El portadosimetros, es un aditamento también de material acrílico; en este se

pueden irradiar hasta 7 dosimetros por cada sesión.

Figura 3.1 l. Se puede ver el equipo totalmente montado y listo para ser irradiado por el Acelerador Lineal. La distancia de la fuente de rayos a la superficie del agua es de 1 O00 cm. El tamaño de

campo es de 10 x 10 cm2. Y La profundidad efectiva a la que se encuentran los cristales es de 5 cm. La calibración se realizó siempre con estos parámetros.

Tabla 3.1. Los subindices del dosimetro TL indican su posición en el arreglo. Las unidades UM (unidades monitor), son las que maneja el acelrrador para hacer los disparos. Se puede ver que se

obtienen diferentes respuestas a medida que aumenta la dosis. Cada uno de los resultados representa un promedio de tres muestras por consiguiente, son tres irradiaciones a la misma

dosis.

40

De nueve diferentes dosis a las que fueron irradiados cada uno, se toman los que en al menos cinco dosis mostraron una dispersión de 3 % respecto al promedio de todo el grupo. Por lo tanto, tomando los dosimetros que reportan desviaciones en el intervalo de k 3 % observamos que los dosimetros a elegir son los que cuenten con la mayor cantidad de porcentajes con número en letra negrita de la tabla anterior. De este modo, si eliminamos todos los que no nos interesan obtendremos un lote mucho más reducido pero más preciso (Tabla 3.3).

Tabla 3.2. Normalización de los resultados iniciales. Todos los porcentajes se han reducido a dos cifras significativas.

Gráficamente podemos observar el comportamiento del material termoluminiscente. En la medida que aumenta la dosis, la respuesta del cristal se incrementa de manera lineal respecto a esta. Sin embargo, para dosis más

2 2 5 9 3 4

elevadas la respuesta dosimétrica crece de manera exponencial (Figura 3.12). Cada dosímetro tiene un punto diferente de saturación que depende del material y de la energía depositada. En nuestro caso no tuvimos la necesidad de encontrar este punto ya que normalmente los tratamiento de radiocirugía no exceden los 40 g rays.

Tabla 3.3. Se muestran las lecturas mas reproducibles de un lote de doce miembros. Con esto se pretende acotar mayormente el error del cristal.

800

700

G 600

2 500 a $ 400 3

$ 300 al

4-

[r 200

1 O0

O

- TLD A9

TLD A l 1

TLD 82

TLD 85

TLD 81 2

TLD 81 3

TLD D l3

TLD E7

TLD F1

TLD F6

TLD H1 O

-

- - - - ~

100 500 1 O00 1500 2000 2500 3000 3250 4000 TLD J12

Tiempo (UM)

Figura 3.1 2. Respuesta en función de la dosis del lote de dosimetros clinicos final. El eje de las equis muestra al tiempo como un parámetro de dosis suministrado por el acelerador.

Pero ¿cuanta dosis han recibido los dosímetros en realidad?. Vimos anteriormente en el planteamiento del desarrollo experimental que la calibración del lote de

42

cristales TL se hizo a través de un medio líquido que en este caso fué el agua. Un portadosímetros sumergido 5 cm desde la superficie del agua sirvió como referencia. Hemos visto en la sección de calibración de un haz de fotones del acelerador lineal que las dosis recividas en el agua varían con la profundidad y que la mayor dosis se recibe a 2.4 cm de profundidad. Esto representa el 100 Yo de dosis, sin embargo, a partir de esta profundidad disminuye de manera paulatina como se puede ver en las tablas de porcentaje de dosis en profundidad. De esto concluimos que los dosímetros han recibido el 92.2 % de la dosis que se administra desde el acelerador lineal.

Antes de continuar, hay que tener bien claro en que unidades estaran las funciones lineales, y para eso, se consulta al personal médico que es el que está más familiarizado con los tratamientos. El neurocirujano obtiene las dosis que prescribe el sistema de planeación oncológica en grays, (Gy) que son unidades de dosis absorbida por unidad de masa. Por consiguiente, la respuesta en microcoulombs (PC) debe dar una conversión directa en grays. Recordemos que la relación que existe entre un centigray, (cGy) y una unidad monitor, (UM) es el valor obtenido en la calibración del acelerador lineal, y que corresponde a 1 cGy por 1 UM aproximadamente con un error del 0.02%, y además 1 Gy equivale a 100 cGy. Por lo tanto bajo estas condiciones la tabla es, (conciderando sólo el intervalo lineal continuo) como:

Esta tabla, es la más importante porque a partir de ésta contruiré la curva de calibración de cada uno de los dosímetros termoluminiscentes. Obteniendo así doce ecuaciones lineales que describirán el comportamiento individual del TLD y una ecuación lineal adicional que encierra a todas las respuestas en conjunto del material termoluminiscente.

3.5 Curvas de Calibración Las curvas de dosis respuesta para cada dosímetros irradiándolos a distintas dosis en un intervalo de 4.61 Gy a 27.66 Gy, y leyendo su señal TL. Con el método de mínimos cuadrados, se obtiene una ecuación lineal para cada curva que se presenta dentro de cada figura; además para cada ajuste se calculó el valor de las incertidumbres asociadas, para: la intersección de la recta resultante con el eje de las absisas (6b) y la pendiente @m). Para cada una de ellas (ver pies de figuras 13 a 25), dentro de un intervalo de confianza de un 5 O h , que se representan con las líneas punteadas en cada figura.

O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.13. Esta ecuación lineal ha sido construida tomando la respuesta promedio del lote de dosímetros termoluminiscentesntes. Así, si todos son usados para algun monitoreo la respuesta que arroje el lector de dosímetros puede ser introducida en la ecuación para determinar la dosis

absorbida promedio que recibe el dosímetro sin nececidad de usar sus ecuaciones lineales individuales. Esta ecuación tiene un intervalo de desviación de f 0.696 pC/Gy sobre su pendiente,y

de f 12.500 pC en la ordenada al origen, siempre que el intervalo de confianza sea del 95 %

44

400

350

4 300 - 250 cp c, 8 200 3 E 150 al u 100

50

O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.1 4. Se muestra la ecuación lineal del dosímetro que asocia la respuesta en microcoulombs y la dosis absorbida en unidades de grays. Las curvas laterales a la linea recta indican un intervalo de confianza de 95 %. Bajo estas condiciones, la pendiente presentará un

intervalo de desviación de k 1.1 81 pC/Gy, y la ordenada al origen de f 21.206pC.

400

350

300

250 + cp 8 200 3 E 150 al u 100

50

O O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.15. En esta curva de calibración se pueden observar intervalos de desviación para la pendiente y la ordenada de f 1.390 pC/Gy y f 24.950 pC respectivamente. Son mayores que los

de la curva anterior incluso considerando el intervalo de confianza del 95 %.

O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.16. Sin duda este dosímetro es uno de los mejores comportados; con una variación en la pendiente de k 0.839 pC/Gy y k 15.059 pC en la ordenada al origen es considerado perfecto para

nuestros fines. Los intervalos de confianza consideran una precisión del 95 Oh.

O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.17. Las curvas laterales a la linea recta indican un intervalo de confianza de 95 %. La pendiente varia en el intervalo f 0.663 pCIGy, y la ordenada al origen en el intervalo k 11.91 1 pC.

Los puntos indican las respuesta reales indicadas por el equipo lector de dosímetros termoluminiscentes.

O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.1 8. De acuerdo con los parámetros estadísticos determinados para los materiales termoluminiscentes, puedo decir que este dosímetro en particular es el más constante devido a la

naturalesa lineal que presenta. La pendiente presenta un intervalo de desviación de k 0.325 pC/Gy, y la ordenada al origen de f 5.844 pC considerando un corredor de errores del 5 %.

O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.19. Un corredor de errores del 5 % implican un un intervalo de confianza del 95 %. Bajo estas condiciones, la pendiente presentará un intervalo de desviación de f 1 .O13 pC/Gy, y la

ordenada al origen de f 18.1 86 PC. La ecuación de la recta asociada con este dosímetro se indica dentro del gráfico.

400

350

5 300 250 a

CI 8 200 3 $ 150 al LI: 100

50

O O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.20. La recta que asocia la respuesta en microcoulombs y la dosis absorbida en unidades de grays del dosímetro se indica en la gráfica. Las curvas laterales a la linea recta indican un

intervalo de confianza de 95 %. Bajo estas condiciones, la pendiente presentará un intervalo de desviación de k 0.792 yC/Gy, y la ordenada al origen de f 14.21 8 PC.

O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.21. Se muestra la ecuación de la recta del dosímetro que asocia la respuesta en microcoulombs y la dosis absorbida en unidades de grays. Las curvas laterales a la linea recta

indican un corredor de errores de 5 %. Bajo estas condiciones, la pendiente presentará un intervalo de desviación de f 1.591 pC/Gy, y la ordenada al origen de f 28.563 yC.

48

400

350

300

250 c, lu g 200 3 e 150 a, [r 100

50

O O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.22. Este es otro de los dosímetros mejores comportados devido a la naturalesa lineal que guardan la dosis y la respuesta. Las curvas laterales a la linea recta indican un intervalo de

confianza del 95 %. Bajo estas condiciones, la pendiente presentará un intervalo de desviación de f 0.438 pC/Gy, y la ordenada al origen de f 7.859 PC.

O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.23. Las curvas laterales a la linea recta indican un intervalo de confianza de 95 %. La pendiente presenta un intervalo de desviación de k 0.998 pC/Gy, y la ordenada al origen de k

17.91 9 PC. Estos parámetros son característicos de cada uno de los materiales TL usados para el trabajo. El criterio para elejir su utilización dependenden de estos.

O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.24. Muestra la ecuación recta lineal que asocia la respuesta del material y la dosis suministrada por el acelerador lineal. Las curvas laterales a la linea recta indican un intervalo de

confianza de 95 %. Bajo estas condiciones, la pendiente presentará un intervalo de desviación de k 0.591 pC/Gy, y la ordenada al origen de f 10.608 pC.

400

350

300

250 + a 8 200 3 e 150 a, K 100

50

O O 5 10 15 20 25 30

Dosis (Gy)

Figura 3.25. La ecuación de la recta mostrada puede ser utilizada para conocer la dosis que recibe este dosímetro si se ha sometido a un haz de radiación X de alta energía. La pendiente presenta un intervalo de desviación de k 0.883 pC/Gy, y la ordenada al origen de f 15.851 pC si se usa el

intervalo de confianza del 95 %.

50

CAPITULO IV RADIOCIRUGíA ESTEREOTAXICA SIMULADA

4.1 Radiocirugía Estereotáxica El concepto fue introducido por un neurocirujano sueco llamado Lars Leksell, hace más de cuarenta años y su significado literalmente es “operación a distancia con localización en el espacio”. Esta técnica revolucionaria sirve para tratar tumores en el cerebro cuando no esta indicada la cirugía abierta por los médicos.

La radiocirugia estereotaxica es una técnica que permite localizar y destruir de forma absolutamente precisa y selectiva, tumores o malformaciones en el cerebro, enfocando sobre ellas múltiples haces colimados de radiación ionizante. La gran cantidad de esta radiación pasa a través del cráneo concentrándose en el área afectada sin dañar el tejido nervioso circundante.

Existen dos formas de irradiar la lesión, una de ellas es usando una fuente de Co60 conocida como Gamma-Knife, y la otra, un acelerador lineal o X-Knife. Las unidades Gamma-Knife contienen 201 fuentes de Co60 con una actividad de entre 5000 y 6000 Ci, distribuidas en una semiesfera, de tal forma que los haces pueden entrar al cráneo a través de un gran número de puntos distribuidos uniformemente sobre la superficie interior convexa como se muestra en la Figura 4.1. Las fuentes de Co60 decaen y necesitan ser reemplasadas después de siete años a un alto costo. El Gamma Knife no tiene otros usos más allá de la radiocirugía estereotáxica. La ventaja de un acelerador lineal es que no solo puede ser utilizado en la radiocirugía.

Figura 4.1. Se muestra la configuración semiesférica de las fuentes de Co6’, colocadas en el marco estereotáxico con la técnica Gamma-Knife.

‘5 1

2 2 5 9 3 4 El acelerador lineal tiene un brazo mecánico (gantry) que puede rotar y se puede centrar en el punto medio de la malformación (Figura 4.2). La malformación es usada como eje de giro del gantry, (isocentro). Los volúmenes irregulares de la lesión pueden requerir de varios isocentros hasta que conformen una distribución resultante para el volumen blanco. El volumen del blanco ideal para radiocirugía es esférico y pequeño, de hasta 3 cm en su dimensión máxima.

Figura 4.2. Los arcos que describe el acelerador lineal en los hemisferios de la esfera (cráneo), los realiza tomando como eje de giro el punto medio de esta.

En México la radiocirugía se practica con Co60 (Leksell Gamma-Knife) en una instituciones privadas, y con un acelerador lineal con un espectro de rayos X en el Centro Médico Nacional “20 de Noviembre”, (ISSSTE).

AI paciente seleccionado para un tratamiento se le coloca un marco estereotáxico en la cabeza, que es un instrumento que inmoviliza esta parte del cuerpo y permite, mediante cálculos matemáticos y coordenadas rectangulares o esféricas, ubicar la lesión en tercera dimensión con absoluta exactitud.

A continuación se le practican los exámenes de localización necesarios (escanografía, resonancia magnética y/o angiografía) dependiendo del tipo de lesión. Mientras el paciente descansa, el equipo integrado por neurocirujano, radioterapeuta y físico médico, introduce la información de los estudios anteriores en una sofisticada computadora que determina la localización precisa de la lesión, la dosis y la configuración de los haces de radiación (Figura 4.3). Cuando el plan de tratamiento diseñado a la medida de cada paciente está listo, éste se coloca en la camilla del acelerador lineal, se realiza una serie de pruebas de control de

52

calidad que garantizan la exactitud con que el procedimiento se efectuará y se procede al tratamiento propiamente dicho.

La radiación no impresiona nuestros sentidos y el paciente no tiene sensación alguna. Concluido el tratamiento se remueve el marco estereotáxico y el paciente regresa a su casa el mismo día. El procedimiento completo se realiza en un tiempo de 6 horas y el tratamiento con radiación propiamente en 30 minutos. Este tratamiento, no es invasivo y evita las complicaciones y riesgos de una cirugía abierta.

Un grupo multidisciplinario de científicos ha definido que las siguientes lesiones susceptibles de tratamiento con esta técnica:

Malformaciones arteriovenosas Metástasis cerebrales Gliomas Neurinomas del nervio acústico Angiomas cavernosos Tumores cerebrales recurrentes Tumores intraoculares (Retinoblastoma y Melanoma) Meningiomas de la base del cráneo Adenomas de hipófisis Craneofaringiomas Convulsiones intratables

Cuando los pacientes se seleccionan adecuadamente y el procedimiento se realizan en base a estándares internacionales los resultados de la radiocirugía son los mismos o superiores a los de la cirugía abierta. Algunas de las ventajas de la radiocirugía son que elimina los riesgos de infección, hemorrágia, estrés quirúrgico y recaídas por efectos pos operatorios.,

La Figura 4.4 muestra la manera en que la lesión incertada artificialmente en el fantoma de nylon recibe el cien por ciento de la dosis de radiación preescrita por el físico médico. Los seis arcos recorren trayectorias semi circulares de tal forma que se evite en lo máximo posible la sobre irradiación de los puntos críticos. El número de arcos, isocentros y la dosis siempre va a depender del tamaño y posición de la lesión.

4.2 Planteamiento del Problema Antes de realizar el primer tratamiento de radiocirugía esterotáxica en el ISSSTE, nació un equipo multidisiplinario de trabajo cuyo objetivo principal fue consolidar el proyecto. Con éI, los jefes de las áreas de neurocirugía, física médica y radioterapia, acordaron habilitar los aditamentos mecánicos, técnicos y de computo necesarios. Los neurocirujanos que son los responsables directos del tratamiento, se responsabilizaron en el manejo del software; el físico médico junto con un cuerpo de ingenieros de la empresa Philips, se encargaron de verificar el buen funcionamiento del acelerador lineal, así como de localizar el importantísimo

isocentro que es el punto donde inciden los haces colimados de radiación; y el radioterapeuta, abordó la parte de radioprotección junto a la encargada de seguridad radiológica.

Figura 4.3. Neurocirujanos planeando la radiocirugía.

Figura 4.4. Campos de radiación X de alta energía concétricos

54

Quizá la parte más oscura de todas las tareas encomendadas recayó en el software utilizado (las otras tareas no presentaron ninguna dificultad debido a que se comprobaron directamente), por los neurocirujanos. Aún así, el proyecto se hecho a andar confiando de manera indudable en el sistema de planeación estereotáxica computarizada.

El sistema (conformado por un digitalizador de películas de rayos X, un monitor, una impresora, una unidad central de procesamiento, un teclado y un mouse), a través de un sofisticado programa (software) calcula el número de isocentros a utilizar, cuantos arcos de tratamiento y cuanta dosis suministrar con el acelerador lineal; incluso, bosqueja curvas de isodosis presentes en el tratamiento prescrito e indica cuanta dosis absorberá el tumor y su contorno, la periferia cerebral y los puntos críticos tales como el nervio óptico y el auditivo entre otros (Figura 4.5)

Debido a que el acelerador lineal y el sistema de computo trabajan de manera separada e independiente (es aquí donde se da la coyuntura entre los equipos) no se sabía a ciencia cierta si la energía que depositaba el acelerador en el área afectada coincida con lo determinado por el sistema de planeación estereotáxica. Saber esto, presento un nuevo reto.

Resolver el problema no fue fácil. Inicialmente se ideó simular el tratamiento con un paciente artificial (maniquí o fantoma). Se pensó en diferentes materiales, y se propusieron distintas estructuras que simularan la geometría semiesférica del cráneo humano. El cráneo llevaría insertada una cámara de ionización, pero se descalificó esta posibilidad más adelante se aprobó el uso de dosímetros termoluminiscentes clínicos por las grandes ventajas que estos representan. Esto generó un obstáculo mayor. Para simular el tejido acuoso del cerebro se pretendía usar agua, pero de esta manera sería más complicado colocar los cristales TL. Varios objetos y modelos fueron probados, pero ninguno resultó de entera satisfacción, hasta que finalmente se llegó a una solución.

4.3 Soporte Técnico Para simular de manera eficiente el cráneo humano, se construyó una esfera de material nylon. Rechazamos el acrílico o perspex por las diferencias que existe en su estructura en función del fabricante. El nylon es elaborado con el más estricto control de calidad, además de que en cualquier lugar podemos encontrar tablas de sus propiedades.

La esfera esta hecha con 18 discos de 1 cm de espesor cada uno empalmados de manera muy precisa con el objeto de evitar “huecos” de aire que imposibiliten una densidad homogénea. Su densidad es: 1 .O6 gr./cm3 y el diámetro de 180 mm. Este se toma a partir de considerar la media de las medidas craneales promedio, es decir, la longitud lateral promedio es de 17 cm y además la artero posterior de 19 cm, esto nos lleva a concluir que si las sumamos y las promediamos

‘5 5

obtendremos un valor de 18 cm. Para evitar que la esfera pudiera rodar y caer, se elaboró una base para poder fijarla.

Figura 4.5. Ejemplo de localización estereotáxica con imagenología.

Los discos están sujetados por un eje del mismo material. En sus extremos tiene una rosca para atornillar dos pequeños discos a cada lado que sirven como tapas. El eje de nylon usado tiene una perforación exactamente en su centro de gravedad (Figura 4.6). Este compartimento, es usado para colocar dosímetros TL clínicos en un portadosímetros. Dentro del portadosímetros, se pueden colocar de 1 a 4 cristales de 1/8 x 1/8 x 0.035 pulgadas.

Para simular una lesión cerebral, se introduce una esferita metálica o balín de 9 mm de diámetro en la cavidad del eje, usado para fijar los discos del fantoma.

Se espera que la lesión simulada quede justamente en el centro del fantoma esférico ( se determinó un error de f 0.5 mm). Se cuida mucho la precisión ya que a este dispositivo se le aplicará un tratamiento completo de radiocirugía esterotáxica como el que se da normalmente a un paciente.

4.4 Tomografía Axial Computarizada Una vez que colocamos la lesión en el fantoma se fija el anillo estereotáctico en su contorno. Este anillo es de Titanio. Se usa este material por lo ligero y resistente. Un anillo de acero implicaría mucho peso para la cabeza del paciente. El área de neurocirugía también cuenta con un anillo de fibra de carbón, pero no resulto apropiado para nuestros propósitos. Son fijadas cuatro paletas acrílicas al anillo,

56

que sirven como referencia para determinar las coordenadas de la lesión a través de las varillas radio-opacas que contienen.

Figura 4.6. Fantoma esférico de nylon utilizado para la simulación estereotáxica.

El anillo junto con el fantoma es llevado al equipo de tomografía donde se fija en la camilla para hacerle un estudio completo. El tomógrafo es un equipo General Electric que sirve para localizar lesiones en todo el organismo humano haciendo cortes en su sección transversal con rayos X. Los rayos giran en torno al cuerpo humano en una circunferencia al rededor de este pudiendo variar el ángulo de incidencia, El tomógrafo se encargará de dar la posición y las dimensiones de nuestra lesión simulado.

Se coloca el fantoma en la camilla del tomógrafo y lo fijamos con tornillos a través del anillo que lo sujeta (Figura 4.7).

Una vez que se encuentra bien sujeto y en la posición adecuada, en la consola de control se dictan las condiciones bajo las cuales se rige un estudio estereotáxico. El TAC opera con un voltaje de 120 kV y una corriente de 160 mA realizando 22 cortes transversales espaciados 3mm con un ángulo de inclinación de 2". Se introduce el fantoma con la camilla móvil según la cantidad de cortes requeridos (Figura 4.8).

Se realizaron 22 cortes transversales al fantoma partiendo de la base del anillo como se ve en la Figura 4.9, para poder localizar de manera precisa la malformación artificial.

'57

. . .

Figura 4.7. Estudio de tomografía practiado al fantoma con la lesión artificial.

Las 22 imágenes generadas por el tomógrafo se enviaron a través de una computadora al sistema de planeación estereotáxico ubicado en el área de neurocirugía. Estas áreas totalmente independientes en sus funciones tienen conectados sus equipos para compartir información. Esto es posible con el sistema operativo UNlX con el cual operan (Figura 4.10).

Figura 4.8. El fantoma se introduce automáticamente en el tomógrafo con cada corte realizado.

58

4.5 Planeación Oncológica El área de neurocirugía ha recibido ya las imágenes importadas del tomógrafo. Y aunque no se pudo barrer toda la esfera debido a la escasez de memoria, el software construyó la imagen 3D mediante una aproximación.

Aquí el equipo de neurocirujanos carga la información necesaria para realizar un dictamen. La imagen tridimensional obtenida del fantoma y la lesión artificial es sometida a múltiples pruebas. La máquina siguiere, campos isocentros, dosis arcos, pero la decisión final es compartida por el neurocirujano y el físico médico conjuntamente.

Finalmente, los especialistas deciden por la planeación (tratamiento) sugerida por la máquina: a) Dosis prescrita 19 Gy en la curva de isodosis alrededor del tumor y 20 Gy en el

punto máximo. b) Número de arcos 6 c) Colimador No. 13 d) Coordenadas x = -0.6 mm

y = 7.3 mm z = 90.1 mm

Figura 4.9. Tomografía Axial Computarizada.

Figura 4.10. Tomografía del fantoma. Se ve la base del anillo que lo sujeta y las paletas de referencia.

Los parámetros son impresos y llevados al físico médico el cual realizará los preparativos necesarios en el acelerador lineal para irradiar la malformación del fantoma (Figura 4.1 1). El trabajo de los neurocirujanos se simplificó bastante, debido a la geometría esférica del fantoma y la pequeña lesión concéntrica considerada.

La planeación de la radiocirugía esta fuertemente orientada a imágenes, porque se basa en información anatómica del paciente en 3D construidas usualmente por scaners con rangos típicos de entre 20 y 50 cortes.

El software permite:

1) Digitar el punto objetivo en cortes axiales o en seccion reformada.

2) Digitar el arco del rayo en sección parasagital.

3) Dibujar el volúmen objetivo, isodosis, etc, en secciones arbitrarias.

Una vez creada toda la información anatómica derivada de las imágenes puede ser expresada en espacio coordinado estereotáctico (Figura 4.12).

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Figura 4.1 l . Se muestra la hoja que el sistema de planeación estereotáxico realizo para el fantoma. Los neurociruganos la aprobaron por no encontrar otra manera más sencilla que esta de tratar a la

malformación.

Las imagenes no necesitan estar paralelas una con otra. El área principal que contiene la lesión puede escanearse con espacios de corte finos, desde 1.5 mm a 3 mm. Esto es para incrementar la exactitud de localización tumoral en la dirección z. El resto es solamente necesario para encontrar los puntos del rayo de entrada. Como ésto no es crítico para la exactitud del cálculo de dosis, un espacio de corte ordinario de 5 mm a 8 mm es suficiente.

Una técnica de tratamiento en radiocirugía consiste de una combinación de arcos no coplanares. Estos arcos pueden tener diferentes isocentros, pesas, colimadores y angulos gantry. Sin embargo, en la mayoría de los casos una técnica estándar puede ser empleada, la cual es definida por el usuario.

Durante una sesión de planeación, muchos planes pueden hacerse y evaluarse, de los cuales el mejor será usado para el tratamiento. Cada plan recibe un número nuevo de plan y es guardado en un archivo. Todos los planes para un paciente pueden ser identificados y recuperados.

Los planes también pueden estar guardados en una forma independiente como en planos de bibliotecas. Estos planes de biblioteca pueden ser usados como TENPLATE para otros pacientes. Si, por ejemplo, si el hospital usa protocolos estándar de seis arcos con incrementos de ángulo de 30°, éste sistema puede guardarse en una biblioteca (archivo de planos). Durante la sesión de planeación, está técnica puede ser recuperada y el usuario no tiene que declarar (escribir, digitar, especificar) éstos seis arcos individualmente cada vez que el plan lo requiera.

El punto objetivo es especificado en coordenadas estereotácticas x,y,z. Este puede ser también digitado en una sección reformada multiplanar.

'6 1

Alternativamente las coordenadas estereotácticas, por ejemplo obtenidas de radiografías, pueden intriducirse usando una contraseña.

b) Figura 4.12. Se muestra un ejemplo de como el software localiza una malformación cerebral en un

paciente. a) Corte superior y b) corte inferios.

Los puntos objetivos están en una lista separada lo cual es independiente de los arcos. Por consiguiente los arcos pueden asignarse a un isocentro existente. Con esta técnica, los arcos pueden agruparse en un sólo isocentro, el cual puede editarse en imágenes.

62

Los colimadores están definidos por un número colimador. Adicionalmente cada colimador tiene un llamado diámetro de isodosis, el cual es usado en la vista BEAMS EYE, y en la imagen muestra 3D para fijar el diámetro de la isodosis. Cada arco puede usar un colimador diferente. El peso del arco es un valor relacionado con el peso de otros arcos. Es diferente en el isocentro del arco.

La rotación del gantry es especificada por el primer y último ángulo y por el incremento entre rayos fijos, los cuales son usados para simular movimiento continuo. Los rayos simples son mostrados en la sección oblicua como líneas con una marca para el rayo de entrada puntual. Los rayos simples son también usados en BEAMS EYE VEW como posiciones discretas para la rotación del gantry.

A partir de los tratamientos estándar, tales como la técnica de cuatro arcos, las isodosis de alto nivel son casi perfectamente esféricas, la distribución de dosis alrededor de un isocentro puede ser aproximadamente como una esfera de diámetro dado. Esta información puede usarse durante el sistema de campo y la definición del isocentro para optimizar el campo aun antes de calcular la dosis. Siempre que un plano transversal o reformador se muestre, el isocentro puede ser representado por un círculo. Esto permite al usuario fijar daños inmediatamente si el isocentro deseado encierra el volúmen objetivo. Particularmente las muestras 3D, “el punto de vista de radiación”, y el punto de vista del cuarto pueden usar estas características. El usuario puede interactivamente mover los isocentros y observar la correlación de la esfera con el volumen objetivo y los otros isocentros.

El modelo de dosis para campos circulares pequeños, los cuales son usados para radiocirugia etsereotáctica, pueden ser tan simples como sea posible. Esto acelera el cálculo de dosis en una matriz 3D para un gran número de radiaciones fijas. Tres importantes simplificaciones pueden hacerse:

pueden ignorarse correciones para la inclinación o superficies curvas, porque los tamaños de campo son pequeños, típicamente 1 mm a 3 mm de diámetro.

no se toman en cuenta inhomogeneidades, porque el tejido cerebral tiene densidad de agua equivalente y la influencia del cráneo en la distribución de dosis y dosis absoluta está debajo del 3 %.

Se asume que las radiaciones fijas son rotacionalmente simétricas. Esto es válido cuando los colimadores son usados.

La evaluación en la distribución de dosis es importante y es una tarea de consumo de tiempo. La distribución debe ser checada siguiendo las siguientes características:

1) Completar la protección del volúmen objetivo en todos los cortes

2) La dosis fuera del volumen objetivo

‘6 3

3) Apariencia de los puntos calientes

4) Dosis para los órganos críticos

Para una rapida evaluación de dosis para puntos críticos, la dosis en la posición del cursor puede calcularse en un tiempo real. El cursor no está limitado por la matriz de dosis. Con la muestra de las contribuciones de cada arco, los arcos críticos pueden determinarse y modificarse si es necesario. Por ejemplo, con el BEAMS EYE VEW puede utilizarse para localizar los ángulos del gantry a los cuales los arcos dan en el plano crítico.

El área para el cálculo de dosis puede especificarse por el usuario. Limitando la matriz de dosis a el área objetivo puede reducir el tiempo de cálculo, dramáticamente. La dosis en órganos críticos puede ser evaluada también usando características de dosis puntual, o redefiniendo la matriz de dosis de manera que cubra el órgano crítico.

AI igual que la isodosis 2D en cortes multiples puede dar información espacial en donde la dosis cubre el volumen objetivo, la muestra de isodosis 3D ilustra la relación entre la superficie objetivo y la superficie de isodosis, en una pantalla de vista simple. lsodosis o superficies de organo pueden hacer transparente para una

;;- f ( A

mejor visualización de las estructuras, las cuales pueden ocultarse por otras. El f. . c:, modelo 3D puede rotar, ampliarse y moverse interactivamente en un tiempo real,

I ‘ ? 2

este provee una visualización óptima de todos lados. Las isodosis 3D se calculan c: ‘ 5

de la matriz de dosis 3D, para la cual la resolución puede elegirse directamente en (> (,?

mm. Esto hace a la matriz independiente del tamaño de pixel y la distancia de { ;1 1 ,.! . ”

corte. : :4

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Con los histogramas dosis-volumen, el usuario puede evaluar lo siguiente:

1) Dosis máxima o mínima del objetivo u otros órganos

2) Volumen irradiado de órganos

3) Dsitribución de dosis entre órganos

El número de puntos puede elegirse por el usuario de acuerdo a las preferencias de velocidad de cálculo y aproximación.

4.6 Localización lsocentrica Hablamos constantemente del isocentro, pero no se ha profundizado lo suficiente acerca de lo que es. Para entenderlo primero, necesitamos explicar lo que es el gantry del acelerador lineal y su funcionalidad.

El gantry es un brazo mecánico del acelerador, que sirve de guía del haz de fotones o electrones. Gira los 360” totales de una circunferencia pudiéndolo hacer en sentido de las manecillas del reloj o en contrasentido. En su movimiento se

describen circunferencias o en su defecto arcos; estos están centrados en un eje de giro. El isocentro, esta localizado precisamente en este eje.

En muchas ocasiones, este isocentro se pierde debido al uso constante del acelerador en otras terapias. Como este isocentro se usa como el punto donde es llevada la malformación, para que durante los arcos de irradiación se concentren en éI, es importante determinarlo.

Para localizar el isocetro, es necesario hacer las siguientes pruebas previas al tratamiento:

Colocar el colimador de haces más pequeño ( el No. 2 o 2 mm de diámetro) del equipo de radiocirugía en la salida del haz del gantry (Figura 4.13). Elevar la camilla hasta el punto en que quede aproximadamente 20 cm por abajo de la horizontal del gantry colocado a 90". La mesa debe estar a O" en todo momento (justo al frente del acelerador). Fijar una película para rayos X tratando de que el haz del gantry quede lo más lateral posible a esta (Figura 4.14). Realizar cuatro disparos, uno con el gantry colocado a O" y los otros siguientes espaciados por 45". Ahora, girar la mesa 90" hasta que la lateral de la placa quede en el haz de radiación del gantry colocado a 90" (Figura 4.15). Una vez colocada esta posición realizar algunos disparos a diferentes ángulos de la mesa.

Figura 4.13. Colimador en la salida del haz del gantry.

Figura 4.14. Colocación de la placa de rayos X lateralmente al haz del gantry.

Una vez realizadas estas pruebas se procede a revelar la placa. La película de mostrar la imagen que se ve en la Figura 4.16 si esta ajustado el isocentro.

Las diferencias que pueden encontrarse pueden ser como:

a) Si aparece un isocentro demasiado grande con disparos laterales significa que

b) Si la intersección de los haces laterales no coincide con el haz frontal, entonces el gantry no esta ajustado y cuelga un poco.

la mesa o el cabezal están desajustados.

A través de estas pruebas ajustamos el equipo hasta encontrar el isocentro con ayuda de los ingenieros de mantenimiento.

Figura 4.1 6. Placa revelada de rayos X que muestra el ajuste del isocentro.

Cuando ya se tiene bien ajustado el gantry y la mesa de tratamiento en función del isocentro, se apuntan tres láseres a las referencias del equipo. Dos láseres colocados en las paredes laterales del bunker se ajustan con las referencias en el gantry , y un láser colocado de frente al acelerador, se ajusta con la lateral de la camilla. Estos láseres describen tres planos que se cortan justamente en el isocentro (Figura 4.17).

4.7 Irradiación Experimental Inmediatamente después de que el isocentro se localiza dentro de una tolerancia del k 2 mm, se lleva el fantoma al acelerador. La hoja de planeación realizada en neurocirugía es traída para aplicar el tratamiento siguiendo con sumo cuidado las instrucciones.

Figura 4.1 7 . Planos que describen los láser colocados al frente y a los lados del acelerador.

'67

Retiramos del fantoma, la malformación artificial cuidando de no remover el anillo de titanio que tiene colocado. Una vez realizado este procedimiento colocamos los dosimetros en el lugar donde estuvo la malformación procurando que quede lo más justa posible (Figura 4.18). A continuación reconstruimos la esfera para seguir con el siguiente paso.

Fijamos el fantoma en la camilla a través anillo. El anillo nunca se remueve, esto sirve para no perder la referencia. Cuando el fantoma se encuentra bien ajustado, se le coloca la jaula posicionadora cuidando que quede lo más horizontal posible (Figura 4.1 9) Esta se encarga de localizar el tumor en el cerebro ajustando los parámetros de las coordenadas x, y y z sugeridas en la planeación. Para eso cuenta con tres rieles que se mueven a lo largo y ancho en los lados de la jaula (arriba, izquierda y derecha), con un display digital cada uno. Además tiene tres indicadores marcados por una perforación. Los indicadores señalan la posición de la malformación. Para que el haz colimado de radiación incida en esta malformación, debe ser llevada al isocentro que ahora esta señalado por los planos de los láseres. Los puntos de las marcas son desplazados hasta que cada plano láser, los señale. Esto sólo es posible con movimiento de elevación, laterales, horizontales y circunferenciales de la camilla.

Figura 4.18 Se muestra como son colocados los dosimetros en el centro del eje que sostiene los discos del fantoma.

La jaula de localización se retira del fantoma esférico para comenzar a irradiar la malformación ( dosimetros). En la consola del acelerador se teclean los ángulos en los que debe estar el gantry y la camilla antes de hacer el primer disparo (Figuras 4.20 y 4.21). El sistema a propuesto seis arcos de irradiación los cuales tienen diferentes posiciones y diferentes dosis de radiación en unidades monitor (UM). La suma total de dosis absorbida debe de recibir el tumor según los neurocirujanos y el sistema de planeación estereotáxica es de 19 Gy desde su periferia hasta el centro de éste.

68

Figura 4.1 9. Se coloca al fantoma la jaula, para colocar las coordenadas en las que se encuentra localizada la malformaci6n. La jaula nos permite trasladar con gran precisión la lesión al isocentro

Los parámetros de inicio que indica el monitor del acelerador son:

Field X = 10.0 Field Y = 10.0 Gantry Angle O" Diaphr O Table lat 97.7

long 1.9 heigt 17.0

rotn 359 O

isoc rotn 357" (O" usados como referencia origen)

Modificaciones:

Angulo de la mesa 5", para el primer campo con el objeto de que el haz libre la rebanada del fantoma que evitaria intereaccionar con la materia y un exceso de irradiación en los TLD.

'69

Figura 4.20. Posicionamiento del gantry y la mesa antes de irradiar el fantoma. Se puede notar que ya se ha retirado la jaula.

Figura 4.21. Otra posición de abordaje para la irradiación del tumor.

70

CAPITULO V PRELIMINARES

5.1 Resultados Los dosimetros que se irradiaron en el sitio donde se encontraba la cavidad tumoral, reportaron lecturas en unidades de carga, PC. Estos valores se ajustaron antes de utilizarlos directamente en sus respectivas funciones lineales, (las ecuaciones permitirán conocer la dosis que se absorbió en la cavidad). Recordemos que se han obtenido trece ecuaciones lineales de la forma:

R, = a, D, + b, (5-1 1

en donde a, y b, son la pendiente y la ordenada al origen; R, es la respuesta del dosimetro que conocemos en todo momento gracias al equipo lector Harshaw y D,, la dosis absorbida asociada a esta respuesta. Los subindices w indican que la aproximación lineal es en un medio constituido únicamente por agua. Para conocer D,, sólo hacemos:

D, = Rw -bw a,

Pero los cristales han sido irradiados en un medio diferente. Esto implica que la respuesta , R,, en el fantoma de nylon será diferente a la respuesta, R,, en agua, por lo tanto no se podrá hacer la sustitución directamente en la ecuación lineal. Necesitamos conocer un factor k de R,, de tal forma que puedea ajustarlo a una lectura R,, es decir:

R, = kR, (5-3)

y con esto hacer: m, -b, D, =

a, (5-4)

con cada recta de cada dosimetro. Podríamos conocer esta constante k, si se hace la corrección usando las densidades del material y considerando que existe una relación inversa con la respuesta, esto es si, RJR, = p$pw. Pero no sólo la densidad es una variable atenuadora de la energía, también existen otras y para que podamos hacer una corrección eficaz debemos considerarlas a todas. Si despejamos a R, de la ecuación anterior y al resultado lo multiplicamos por su inverso tendremos:

71

l/k esta relacionada directamente con la dosis que absorbe cada uno de los medios, de modo que:

La teoría de cavidades de Burlin dice que la relación entre las dosis absorbidas de dos medios diferentes que son atravesados por un mismo haz de radiación ionizante y con un mismo flujo de fotones es:

D g

L = d ms; +(1-d) - DW [? 1.

o bien

R, - = d ms; +(1-d) - g

R W [? I (5-7)

El espesor del fantoma es considerablemente pequeño en comparación con el alcance del haz de radiación. Esto implica que la cavidad penetrada es pequeña, por lo tanto si esto sucede, d + 1 y la teoría de cavidades de Burlin será:

S,, es .el coeficiente de los colisión de las partículas con

promedios de los poderes de frenado másico por carga que cruzan de g a w (recordemos que los e-

son los que depositan la energía en el medio y los fotones son los que producen la ionización), por lo tanto:

(5-1 O)

La equivalencia obtenida corresponde a la teoría de Bragg-Gray, donde S, es el poder másico de frenado en el nylon y S, el poder de frenado en el agua. Para encontrar estos valores usamos la tabla 5.1 que muestra los coeficientes de atenuación másico y los sustituimos en:

(5-1 1)

Este factor se multiplica directamente con la lectura del dosimetro obtenida en el fantoma. Los resultados que reporta la tabla 5.2 corresponden a ajustes para cavidades pequeñas.

72

Tabla 5.1. Cuando una cavidad es considerada como pequeña, el número d tiende a l. S, = 1.8583 MeV cm2/gr y S, = 1.8338 MeV cm2/gr.

Consideremos que la cavidad atravesada es grande, es decir, d+O, entonces la teoría de cavidades se reducirá a:

(5-1 2)

g

donde [$) es el cociente promedio del coeficiente másico de absorción de W

energía para g y w. Estos se pueden determinar de tablas, considerando el tipo de radiación y la energía que tiene. De esta manera la ecuación a resolver será:

(5-1 3)

La Tabla 5.2 muestra los valores obtenidos considerando al fantoma una cavidad grande.

Se puede notar que la dosis esperada es menor con respecto a lo calculado por el sistema de planeación estereotáxica.

La forma más primitiva de hacerlo es , como ya se mencionó antes, considerando que entre las respuestas de los dosimetros y las densidades de los materiales atravesados existe una relación inversamente proporcional, o sea que:

73

Tabla 5.2. Si d tiende a cero, entonces se esta considerando una cavidad grande. (p.&)w = 0.01 55 Y (Per/P)g = 0.01 59.

de este modo, los resultados obtenidos de manera directa son los que muestra la tabla 5.3.

Esta lectura fue determinada por el dosímetro localizado en la posición E6 del arreglo.

Tabla 5.3. Con este ajuste se puede acercar más al valor deseado.

Los errores de las dosis absorbidas por el TLD que se muestran en la última columna de cada tabla se determinan con el porcentaje de dispersión de los valores respecto al valor medio. Como existe un valor promedio para las dosis de 18.44 Gy y 23.05 Gy (2.4995 % y 2.801 1 % respectivamente), lo que hacemos es

74

interpolar para una dosis de 19 Gy obteniendo un 2.54 O h de dispersión para todo el lote a esta misma dosis. El resultado se sustituye en:

(5-1 5)

1 OOD; % 1 OOD; % De modo que el error será obtenido de: y también

Dw Dw

5.2 Comentarios y Conclusiones La dosimetría realizada sólo se limitó a calcular la dosis en un lugar determinado, Otra posible aplicación es colocar los cristales en puntos estratégicos en la posición que se desee. Para poder hacer esto, son necesarias perforaciones a lo largo del volumen de la esfera. Así se podría encontrar la dosis en puntos críticos (que son de alto riesgo) y quizá en las inmediaciones periféricas de la lesión; todo con el fin de obtener una visión más amplia de lo que sucede en el cerebro humano cuando esta siendo irradiado.

Debemos considerar, antes de poder hacer cualquier ajuste del haz (ya que como vimos la dosis fué baja), la precisión de los cristales. Si bien, se puede aumentar la intensidad de radiación a través de un factor determinado partiendo de nuestros resultados, no se descartan los posibles incrementos en el intervalo de error del TLD con el uso.

Hemos conocido paso a paso los requerimientos tanto legales (reglamentos, condiciones, disposiciones) como técnicos (calibración, funcionalidad, operacionalidad), que implican una radiocirugía. La cantidad de personas que giran en torno a esta y la precisión con que se debe trabajar. Los resultados obtenidos son excelentes ya que las condiciones con las que se trabajó se mantuvieron muy por arriba de las que normalmente se trabajan, y esto se debe a que las lesiones comúnmente tienen 2 cm de diámetro; al irradiar una lesión 50 Yo más pequeña se obtuvo una mayor precisión ya que nuestro grado de control fue mayor. El éxito de la radiocirugía habla muy bien del hospital y su personal.

Cuidando mejor las variables, tal vez nos hubiéramos acercado más, pero esto se deja para una posterior prueba. Dentro de los límites experimentales de este trabajo, el sistema de planeación estereotáxica junto con el acelerador lineal son una herramienta valiosa para la predicción y corrección de las malformaciones presentes en el cerebro humano.

Antes de terminar este proyecto el Instituto Nacional de Cancerología se inició en esta práctica, lo que abre una posibilidad más de desarrollo en este tipo de tratamientos para ambas instituciones.

APENDICE I Análisis de Regresión

El comportamiento de algunos problemas puede ser descrito por dos o más variables que estan relacionadas entre sí; modelar y explorar esta relación podría resultar importante. En general, si suponemos que hay una sola variable linealmente dependiente o de respuesta que depende de k variables independientes o de regresión, la relación entre estas variables se caracteriza por un modelo matemático de la forma:

donde los parámetros de la recta, p0 y fl I son constantes desconocidas y E es un error aleatorio con media cero y varianza o*. Usualmente se supone que la variable de regresión, x, es continua y controlable. Si el experimento está diseñado se eligen los valores de x y se observan los valores correspondientes de Y.

A la ecuación A-I se le conoce como modelo de regresión lineal simple porque sólo depende de una única variable. Los parámetros P, y a, se estiman usando mínimos cuadrados si se tienen n pares de datos XI,^,), ( ~ 2 ~ ~ 2 ) ~ . . .(xnlyn). Con esto se tiene la expresión:

yj = Po + p,x,+ para cada j = 1,2,. . .n

la función de mínimos cuadrados será entonces:

La minimización de la función puede simplificarse si el modelo de la ecuación A-1 se expresa mediante:

y=pO+P,(X-X)+E (A-3)

1 "

n en donde X = - c x j , y pi = p,, + 4.. Con esto, el modelo transformado de

mínimos cuadrados es:

76

j=1

Después de simplificar las ecuaciones obtenemos:

j=i

Con esto se obtiene el modelo de ajuste de regresión lineal simple:

o bien 9 = bo +&x

siempre que bo = - AX. Para simplificar la notación hacemos:

(A-9)

(A-1 O)

(A-1 1)

(A- 1 2)

Los residuos de la ecuación lineal A-8 pueden ser determinados por:

A

E .= y. - y . J I I (A-1 3)

Además de los estimadores puntuales de la pendiente y la ordenada en el origen, es posible obtener estimaciones por intervalos de estos parámetros. Si las E, son independientes y normalmente distribuidas, entonces:

tienen distribución t con n-2 grados de libertad. Así, un intervalo de confianza del loo( 1 -a )% sobre 4 y Po está dado respectivamente por:

(A-1 4)

(A-1 5)

donde: MSE = - - - s2 y además SSE = TE; . n - 2 j=l

Asimismo, vi, tiene distribución normal porque bo y d , también lo están. Por lo tanto, un intervalo de confianza del loo( 1 -a)% para la recta de regresión real en x = Xj, puede calcularse mediante:

(A-1 6)

Los puntos porcentuales de la distribución t, pueden ser encontrados en cualquier tabla de probabilidad y estadística.

78

APENDICE II Puntos porcentuales de la distribución t

1 2 3 4

5 6 7 8 9

10 11 12 13 14

15 16 17 18 19

20 21 22 23 24

25 26 27 28 29

30 40 60 120 oc

0.289 0.81 6 0.277 0.765 0.271 0.741

0.267 0.727 0.265 0.727 0.263 0.71 1 0.262 0.706 0.261 0.703

0.260 0.700 0.260 0.697 0.259 0.695 0.259 0.694 0.258 0.692

0.258 0.691 0.258 0.690 0.257 0.689 0.257 0.688 0.257 0.688

0.257 0.687 0.257 0.686 0.256 0.686 0.256 0.685 0.256 0.685

0.256 0.684 0.256 0.684 0.256 0.684 0.256 0.683 0.256 0.683

0.256 0.683 0.255 0.681 0.254 0.679 0.254 0.677 0.253 0.674

1.886 1.638 1.533

1.476 1.440 1.415 1.397 1.383

1.372 1.363 1.356 1.350 1.345

1.341 1.337 1.333 1.330 1.328

1.325 1.323 1.321 1.31 9 1.318

1.31 6 1.315 1.314 1.313 1.31 1

1.310 1.303 1.296 1.289 1.282

v son los grados de libertad

2.920 2.353 2.1 32

2.01 5 1.943 1.895 1.860 1.833

1.81 2 1.796 1.782 1.771 1.761

1.753 1.746 1.740 1.734 1.729

1.725 1.721 1.71 7 1.714 1.71 1

1.708 1.706 1.703 1.701 1.699

1.697 1.684 1.671 1.658 1.645

4.303 3.182 2.776

2.571 2.447 2.365 2.306 2.262

2.228 2.201 2.179 2.160 2.145

2.1 31 2.120 2.1 1 o 2.1 o1 2.093

2.086 2.080 2.074 2.069 2.064

2.060 2.056 2.052 2.048 2.045

2.042 2.021 2.000 1.980 1.960

6.965 4.541 3.747

3.365 3.1 43 2.998 2.896 2.821

2.764 2.71 8 2.681 2.650 2.624

2.602 2.583 2.567 2.552 2.539

2.528 2.51 8 2.508 2.500 2.492

2.485 2.479 2.473 2.467 2.462

2.457 2.423 2.390 2.358 2.326

9.925 5.841 4.604

4.032 3.707 3.499 3.355 3.250

3.1 69 3.106 3.055 3.01 2 2.977

2.947 2.921 2.898 2.878 2.861

2.845 2.831 2.81 9 2.807 2.797

2.787 2.779 2.771 2.763 2.756

2.750 2.704 2.660 2.617 2.576

14.089 7.453 5.598

4.773 4.317 4.01 9 3.833 3.690

3.581 3.497 3.428 3.372 3.326

3.286 3.252 3.222 3.1 97 3.174

3.1 53 3.1 35 3.1 19 3.104 3.091

3.078 3.067 3.057 3.047 3.038

3.030 2.971 2.91 5 2.860 2.807

23.326 10.21 3 7.1 73

5.893 5.208 4.785 4.501 4.297

4.144 4.025 3.930 3.852 3.787

3.733 3.686 3.646 3.61 O 3.579

3.552 3.527 3.505 3.485 3.467

3.450 3.435 3.421 3.408 3.396

3.385 3.307 3.232 3.1 60 3.090

31.598 12.924 8.61 O

6.869 5.959 5.408 5.041 4.781

4.587 4.437 4.318 4.221 4.1 40

4.073 4.01 5 3.965 3.922 3.883

3.850 3.81 9 3.792 3.767 3.745

3.725 3.707 3.690 3.674 3.659

3.646 3.551 3.460 3.373 3.291

79

APENDICE 111 Unidades, escalas y magnitudes

Las unidades para medir las cantidades de radiación que recibe el organismo humano son de reciente creación. La necesidad de crear patrones internacionales de referencia para su uso en la medicina, la industria y la investigación obligó su rápido desarrollo. Una ejemplo de esto, es la Tabla A-1 que muestra la diversidad de magnitudes con las que están relacionadas las unidades radiológicas.

Exposición dQ CKg” Roentgen X = - dm

X =- dt

Rapidez de Exposición

Roentgenkegundo CKg” * dX

I

Dosis Absorbida rad J Kg” dE D=- dm

D=- dt

Rapidez de Dosis radkegundo JKg”s” dD Absorbida

Dosis Equivalente de rem JKg” H =OW,

Rapidez de remkegundo JKg”s” * dH Equivalente de H=-

dt

Tabla A-l. Las unidades en el ámbito nuclear, son establecidas y reguladas por órganos internacionales como la Comisión internacional de Unidades y Medidas de Radiación. Estas se

encargan de difundirlas a los países con los que tienen acuerdos o tratados.

La actividad, es un proceso de decaimiento radiactivo o de desintegración estadístico que se da en los núcleos que son inestables y tienden a ser estables mediante la expulsión de partículas lo que provoca que se formen cambios en el número atómico y en el número de masa. El número de átomos desintegrandose por unidad de tiempo dN/dt es h veces el número de átomos radiactivos N. Si esta equivalencia se integra obtenemos: N = Nee-" donde N son los átomos que quedan sin desintegrarse al tiempo t, No el número de átomos existentes al inicio y h es el valor de la constante de decaimiento.

La exposición, X, es la más antigua de las magnitudes, está definida para fotones de rayos X y Gamma con energía de 15 keV y hasta 2 MeV y en un medio particular que es el aire. Siendo Q el valor absoluto de la carga total de los iones de un mismo signo producidos en aire cuando todos los electrones liberados por

80

los fotones en una misma masa de aire dm se detienen completamente en este medio.

La dosis absorbida representa el valor esperado de la energía impartida por unidad de masa de un volumen infinitesimal. La dosis absorbida es una magnitud válida para partículas de todo tipo. Además es la magnitud dosimétrica de mayor interés en nuestro estudio. dE es la energía media impartida por la radiación ionizante a un material de masa dm. Su unidad en el Sistema Internacional es el Gray y su unidad especial asignada es el rad, cuya equivalencia es: 1 Gy = 100 rad. El centigray es un múltiplo de la unidad de dosis absorbida (gray) equivalente a 1 cGy = 0.01 Gy. Todas las unidades se pueden expresar en múltiplos de las mismas (Tabla A-2).

El cociente de dD por dt, es el incremento de la dosis absorbida en el intervalo de tiempo dt. La unidad especial es el rad/s. Las unidades de tiempo, día, hora y minuto pueden usarse con el Sistema Internacional.

El factor de ponderación por tipo de radiación WR tiene por objeto ponderar cualquier dosis absorbida de acuerdo con la efectividad biológica de la calidad de radiación que ha producido esa dosis absorbida. Este factor se define como una función del poder de frenado por colisión en agua en el punto de interés.

IO-' centi c

10' giga G IO" nano n lo6 mega M micro p

l o3 kilo k 10" mili m l o z hecto h

1 0 " ~ femto f 1015 peta P 1 0 " ~ atto a 1 0 ' ~ exa E

10-l2 pico p 10" tera T

Tabla A-2. Múltiplos usados comúnmente para la transformación de unidades.

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Mi más sincero agradecimiento al doctor Vicente Ramírez, al ingeniero Juan Garcia , al personal de Philips Sistemas Médicos y a los técnicos del Centro Médico Nacional “20 de noviembre”, por su apoyo.